ES2208741T3 - Aparato para detectar biopotenciales de corriente continua. - Google Patents
Aparato para detectar biopotenciales de corriente continua.Info
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Abstract
METODO Y APARATO PARA EXPLORAR O DETECTAR ENFERMEDADES, LESIONES O AFECCIONES CORPORALES EN UN SUJETO HUMANO O ANIMAL DETECTANDO SEPARADAMENTE EL BIOPOTENCIAL DE C.C. DEL CAMPO ELECTROMAGNETICO EN VARIOS PUNTOS DE PRUEBAS DE UNA ZONA DE PRUEBAS. LOS BIOPOTENCIALES DE C.C. SON CONVERTIDOS EN SEÑALES DIGITALES POR CONVERTIDORES ANALOGICO-DIGITALES (36, 38) CONECTADOS A SENSORES DE PRUEBAS DE BIOPOTENCIALES DE C.C. (12) EN LOS PUNTOS DE PRUEBAS, Y LOS SENSORES DE PRUEBAS DE BIOPOTENCIALES DE C.C. (12) Y LOS CONVERTIDORES ANALOGICODIGITALES (36, 38) FORMAN UNA SECCION DE DETECCION DE BIOPOTENCIALES (48) QUE ESTA SEPARADA DE UNA SECCION DE PROCESO (46) QUE RECIBE Y PROCESA LAS SEÑALES DE PRUEBAS. LAS SEÑALES ENTRE LA SECCION DE PROCESO (46) Y LA SECCION DE DETECCION DE BIOPOTENCIALES (48) SE TRANSMITEN POR UNA RED DE TRANSMISION QUE AISLA ELECTRICAMENTE LAS DOS SECCIONES. LAS CONVERSIONES REALIZADAS POR LOS CONVERTIDORES ANALOGICO-DIGITALES (36, 38) SE SINCRONIZAN CON LA FRECUENCIA DE LINEA DE C.A. DE LA ALIMENTACION ELECTRICA DEL APARATO (42), Y LAS SEÑALES DE PRUEBAS DIGITALES SON FILTRADAS EN LA SECCION DE PROCESO (46) POR FILTROS DIGITALES (68), CADA UNO DE LOS CUALES ESTA DEDICADO A UN DETERMINADO SENSOR DE PRUEBAS DE BIOPOTENCIALES DE C.C.
Description
Aparato para detectar biopotenciales de corriente
continua.
La presente invención se refiere a un aparato
para detectar estados de enfermedades, sitios lesionados o
condiciones corporales en un organismo vivo, detectando el
biopotencial de corriente continua (c.c.) del campo
electromagnético presente entre una referencia y una pluralidad de
puntos de prueba en el organismo vivo, para medir el gradiente de
actividad eléctrica que ocurre como una función de la actividad
biológica. Un aparato del tipo mencionado en el preámbulo de la
reivindicación 1, es conocido por el documento
US-A-5 099 844.
En los últimos años, está alcanzando una gran
aceptación la teoría de que la medida del nivel del potencial del
campo electromagnético de un organismo vivo se puede usar como una
herramienta precisa de exploración y diagnóstico. Se han
desarrollado muchos métodos y dispositivos en un intento de llevar
a la práctica esta teoría. Por ejemplo, la Patente de EE.UU. Nº
4.328.809 para B. H. Hirschowitz y otros, trata de un dispositivo y
un método para detectar el nivel del potencial del campo
electromagnético presente entre un punto de referencia y un punto
de prueba en un organismo vivo. En la patente de Hirschowitz y
otros, un electrodo de referencia y un electrodo de prueba
proporcionan señales de c.c. indicativas del nivel del potencial del
campo electromagnético medido entre el punto de referencia y el
punto de prueba. Estas señales son suministradas a un convertidor
de analógico a digital que genera una señal digital como una
función de las mismas, y un procesador proporciona una señal de
salida indicativa de un parámetro o parámetros del organismo vivo
como una función de esta señal digital.
Dispositivo similares de medida de biopotenciales
son conocidos por las Patentes de EE.UU. Nos. 4.407.300 para
Davis, y 4.557.271 y 4.557.273 para Stroller y otros. En
particular, Davis describe la diagnosis de cáncer midiendo las
fuerzas electromotrices generadas entre dos electrodos aplicados a
un sujeto.
A menudo, la medida de biopotenciales se ha
realizado usando un conjunto de electrodos, con algún tipo de
sistema de multiplexación para conmutar entre los electrodos del
conjunto. La anteriormente mencionada patente de Hirschowitz y
otros contempla el uso de una pluralidad de electrodos de prueba,
mientras que las Patentes de EE.UU. Nos. 4.416.288 para Freeman y
4.486.835 para Bai describen el uso de conjuntos de electrodos de
medida.
Desgraciadamente, los métodos anteriores para
emplear biopotenciales medidos en la superficie de un organismo
vivo como una herramienta de diagnóstico, aunque básicamente
válidos, están basados en una hipótesis demasiado simplista que no
proporciona una diagnosis efectiva para muchos estados de
enfermedades. Los métodos anteriores y los dispositivos que los
llevan a la práctica funcionan sobre la base de que un estado de
enfermedad está indicado por una polaridad negativa que tiene lugar
con respecto a un voltaje de referencia obtenido desde otro sitio
del cuerpo de un paciente, mientras que los estados normales o no
malignos, en el caso de cáncer, están indicados por una polaridad
positiva. Basándose en esta hipótesis, se deduce que la detección y
diagnosis de estados de enfermedades se pueden efectuar usando un
electrodo de medida situado externamente en o cerca del sitio
enfermo para proporcionar una medida de la polaridad de la señal
recibida desde el sitio, con respecto a la del sitio de referencia.
Donde se han usado múltiples electrodos de medida, sus salidas se
han sumado y promediado simplemente para obtener una señal media de
la cual se efectúa una determinación de polaridad. Esta
aproximación puede estar sujeta a deficiencias importantes que
conducen a imprecisión en el diagnóstico, particularmente donde
sólo se toman medidas superficiales.
Primero, se ha encontrado que la polaridad del
tejido enfermo que está debajo de un electrodo de registro varía
con el tiempo. Este hecho da lugar a un cambio de potencial que
confunde un diagnóstico fiable cuando sólo se usa un electrodo de
registro externo. Adicionalmente, la polaridad del tejido, medida
explorando la superficie pelicular, depende no sólo de la
colocación del electrodo de registro, sino también de la colocación
del electrodo de referencia. Por lo tanto, una polaridad negativa
medida no es necesariamente indicativa de enfermedades tales como
cáncer, ya que la polaridad en el sitio enfermo depende, en parte,
de la colocación del electrodo de referencia.
Cuando progresan estados de enfermedades tales
como el cáncer, producen efectos locales que incluyen cambios en
vascularización, contenido de agua, y velocidad de división
celular. Éstos y otros efectos alteran concentraciones iónicas que
se pueden medir en la superficie pelicular y dentro de tejidos
neoplásicos. Pueden ocurrir otros efectos locales, tales como
distorsiones en circuitos eléctricos cerrados biológicamente. Un
punto clave a reconocer es que estos efectos no ocurren
uniformemente alrededor del sitio enfermo. Por ejemplo, cuando un
tumor crece y se diferencia, puede mostrar amplias variaciones en
su vascularidad, contenido de agua y velocidad de división celular,
dependiendo de si el examen ocurre en el núcleo del tumor (que
puede ser necrótico) o en los límites del tumor (que pueden
contener las células más activas metabólicamente). El tumor puede
no responder significativamente a factores de crecimiento, mientras
que los factores de crecimiento y las enzimas producidas pueden
afectar significativamente a las células normales que rodean el
tumor. Una vez reconocido este hecho, se deduce que importantes
indicaciones eléctricas de enfermedad se van a observar en los
voltajes relativos recogidos de un número de sitios en y cerca de
un área enferma, y no, como se suponía anteriormente, en la
dirección (positiva o negativa) de la polaridad.
La medida exacta de biopotenciales de c.c. para
detectar o explorar enfermedades, lesiones o funciones corporales
es muy difícil de conseguir, porque los biopotenciales de c.c. a
detectar son de una amplitud muy baja. Debido a factores tales como
los bajos potenciales de c.c. implicados y la innata complejidad de
los sistemas biológicos, las señales de datos recogidas tienden a
incluir una cantidad sustancial de ruido que dificulta el análisis
exacto. También, los sistemas biológicos son notorios por su
complejidad, falta de linealidad e imprevisibilidad, y no son raras
grandes variaciones de la normalidad. Por ejemplo, las señales de
biopotenciales de c.c. tienden a variar con el tiempo, de modo que
si las señales no son detectadas y analizadas con alguna rapidez,
se producen errores de señales debido a la variación. Sin embargo,
los filtros paso bajo usados para suprimir componentes indeseados
de corriente alterna (c.a.) de alta frecuencia, de los
biopotenciales de c.c. detectados, requieren periodos de
estabilización entre medidas de señales que tienden a prolongar
indebidamente el periodo de prueba durante el cual se toman estas
medidas.
Un objeto de la presente invención es
proporcionar un nuevo y mejorado aparato para exploración o
detección de condiciones corporales, en el que una multiplicidad de
biopotenciales de c.c. es recibida desde cada uno de una
pluralidad de electrodos de medida, y digitalizada. La conversión
de analógico a digital de los biopotenciales de c.c. está
sincronizada con la frecuencia de la red de c.a. para minimizar el
ruido inducido de la fuente de alimentación de c.a.
La Figura 1 es un diagrama de bloques del aparato
de la presente invención;
la Figura 2 ilustra la manera en la que los
convertidores de analógico a digital de la Figura 1 están
sincronizados con la frecuencia de la red de c.a.;
las Figuras 3 y 4 son diagramas de flujo que
ilustran el funcionamiento del procesador central de la Figura 1
para obtener una diferencia máxima de voltaje; y
la Figura 5 es un diagrama de flujo que ilustra
el funcionamiento del procesador central de la Figura 1 para
obtener una diferencia máxima de voltaje por un segundo método.
La Figura 1 presenta un diagrama de bloques
básico del aparato de la presente invención indicado generalmente
en 10, para efectuar un análisis discriminatorio a fin de obtener
una señal de diferencia indicativa de la presencia, ausencia o
estado de una condición en un sitio de prueba sobre un sujeto
humano o animal. Para conseguir esto, se usa una pluralidad de
sensores de biopotenciales de c.c. para detectar biopotenciales de
c.c., tales como electrodos detectores 12, y al menos un electrodo
de referencia 14, para proporcionar salidas analógicas indicativas
de biopotenciales de c.c.
Esta invención contempla el uso de una variedad
de diferentes conjuntos de electrodos, dependiendo de la
aplicación para la que está destinada el uso del dispositivo 10.
Por ejemplo, en la diagnosis de lesiones de pecho o piel
clínicamente sintomáticas, el conjunto de electrodos debe cubrir
varias áreas de la lesión así como de tejido relativamente normal
cerca del sitio de la lesión. El propósito es medir las áreas de
actividad eléctrica que ocurren como una función de la actividad
biológica subyacente del sistema orgánico. El número de electrodos
12 usados en la medida también será una función de la aplicación
específica.
Por motivos ilustrativos, en la Figura 1 se
muestran dos conjuntos 16 y 18 de electrodos, constando cada
conjunto de seis electrodos 12 que proporcionan seis canales de
salida separados para cada conjunto. En la práctica real, cada
conjunto puede contener más electrodos y se pueden emplear más de
dos conjuntos.
Los electrodos 12 de los conjuntos 16 y 18 de
electrodos deben estar montados de una manera que permita que los
electrodos se sitúen con precisión contra la superficie curva de la
piel de un sujeto en el área de un sitio de prueba, mientras
mantienen también una separación uniforme y la posición de los
electrodos en una configuración predeterminada. Los electrodos 12 y
el electrodo de referencia 14 deben ser todos de un tipo adecuado
para detectar biopotenciales de c.c. indicativos del nivel de
potencial del campo electromagnético presente en un organismo vivo.
Estos electrodos deben ser de un tipo que no produzca un efecto
sustancial de batería entre el organismo en prueba y los
electrodos, y deben tener un potencial de compensación de c.c. muy
pequeño.
El dispositivo 10 es un dispositivo multicanal
que tiene conductores 20 de electrodos que se extienden
separadamente desde los electrodos 12 de cada conjunto, y un
conductor 22 de electrodo que se extiende desde el electrodo de
referencia 14. Cada electrodo 12, en combinación con el electrodo
de referencia 14, forma un canal de datos separado que transmite
una pluralidad de señales analógicas indicativas de los
biopotenciales de c.c. en un sitio específico de un área de prueba.
Los conductores 20 de electrodos, del conjunto 16, están conectados
a un multiplexor 24 de estado sólido tal como uno modelo
HI-546-5 de Harris Semiconductor,
mientras que los conductores de electrodos del conjunto 18 de
electrodos están conectados a un segundo multiplexor 26 de estado
sólido. Cada conjunto de electrodos conectado al dispositivo 10
proporciona una pluralidad de salidas a un multiplexor conectado al
conjunto, y este multiplexor conmuta entre los conductores 20 de
electrodos durante un periodo de prueba para conectar
secuencialmente las señales analógicas de cada conductor a una
salida de multiplexor tal como las líneas de salida 28 y 30, para
crear una salida multiplexada por división en el tiempo. Dividiendo
los electrodos 12 en una pluralidad de conjuntos y proporcionando
un multiplexor de estado sólido de alta velocidad para cada
conjunto, es posible muestrear repetidamente biopotenciales de un
gran número de electrodos durante un periodo de prueba de duración
mínima.
En el pasado, se ha usado un filtro paso bajo
analógico para filtrar las señales de los electrodos 12. El filtro
funcionaba para suprimir componentes indeseados de c.a. de alta
frecuencia que aparecen en las salidas de señales de voltajes de
c.c. que varían lentamente, proporcionadas por cada uno de los
electrodos como resultado de la medida del campo electromagnético.
Para ser efectivos, la frecuencia de corte de tales filtros tenía
que ser muy baja, normalmente dentro de un margen de 1 a 27 Hz, y
el filtro requería un largo periodo de estabilización cada vez que
se recibía una nueva señal de una amplitud diferente. Cuanto menor
es la frecuencia de corte del filtro, mayor es el tiempo de
estabilización requerido y, por tanto, el retardo originado por el
funcionamiento del filtro reducía significativamente el número de
canales que se podían muestrear durante un periodo de prueba
razonable. También, como la respuesta lenta del filtro aumentaba el
tiempo entre muestras, la variación de las señales de c.c. tendía a
afectar la exactitud de las muestras tomadas desde cada electrodo
individual durante el periodo de prueba.
Para minimizar el periodo de estabilización del
filtro, se podría disponer un filtro paso bajo analógico separado
para cada canal, de modo que cada filtro individual no recibiría
teóricamente señales analógicas de amplitudes significativamente
diferentes durante un periodo de prueba y, por tanto, no se
requerirían periodos significativos de estabilización del filtro.
Donde está presente un gran número de electrodos y canales, esta
solución requeriría un número excesivo de filtros, y como no
pasarían dos canales por el mismo filtro, aumentaría la
probabilidad de que uno o más filtros que funcionan de manera
diferente a los restantes filtros originen un error.
En el dispositivo 10 de la presente invención,
las señales analógicas en las salidas de cada multiplexor pasan a
través de amplificadores separados de filtro paso bajo de
frecuencia relativamente superior, tal como los amplificadores de
filtro 32 y 34. Estos amplificadores de filtro tienen una
frecuencia de corte relativamente elevada de 40 Hz o más y, por
tanto, requieren un periodo de estabilización corto con señales
analógicas de la amplitud proporcionada en las líneas de salida 28
y 30 a los filtros.
Las señales analógicas de salida del amplificador
de filtro 32, conectado al multiplexor para el conjunto 16 de
electrodos, están dirigidas a un convertidor 36 de analógico a
digital, mientras que las señales analógicas de salida del
amplificador de filtro 34 para el conjunto 18 de electrodos están
conectadas a un convertidor 38 de analógico a digital. Los
convertidores de analógico a digital funcionan para convertir las
señales analógicas de entrada a señales digitales de salida que son
una función de las entradas analógicas.
Los convertidores 36 y 38 de analógico a digital
funcionan en respuesta a señales de temporización proporcionadas en
una línea 40 de temporización, que sincronizan las conversiones con
la frecuencia de red de la red de energía 42 de c.a. para el
dispositivo 10. La frecuencia de la red de c.a. es una gran fuente
de ruido que afecta adversamente a las señales de biopotenciales
detectadas por el dispositivo, y este ruido de la frecuencia de la
red es minimizado sincronizando las conversiones de analógico a
digital con la frecuencia de la red. Para conseguir esto, una
sección 44 de temporización de c.a. en una unidad central de
proceso 46 tal como una Motorola modelo 68332, detecta la
frecuencia de la red de energía de c.a. y proporciona cuatro
impulsos de temporización en la línea 40 de temporización en
posiciones iguales A, B, C y D de la onda sinusoidal para el ciclo
de red de c.a., como se muestra en la Figura 2. Los impulsos de
temporización ocurren a distancias iguales desde el punto de pico o
de 90º de cada semiciclo y en lados opuestos del mismo. Idealmente,
estos impulsos de temporización ocurren en puntos del semiciclo que
están a 90º del punto de pico. Por tanto, se proporciona un
impulso de temporización en posiciones iguales de la curva de
subida y de bajada de cada semiciclo, haciendo que ocurra una
conversión en respuesta a cada impulso de temporización. El ruido
generado durante la parte de subida del semiciclo tiende a
compensarse por el ruido generado durante la parte de bajada.
Los multiplexores 24 y 26, los amplificadores de
filtro 32 y 34, y los convertidores 36 y 38 de analógico a digital
forman una sección de aislamiento 48 que está conectada
eléctricamente a un sujeto por medio de los conjuntos 16 y 18 de
electrodos. Esta sección de aislamiento está provista de una fuente
de alimentación especializada 50 de menor potencia que no
proporciona potencia suficiente para causar lesiones a un sujeto.
La fuente de alimentación 50 recibe energía de c.a. de la red de
energía 42 de c.a. e incluye un circuito de aislamiento doble, que
contiene dos transformadores entre la red de energía de c.a. y la
sección de aislamiento, que proporcionan una barrera doble para la
red de energía de c.a. La fuente de alimentación 50 convierte la
c.a. de entrada a una corriente continua de bajo voltaje que
alimenta la sección de aislamiento 48. La sección de aislamiento
está aislada eléctricamente de la unidad central de proceso 46 que
está conectada a la red de energía 42 de c.a. Para lograr este
aislamiento eléctrico, todas las señales entre la sección de
aislamiento y la unidad central de proceso deben ser conducidas por
cables 52 de fibra óptica, como señales ópticas. Por tanto, las
señales de temporización de la sección 44 de temporización de c.a.
son convertidas a impulsos luminosos por una unidad de conversión
54, tal como un diodo emisor de luz, transmitidas por un cable
óptico 52 y reconvertidas a impulsos eléctricos por una unidad de
reconversión 56. Análogamente, las salidas digitales eléctricas de
los convertidores 36 y 38 de analógico a digital son convertidas a
impulsos luminosos y transmitidas a la unidad central de proceso
46, donde son reconvertidas a señales digitales eléctricas.
Alternativamente, un chip aislador óptico mostrado por líneas de
trazos en 58, tal como el modelo CNW136 de Hewlett Packard, puede
reemplazar los cables ópticos 52, las unidades de conversión 54 y
las unidades de reconversión 56, para convertir las señales
eléctricas a señales ópticas y para efectuar la reconversión. Las
señales digitales eléctricas de la unidad de reconversión 56, o
bien del chip 58 aislador óptico, son dirigidas a un conmutador
sincrónico o desmultiplexador 60.
El desmultiplexador 60 está sincronizado con los
multiplexores 24 y 26 y proporciona señales de temporización en una
línea 62, que son transmitidas como señales ópticas a la sección de
aislamiento 48, donde son reconvertidas a señales eléctricas de
temporización que son enviadas por una línea 64 a los
multiplexores. Los conjuntos 66 y 68 de filtros digitales en la
programación para la unidad central de proceso incluyen un filtro
digital especializado tal como un filtro bipolar de respuesta
infinita de impulso (IIR = Infinite Impulse Response) con una
respuesta Butterworth, para cada canal de electrodo de los
conjuntos 16 y 18 de electrodos, respectivamente. Por tanto, como
los multiplexores 24 y 26 están transmitiendo simultáneamente
señales analógicas desde un canal de electrodo seleccionado de los
conjuntos 16 y 18 de electrodos, las señales digitales indicativas
de estas señales analógicas están siendo dirigidas por el
desmultiplexador a los filtros digitales de los conjuntos 66 y 68
que están dedicados a esos canales. Cuando los multiplexores
conmutan los canales, el desmultiplexador conmuta a
correspondientes filtros digitales.
Los datos digitales filtrados, de los conjuntos
66 y 68 de filtros digitales, son analizados por una sección 69 de
detección de nivel de c.c. de la unidad central de proceso (formada
de hecho por un programa de ordenador) que está programada para
detectar la magnitud de las señales de biopotenciales de c.c.
representadas por las señales digitales filtradas. Las señales
digitales indicativas de señales de c.c. dentro de un margen
predeterminado de milivoltios (por ejemplo, -30 a +100 milivoltios)
son aceptadas, mientras que las señales fuera de ese margen de
milivoltios son rechazadas como espurias. Las señales aceptadas son
dirigidas a la sección procesadora 70 de la unidad central de
proceso 46, que tiene una memoria RAM (de lectura y escritura) 72 y
una memoria ROM (de sólo lectura) 74. Estos datos son almacenados
en memoria y son procesados por la sección procesadora de acuerdo
con un programa almacenado, para efectuar las funciones de
exploración o detección de condiciones, de la presente invención.
La salida de la sección procesadora está conectada para controlar
la presentación en una unidad indicadora 76.
Debe entenderse que, para claridad de la
descripción, las secciones de la unidad central de proceso 46 se
han ilustrado como bloques operativos, pero estas secciones pueden
constituir funciones controladas por programación.
El funcionamiento del aparato 10 se entenderá
claramente mediante una breve consideración de las etapas del
método general que el dispositivo está destinado a realizar. Los
conjuntos 16 y 18 de electrodos están situados sobre varias áreas
diferentes de un sitio de prueba, y el electrodo de referencia 14
se pone después en contacto con la piel del sujeto en relación
separada del conjunto de electrodos. Este electrodo de referencia
podría ponerse en contacto, por ejemplo, con una mano o área
subxifoidea del sujeto. El campo electromagnético entre el
electrodo de referencia y cada uno de los electrodos 12, se mide,
se convierte a una señal digital y se almacena para ser procesada
por la sección procesadora 70. El control del programa para la
unidad central de proceso hace que se tome una pluralidad de estas
medidas durante un periodo de tiempo, y las medidas en todos los
canales se toman repetitivamente durante un tiempo de medida o
periodo de prueba predeterminado. Se toman medidas secuenciales
entre el electrodo de referencia y uno de los electrodos 12 de cada
conjunto 16 y 18 hasta que sea muestreado cada canal y, después, se
repiten las medidas secuenciales en toda la duración del periodo de
prueba predeterminado. En unidades de la técnica anterior, se han
tomado una pluralidad de medidas durante un periodo de tiempo y, a
menudo, desde una pluralidad de electrodos, pero entonces, estas
medidas plurales se promediaban simplemente para proporcionar una
sola indicación de salida media. Según la presente invención, las
indicaciones de medidas en cada canal individual no son promediadas
con las de otros canales, sino que se mantienen separadas y se
promedian por cada canal dentro de la sección procesadora 70 al
final del periodo de prueba. Durante un solo periodo de prueba, por
ejemplo, de doce canales de medida, la sección procesadora obtendrá
doce señales medias indicativas del campo electromagnético medio
durante el periodo de prueba, entre el electrodo de referencia 14 y
cada uno de los electrodos 12 de los conjuntos de electrodos 16 y
18. Por supuesto, se pueden usar más electrodos de referencia,
aunque sólo se ha mostrado un electrodo de referencia con
propósitos ilustrativos.
Una vez que se ha obtenido una indicación del
nivel de señal media para cada canal, los resultados de las medidas
tomadas en múltiples sitios son analizados matemáticamente para
determinar las relaciones entre los valores de señal media
obtenidos. Se ha encontrado que el resultado de tal análisis es que
se puede obtener un subconjunto de relaciones que son indicativas
de la presencia de enfermedades, lesiones u otras condiciones más
serias, mientras que se podría obtener un subconjunto diferente que
sea indicativo de la ausencia de tales condiciones.
Una de las relaciones más importantes a obtener
es la diferencia máxima de voltaje (DMV), que está definida como el
mínimo valor medio de voltaje obtenido durante el periodo de
prueba restado del máximo valor medio de voltaje obtenido durante
el mismo periodo, donde dos o más electrodos están registrando
potenciales de c.c. de un sitio de prueba. Por tanto, para cada
periodo de prueba predeterminado, la indicación del menor nivel
medio de voltaje obtenida en cualquiera de los canales es restada
de la indicación del mayor nivel medio de voltaje obtenida en
cualquiera de los canales, para obtener un nivel de voltaje DMV. Si
este nivel de voltaje DMV está por encima o por debajo de un nivel
deseado >x, entonces, se podría indicar una condición de
enfermedad tal como una malignidad, lesión u otra condición.
Análogamente, si la media tomada de un canal durante el periodo de
medida es un valor anormalmente bajo <y, la presencia de esta
lectura de electrodo individual (LEI) anormalmente baja podría ser
indicativa de una condición de enfermedad, lesión u otra condición.
Estos indicadores primarios se pueden analizar aún más para reducir
el número de falsos diagnósticos positivos que pueden ser
falsamente identificados basándose en las lecturas de alta DMV o
baja LEI.
El funcionamiento global general de la unidad
central de proceso 46 se entenderá mejor tomando como referencia
los diagramas de flujo de las Figuras 3 y 4. El funcionamiento de
la unidad 10 se inicia mediante un interruptor de arranque adecuado
como se indica en 78, para alimentar la unidad central de proceso
46, y esto activa un estado de inicialización en 80. En el estado
de inicialización, los diversos componentes del dispositivo 10 son
llevados automáticamente a un modo operativo, por ejemplo,
activando el indicador 76 mientras varios registros de control para
la unidad central de proceso se reponen a un estado deseado.
Subsiguientemente, en 82 se inicia un periodo de
prueba en el que se comprueba que los diversos componentes del
sistema funcionan apropiadamente. Durante este periodo de prueba,
también se pueden comprobar los conjuntos 16 y 18 de electrodos
para estar seguros de que se están usando electrodos que miden
biopotenciales de c.c. con exactitud.
Si todos los componentes del sistema superan
apropiadamente las pruebas durante el periodo de prueba del
sistema, en 84 empieza la temporización de los convertidores de
analógico a digital de acuerdo con la frecuencia de la red de c.a.,
y en 86 empieza la temporización de los multiplexores y
desmultiplexadores. Con los convertidores de analógico a digital,
los multiplexores, los desmultiplexadores y los filtros digitales
en funcionamiento, ahora es posible monitorizar las señales de
biopotenciales de un área de prueba durante un periodo de
supervisión empezado en 88. Durante este periodo de supervisión, se
estabilizan las condiciones en el área de prueba en contacto con
los conjuntos 16 y 18 de electrodos, de modo que se pueden obtener
subsiguientes medidas fiables de biopotenciales de c.c. Como el
periodo de estabilización varía para diferentes sujetos, debe
transcurrir algún periodo de tiempo desconocido antes que se
obtengan medidas fiables de biopotenciales de c.c. Por tanto, en
88, se inicia un periodo de supervisión predeterminado, y se
monitorizan y promedian las señales de todos los canales. Después,
al final del periodo de supervisión inicial, las señales
individuales son comparadas con la media para obtener un valor
indicativo de la relación entre ellas, y si este valor de la
relación es mayor que un valor x predeterminado, entonces, no ha
tenido lugar suficiente estabilización de la señal durante el
periodo de supervisión y se inicia un nuevo periodo de supervisión.
Por el contrario, si los valores obtenidos de la relación son
menores que el valor x predeterminado, se termina el periodo de
supervisión y se inicia un periodo de prueba. Alternativamente, el
periodo de supervisión puede ser un periodo de tiempo amplio, por
ejemplo, diez minutos, que se use para todos los pacientes y sea
suficiente para asegurar la estabilización de la señal.
Con referencia a la Figura 4, durante el periodo
de prueba, las señales digitalizadas recibidas de los diversos
canales secuenciados son monitorizadas en 92 para determinar si
cada biopotencial representado por las señales está o no dentro de
un margen de milivoltios predeterminado. Los valores digitalizados
indicativos de señales de c.c. fuera de este margen son desechados
en 94, y las restantes señales se usan para proporcionar en 96 un
valor medio o normalizado para cada canal. El valor medio para cada
canal se obtiene sumando los valores obtenidos para ese canal
durante el periodo de prueba y dividiendo la suma por el número de
medidas tomadas. Después, en 98, la unidad central de proceso
determina si ha expirado el periodo de prueba y se ha tomado el
número de medidas deseado, y si no, continúa la recogida de
muestras o valores de medidas.
Una vez expirado el periodo de medida o de
prueba, se dispone de un valor medio final para cada canal,
derivado de las medidas tomadas durante el transcurso del periodo
de prueba, y de estos valores medios, se muestrean en 100 el valor
medio más alto y el más bajo obtenidos dentro o entre los canales
durante el periodo de prueba. El valor medio más bajo del canal se
resta en 102 del valor medio más alto del canal, para obtener un
valor de diferencia máxima de voltaje (DMV). Este valor de
diferencia máxima de voltaje se procesa después en 104 para indicar
la presencia o ausencia de una enfermedad, lesión u otra condición
corporal, y durante el proceso, se puede comparar con los valores
de diferencias obtenidos previamente para determinar la eficacia
del tratamiento o el progreso de una enfermedad, lesión u otra
condición corporal. El valor de la diferencia también se puede usar
para indicar la existencia de un número de funciones corporales
normales tales como la ovulación, y condiciones de trabajo normales
o anormales.
Según la presente invención, la unidad central de
proceso 46 puede ser programada para obtener el valor de la
diferencia máxima de voltaje por un método alternativo. Como se
observará en la Figura 1, se están obteniendo señales de un primer
par de electrodos que consta de un electrodo de referencia, tal
como el electrodo 14, y un electrodo detector del conjunto 16,
simultáneamente con señales de un segundo par de electrodos que
consta de un electrodo de referencia y un electrodo detector del
conjunto 18. Durante cada periodo de prueba, se toman
simultáneamente múltiples medidas desde un par de electrodos del
conjunto 16 y un par de electrodos del conjunto 18, y después, los
multiplexores 24 y 26 seleccionan un nuevo par de electrodos en
cada conjunto y se toman múltiples medidas desde los dos nuevos
pares de electrodos. Esto continúa hasta que se reciban medidas
plurales desde una pluralidad (un número X) de primeros y segundos
pares de electrodos y termine el periodo de prueba. En lugar de
promediar todas las señales de cada par individual de electrodos al
final del periodo de prueba, es posible comparar cada señal tomada
desde un primer par de electrodos del conjunto 16 con cada señal
tomada desde un segundo par de electrodos del conjunto 18, y
obtener y almacenar una diferencia entre cada una de estas señales.
Por tanto, si se toman 150 señales desde cada primero y segundo
pares de electrodos durante un periodo de prueba, habrá 150
diferencias almacenadas de cada primero y segundo par de electrodos
de los conjuntos 16 y 18 antes que el multiplexor conmute
secuencialmente a otro primero y segundo par de electrodos. Estas
150 diferencias son promediadas, después, para obtener una sola
diferencia media para cada combinación de primero y segundo par de
electrodos, y esta diferencia se almacena para su comparación con
las restantes diferencias obtenidas de medidas por los conjuntos 16
y 18 durante el periodo de prueba. Al final del periodo de prueba,
habrá un número X de diferencias medias almacenadas, y se puede
escoger un valor alto y un valor bajo de éstas para restar el valor
bajo del valor alto a fin de obtener una diferencia máxima de
voltaje final. Normalmente, se escogerían las diferencias medias
más alta y más baja para el periodo de prueba a fin de obtener la
diferencia máxima de voltaje final.
Para realizar este método alternativo de obtener
una diferencia máxima de voltaje, la unidad central de proceso 46
se programa para sustituir el diagrama de flujo de la Figura 4 con
el diagrama de flujo de la Figura 5. En la Figura 5, dos señales
digitalizadas, como las generadas por los conjuntos 16 y 18, se
comparan en 106 para obtener un valor de diferencia entre las dos
señales cada vez que se obtengan las señales de un par específico
de electrodos de cada uno de los dos conjuntos. Cuando la unidad
central de proceso determina en 98 que ha expirado el periodo de
prueba, los múltiples valores de diferencias de estos dos pares
específicos de electrodos son normalizados o promediados en 110.
Después, los valores de diferencias medias, para todos los pares de
electrodos de ambos conjuntos que funcionan durante el periodo de
prueba, son muestreados en 112 y se identifican un valor de
diferencia alto y uno bajo. Generalmente, los valores de diferencias
que son identificados en 112 son la diferencia media más alta y la
diferencia media más baja tomadas durante el periodo de prueba y,
en 114, el bajo es restado del alto para obtener un valor final de
diferencia máxima de voltaje. Este valor de diferencia máxima de
voltaje es procesado en 104 de la manera descrita anteriormente.
Por ejemplo, este valor final de diferencia máxima se puede
comparar en 104 con un valor de referencia predeterminado, y la
relación entre los dos se usa para determinar si está presente o no
una enfermedad, lesión u otra condición corporal.
Es muy posible que, para la detección del cáncer
de pecho, el conjunto 16 podría estar situado en un pecho del
sujeto y el conjunto 18 podría estar situado en el otro pecho.
Entonces, se podrían obtener y comparar los valores de diferencias
entre los pechos usando cualquiera de los dos métodos descritos
anteriormente. Por ejemplo, las señales de cada canal del pecho
izquierdo se pueden promediar al final del periodo de prueba, y las
señales para los canales individuales del pecho derecho se pueden
promediar al final del periodo de prueba, y estos valores medios se
podrían usar, después, para obtener un valor de diferencia máxima
para cada pecho. El valor de diferencia máxima obtenido del pecho
derecho se podría comparar, después, con un valor de diferencia
máxima obtenido para el pecho izquierdo, y la diferencia se podría
usar para obtener una indicación. Obviamente, el valor de diferencia
del pecho derecho y del pecho izquierdo se podrían adquirir usando
el método descrito en la Figura 5 y, alternativamente, se podría
obtener un valor de diferencia tomando la media más alta y más baja
de todos los valores medios obtenidos del pecho izquierdo y el
derecho y restando, después, el más bajo del más alto. Cualquier
valor final de diferencia así obtenido se puede analizar para
proporcionar indicaciones sobre la presencia o ausencia de varias
condiciones.
Usando el aparato 10 de la presente invención, es
posible programar la unidad central de proceso 46 para usar el
método vectorial u otro método interpolativo para crear un modelo o
simulación de valores de los biopotenciales de puntos del cuerpo no
medidos directamente por los conjuntos 16 y 18 de electrodos. Los
electrodos de cada conjunto están montados en una lámina flexible
de soporte o un arnés que mantiene una separación prefijada entre
electrodos y, para la mayoría de las aplicaciones, los electrodos
están montados en una plantilla, en posiciones o puntos de medida
conocidos. Usando un método de suma vectorial, potenciales de
voltajes de fuentes puntuales, medidos por cada electrodo de un
conjunto, se usan como base para inferir voltajes en puntos de las
proximidades de los electrodos que no han sido medidos directamente
por el conjunto de electrodos. Cada punto interpolado es la suma de
los potenciales medios aportados por cada punto medido durante un
periodo de prueba, con respecto a la distancia vectorial desde el
punto interpolado a cada punto medido. Esto da lugar a un mapa de
voltajes (o isopotenciales) que se puede usar para generar una
imagen, y se puede presentar ya sea como contornos o como
graduación espectral. En el primer caso, los contornos
isopotenciales se pueden presentar como una serie de curvas
discretas cuya densidad es indicativa de diferencias de potenciales
pronunciadas. En el último caso, se puede usar una graduación de
escala de colores o de grises, que corresponda a los voltajes
medidos e interpolados, para realzar áreas de hiperpolarización y
despolarización. Transformaciones matemáticas de los voltajes
reales pueden proporcionar información adicional. Por ejemplo, los
voltajes interpolados se pueden transformar a diferencias, que
permiten a la graduación espectral indicar diferencias de
potenciales eléctricos en áreas del tejido.
La interpolación puede ocurrir en dos o tres
dimensiones. En la representación de dos dimensiones, las
coordenadas x e y son espaciales y representan la superficie de la
estructura o tejido en cuestión. Los voltajes medidos e
interpolados se presentan, después, como una tercera variable
usando contornos o graduación espectral como se describió
anteriormente. En la representación tridimensional, se añade una
tercera variable espacial (z), y los voltajes interpolados son
representados no sólo sobre la superficie de la estructura o
tejido, sino también como valores representados en el interior de
la estructura o tejido en cuestión.
Tanto en la representación en dos dimensiones
como en la tridimensional, la distancia precisa y la información
espacial relativa a los puntos de medida reales aumenta la
resolución. Si esta información está disponible para presentación
de imágenes tridimensionales, el mapa resultante de valores
interpolados se podría presentar como una serie de cortes de dos
dimensiones. En cualquier caso, la presentación se produciría a
través de una unidad de presentación visual o una copia impresa
generada por ordenador.
El aparato de la presente invención se puede
emplear para indicar efectivamente el estado de enfermedad, lesión
u otras condiciones corporales, usando biopotenciales de c.c.
tomados de una pluralidad de áreas diferentes de un sitio de
prueba. La variación de la señal de c.c. y el ruido de la
frecuencia de la red de c.a. son minimizados tomando medidas
durante un periodo de prueba de duración mínima, usando un filtro
digital para cada canal de medida, y sincronizando las conversiones
de analógico a digital con la frecuencia de la red de c.a. Durante
el uso, el paciente está protegido contra descargas eléctricas
aislando eléctricamente la sección de medida de biopotenciales del
aparato, de la sección de proceso.
Claims (5)
1. Un aparato para detectar una condición en un
sitio de prueba sobre un sujeto humano o animal, detectando
biopotenciales de corriente continua (c.c.) durante un periodo de
prueba, que son función del campo electromagnético presente en el
sitio de prueba del sujeto, estado alimentado dicho aparato por una
fuente de alimentación de corriente alterna (c.a.) que tiene la
frecuencia de la red de c.a., y que comprende:
al menos un sensor (14) de referencia de
biopotencial de c.c. para hacer contacto con el sujeto en una
posición de referencia;
una pluralidad de sensores (12) de prueba de
biopotenciales de c.c. para hacer contacto con el sujeto en
posiciones separadas en el sitio de prueba, funcionando cada uno de
dichos sensores (12) de prueba con un sensor (14) de referencia
para detectar biopotenciales de c.c. que están presentes en el área
de dicho sitio de prueba, y para proporcionar potenciales de prueba
de c.c. como una función de los mismos; y
un convertidor de analógico a digital (36, 38)
conectado funcionalmente a dichos sensores (12) de prueba para
recibir dichos potenciales de prueba de c.c., y efectuar
operaciones de conversión para convertir dichos potenciales
analógicos de prueba de c.c. a señales digitales de prueba;
caracterizado por
un circuito de temporización (44) para detectar
dicha frecuencia de red de c.a., y controlar dicho convertidor de
analógico a digital (36, 38) para sincronizar las operaciones de
conversión de dicho convertidor de analógico a digital (36, 38) con
dicha frecuencia de red de c.a.
2. El aparato de la reivindicación 1,
caracterizado porque dicho circuito de temporización (44)
hace que dicho convertidor de analógico a digital (36, 38)
proporcione dos operaciones de conversión para cada semiciclo de la
frecuencia de red de c.a.
3. El aparato de la reivindicación 2,
caracterizado porque dicho circuito de temporización (44)
hace que dicho convertidor de analógico a digital (36, 38)
proporcione una operación de conversión en puntos de cada semiciclo
de la frecuencia de red de c.a. que son sustancialmente
equidistantes de un punto de pico de dicho semiciclo, y están en
lados opuestos de dicho punto de pico.
4. El aparato de la reivindicación 1,
caracterizado por un procesador digital (46) conectado para
recibir dichas señales digitales de prueba desde dicho convertidor
de analógico a digital (36, 38), funcionando dicho procesador (46)
durante un periodo de prueba para muestrear una pluralidad de
señales digitales de prueba que son función de una pluralidad de
potenciales de prueba de c.c. de cada sensor (12) de prueba, y para
identificar relaciones de potenciales entre ellas.
5. El aparato de la reivindicación 4,
caracterizado porque dicho procesador (46) proporciona
señales de control para controlar un muestreo de potenciales de
prueba de c.c. durante un periodo de prueba, incluyendo dicho
procesador (46) dicho circuito de temporización (44) para
proporcionar señales de temporización de conversión para controlar
las operaciones de conversión de dicho convertidor de analógico a
digital (36, 38).
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