ES2247943B1 - Metodo para el procesado de señales cardioelectricas y dispositivo correspondiente. - Google Patents
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Abstract
Método para el procesado de señales cardioeléctricas y dispositivo correspondiente. El método comprende la detección de una señal cardioeléctrica mediante un detector, y el procesado de la señal cardioeléctrica. El procesado comprende un filtrado frecuencial de todas las frecuencias menores a un valor umbral mínimo determinado, para obtener una señal filtrada frecuencialmente. Este filtrado frecuencial permite filtrar las componentes principales de la onda T, conservando las de la onda P, lo que permite determinar la onda P en el caso de solapamiento de ambas ondas. El método puede incluir un filtrado frecuencial de todas las frecuencias mayores a un valor umbral máximo determinado, una etapa de derivación de la señal filtrada y una etapa de ponderado de la señal cardioeléctrica, previa al filtrado frecuencial. El dispositivo comprende un detector de señales cardioeléctricas y un procesador. Comprende también unos medios de filtrado frecuencial.
Description
Método para el procesado de señales
cardioeléctricas y dispositivo correspondiente.
La invención se refiere a un método para el
procesado de señales cardioeléctricas, que comprende la detección
de una señal cardioeléctrica mediante por lo menos un detector, y
el procesado de la señal cardioeléctrica. La invención se refiere
asimismo a un dispositivo para el procesado de señales
cardioeléctricas que comprende por lo menos un detector apto para
la detección de una señal cardioeléctrica y un procesador apto para
procesar la señal cardioeléctrica.
Son conocidos los métodos y dispositivos para el
procesado de señales cardioeléctricas. Así, los electrocardiógrafos
de superficie suelen comprender una pluralidad de detectores
(usualmente diez) que suelen ser dispuestos en diversos puntos
preestablecidos de la superficie del cuerpo humano. Cada uno de
estos detectores capta una señal cardioeléctrica (que de hecho es
la misma en todos los casos, pero captada desde puntos diferentes)
que es enviada a un procesador que la procesa y la representa, de
manera que es posible su análisis para el diagnóstico de diversos
patrones normales y patológicos. Los electrocardiógrafos
intracavitarios o intraesofágicos tienen un sensor que es
introducido en el cuerpo del paciente hasta las proximidades del
corazón, por lo que su empleo es una técnica invasiva, más compleja
lenta y no exenta de complicaciones, algunas de ellas graves. Otro
ejemplo de electrocardiógrafo son los denominados Holter, que
permiten la monitorización durante largos períodos de tiempo de las
señales electrocardíacas de un paciente.
Típicamente una señal electrocardíaca es una
sucesión de trenes de ondas en donde cada tren de ondas corresponde
a un latido y presenta una primera onda denominada P, un grupo de
tres ondas denominadas Q, R, S, (o complejo QRS) y una onda T
final. En determinadas arritmias es frecuente que se solape la onda
T final de un tren de ondas con la onda P inicial del siguiente
tren. Sin embargo para el diagnóstico preciso de determinadas
arritmias es muy importante el análisis de la onda P, y muy
especialmente su localización precisa en relación al resto de las
ondas electrocardiográficas.
En el documento WO 02/058550, publicado el 1 de
Agosto de 2002, se describe un sistema para el procesado de señales
electrocardíacas en el que se genera un tren de ondas patrón (del
que se selecciona el tramo QRST), que posteriormente es restado de
un tren de ondas que ha sufrido problemas de solapamiento. De esta
manera de la señal formada por las ondas P y T solapadas se le resta
la parte correspondiente a la onda T del patrón y se obtiene la onda
P sin solapamiento.
El objetivo de la presente invención es un
método alternativo que permita el análisis de la onda P en el caso
de trenes de onda que tengan solapadas las ondas P y T.
Esta finalidad se consigue mediante un método
del tipo indicado al principio caracterizado porque el procesado
comprende un filtrado frecuencial de todas las frecuencias menores a
un valor umbral mínimo determinado, para obtener una señal filtrada
frecuencialmente. Efectivamente, si se analiza desde el punto de
vista frecuencial, el tren de ondas está formado por una pluralidad
de señales sinusoidales de diversas frecuencias, y, específicamente,
a cada una de las ondas P, Q, R, S, y T les corresponde una
pluralidad de señales sinusoidales que en algunos casos coincidirán
entre sí y sus efectos se solaparán pero que en otros casos serán
específicas para cada una de las ondas P, Q, R, S, y T. En este
sentido, se ha observado que la onda T tiene una pluralidad de
componentes frecuenciales importantes que tienen una frecuencia
menor que las componentes frecuenciales correspondientes a la onda
P. Por ello estableciendo un filtrado frecuencial que elimine las
componentes frecuenciales de menor frecuencia, se está eliminando
principalmente la onda T, de manera que se puede obtener la onda P
sin la onda T solapada sobre ella.
Preferentemente el procesado comprende un
filtrado frecuencial de todas las frecuencias mayores a un valor
umbral máximo determinado. Efectivamente, las componentes
frecuenciales de alta frecuencia son poco importantes, tanto en la
onda P como en la onda T (cuanto mayor es la frecuencia menor es su
importancia), Sin embargo, hay una serie de frecuencias en las que
hay un ruido de fondo que es necesario filtrar. Se trata de las
frecuencias de 50 Hz y de 60 Hz, que corresponden a las frecuencias
de las corrientes de alimentación estandarizadas. Es posible filtrar
específicamente las frecuencias de 50 Hz y de 60 Hz, sin embargo,
preferentemente se filtra todo el conjunto de frecuencias superior a
un valor umbral máximo determinado ya que, de todas formas, no son
relevantes de cara a la separación de la onda P de la onda T. En
este sentido es ventajoso que el umbral máximo sea de 49 Hz y,
especialmente, de 45 Hz. Este umbral máximo permite conservar todas
las componentes frecuenciales de interés y descartar todas las
componentes frecuenciales de mayor frecuencia, que ya no son de
interés.
Los límites de filtrado frecuencial no tienen
porqué ser muy precisos. De hecho, tomar el valor del umbral mínimo
muy bajo, por ejemplo filtrando las frecuencias inferiores a 10 Hz
simplemente tendrá como consecuencia que la onda P filtrada tendrá
más componentes de importancia de la onda T superpuesta. En sentido
contrario, si se aumenta el valor del umbral mínimo, por ejemplo a
30 Hz, se elimina la onda T de una forma más completa, pero se está
eliminado también componentes de importancia de onda P, por lo que
es está perdiendo la señal que realmente se desea obtener. En este
sentido, preferentemente el umbral mínimo es 15 Hz, especialmente
20 Hz, ya que son umbrales en los que el compromiso entre la
eficacia en la eliminación de la onda T y la eficacia en la
conservación de la onda P es buena.
Tras una pluralidad de ensayos, los inventores
han llegado a la conclusión que la combinación óptima de umbrales
se obtiene cuando el umbral mínimo es 25 Hz y el umbral máximo es
45 Hz. En la zona comprendida entre los 25 Hz y los 45 Hz se
encuentran las componentes de mayor interés para el estudio de la
onda P, pero no las de la onda T. Por lo tanto filtrando la señal
cardioeléctrica de manera que posteriormente se represente
únicamente la señal correspondiente al rango de frecuencias
comprendido entre los 25 y los 45 Hz, se obtiene una señal de la que
se ha eliminado la mayor parte de la onda T, mientras que la onda P
está presente, al menos por lo que respecta a sus componentes más
significativas. De esta manera se puede analizar un tren de ondas
en el que la onda P y la onda T estaban originalmente superpuestas a
base de analizar la onda P obtenida tras el filtrado
frecuencial.
Ventajosamente el método comprende una etapa de
derivación de la señal filtrada. Esta derivación permite reducir
más el efecto debido a la onda T.
Ventajosamente el método comprende una etapa de
ponderado de la señal cardioeléctrica, previa al filtrado
frecuencial. Este ponderado se podría denominar "filtrado
temporal", cuya finalidad es reducir al máximo la onda T.
La ponderación permite resaltar las partes de
interés del tren de ondas y reducir las partes que no son de
interés, a base de multiplicarlas por un coeficiente de ponderación
más pequeño.
Preferentemente el ponderado comprende un tramo
de máxima ponderación en el que la señal cardioeléctrica es
multiplicada por un factor comprendido entre 0'1 y 0'5. En la
presente descripción y reivindicaciones se entenderá por "máxima
ponderación" el caso en el que se modifica en mayor medida el
valor original. Dado que en la presente descripción y
reivindicaciones los coeficientes por los que se multiplica la señal
original son casi todos menores de la unidad, el efecto que
realmente se hace es reducir el valor de la señal. Por ello la
"máxima ponderación" corresponderá al caso en el que la señal
ponderada sea mínima, y la "mínima ponderación" corresponderá
al caso en el que la señal ponderada sea máxima.
No es conveniente que la máxima ponderación
corresponda con un valor de factor de ponderación igual a 0 (anular
totalmente la señal) ya que el no apreciar ningún tipo de señal
puede llevar a confusión, ya que se puede interpretar como un mal
funcionamiento del dispositivo. Por ello es conveniente que el
factor de máxima ponderación sea mayor o igual que 0,1. Asimismo es
conveniente que sea menor de 0,5, ya que sino no se obtiene una
ponderación suficientemente resaltada.
Preferentemente el ponderado comprende un tramo
de máxima ponderación en el que la señal cardioeléctrica es
multiplicada por un factor comprendido entre 0'1 y 0'3,
preferentemente igual a 0'2 o alternativamente comprendido entre 0'3
y 0'5, preferentemente igual a 0'4.
Ventajosamente el ponderado comprende un tramo
de mínima ponderación en el que la señal cardioeléctrica es
multiplicada por un factor comprendido entre 0'9 y 1'1,
preferentemente igual a 1'0. Es decir se conserva prácticamente la
señal original sin
alterar.
alterar.
Ventajosamente el ponderado comprende un tramo
de máxima ponderación, un tramo de mínima ponderación y unos tramos
de acople entre los tramos de máxima ponderación y de mínima
ponderación, donde en estos tramos de acople el ponderado tiene un
valor intermedio entre la máxima ponderación y la mínima
ponderación. De este modo se presenta una transición más suave entre
ambas zonas de ponderación y se evita la visión de un escalonado
brusco en el tren de ondas ponderado. Adicionalmente es ventajoso
que el tramo de acople anterior al tramo de máxima ponderación sea
más corto en el tiempo que el tramo de acople posterior al tramo de
máxima ponderación. Ello es debido a que en el tramo de acople
anterior es donde se localizará total o parcialmente la onda P,
mientras que en el tramo posterior al tramo de máxima ponderación
se situará en mayor o menor medida la onda T.
Preferentemente el método comprende una etapa de
detección de dos trenes de ondas PQRST consecutivos y de
determinación del periodo de tiempo t entre los dos picos R de
ambos trenes de ondas. Ello permite posicionar el ponderado en el
lugar adecuado. Además permite determinar el solapamiento entre dos
trenes de onda a base de analizar el tiempo
t.
t.
El método puede ser empleado en cualquier tipo
de electrocardiógrafo, y en general con cualquier tipo de señal
cardioeléctrica con independencia de cuáles sean los detectores
empleados y su ubicación. Sin embargo preferentemente se aplica a
señales cardioeléctricas obtenidas mediante un electrocardiógrafo de
superficie, tanto en reposo como en prueba de esfuerzo o un Holter
y muy preferentemente se aplica a las señales cardioeléctricas D1,
aVF, V2 obtenidas por los correspondientes detectores.
La invención tiene también por objeto un
dispositivo para el procesado de señales cardioeléctricas, que
comprende por lo menos un detector apto para la detección de una
señal cardioeléctrica y un procesador apto para procesar la señal
cardioeléctrica, caracterizado porque comprende unos medios de
filtrado frecuencial que realizan un filtrado frecuencial de todas
las frecuencias menores a un valor umbral mínimo determinado, para
obtener una señal filtrada frecuencialmente. Este dispositivo
permite así realizar el método de acuerdo con la invención.
Ventajosamente el umbral mínimo es 15 Hz, y muy preferentemente es
20 Hz. Ventajosamente los medios de filtrado frecuencial realizan
también un filtrado frecuencial de todas las frecuencias mayores a
un valor umbral máximo determinado, que preferentemente es 49 Hz, y
muy preferentemente es 45 Hz.
Ventajosamente el dispositivo comprende unos
medios de filtrado frecuencial que realizan tanto un filtrado
frecuencial de todas las frecuencias menores que 25 Hz como un
filtrado frecuencial de todas las frecuencias mayores que 45 Hz.
Preferentemente el dispositivo comprende unos
medios de derivación que derivan la señal filtrada. Preferentemente
también comprende unos medios de ponderación que ponderan la señal
cardioeléctrica, previa al filtrado frecuencial. Asimismo es
ventajoso que el dispositivo comprenda unos medios de detección que
detecten dos trenes de ondas PQRST consecutivos y unos medios de
determinación que determinen el tiempo t entre los dos picos R de
ambos trenes de ondas.
Tanto el método como el dispositivo de acuerdo
con la invención pueden ser particularmente útiles para el
diagnóstico diferencial de las taquicardias con QRS ancho:
taquicardia ventricular versus supraventricular aberrada, así como
para localizar el origen ventricular o supraventricular de los
latidos prematuros. Asimismo, también es ventajosa su incorporación
en los sistemas de registro Holter convencional y Loop Recorders
para facilitar el diagnóstico diferencial de las mismas situaciones
(origen ventricular o supraventricular de taquicardias y/o latidos
prematuros).
Otras ventajas y características de la invención
se aprecian a partir de la siguiente descripción, en la que, sin
ningún carácter limitativo, se relata un modo preferente de
realización de la invención, haciendo mención de los dibujos que se
acompañan. Las figuras muestran:
Fig. 1, una representación esquemática de dos
trenes de ondas PQRST y del ponderado aplicado al mismo.
Fig. 2, electrocardiograma convencional de un
caso con QRS ancho.
Fig. 3, electrocardiograma de acuerdo con la
invención correspondiente al electrocardiograma de la Fig. 2.
Fig. 4, electrocardiograma convencional de un
caso de taquicardia con QRS ligeramente más ancho.
Fig. 5, electrocardiograma de acuerdo con la
invención correspondiente al electrocardiograma de la Fig. 4.
En la Figura 1 se ha representado, de forma
esquemática dos trenes de ondas PQRST consecutivas, Debajo se ha
representado un ejemplo de ponderado a aplicar a dichos trenes de
ondas. En primer lugar se ha de determinar los picos R de cada tren
de ondas para así poder determinar el el periodo de tiempo t, o sea
el tiempo RR. A partir de ahí se calcula RR/2, y se toma como punto
de partida para iniciar el ponderado. El primer tramo tiene un
factor de ponderación de 0,4 y una duración de 0,2 RR/2. El
siguiente tramo tiene un factor de ponderación de 0,6 y una
duración asimismo de 0,2 RR/2. Estos dos tramos definen el tramo de
acople posterior al tramo de máxima ponderación. A continuación hay
un tramo que tiene un factor de ponderación igual a 1 y una
duración igual a 0,6 RR/2. Este tramo finaliza justo en el pico R. A
continuación hay un tramo con un factor de ponderación igual a 0,6
y una duración igual a 0,01 RR/2 y otro tramo de factor de
ponderación igual a 0,4 y una duración igual a 0,1 RR/2. Estos
últimos dos tramos son el tramo de acople anterior al tramo de
máxima ponderación. Finalmente se encuentra el tramo de máxima
ponderación, que tiene un factor de ponderación igual a 0,2, y una
duración igual a 0,89 RR/2.
Conceptualmente se trata de tener la zona
correspondiente a la onda P con valores próximos al original, y la
zona correspondiente a la onda T con unos valores mucho más
reducidos. El ponderado puede llegar a afectar a la detección de la
onda P en el caso que se solapen ambas ondas, ya que entonces el
factor de máxima ponderación podría afectar a la onda P. Por ello es
conveniente que el ponderado sea una función opcional y que pueda
ser activada y desactivada a discreción.
En la Fig. 2 se muestra un electrocardiograma
convencional, de un caso con QRS ancho. En la Fig. 3 se muestra el
mismo electrocardiograma, pero procesado de acuerdo con la
invención. Concretamente, se ha hecho un filtrado frecuencial de
todas las frecuencias inferiores a 25 Hz y de todas las frecuencias
superiores a 45 Hz. Asimismo, se ha derivado la señal. La señal ha
sido ponderada de acuerdo con los datos de la Fig. 1. Sin embargo,
en la etapa de ponderado se ha incluido una subrutina automática
que analiza para cada tren de ondas si el periodo de tiempo t_{n}
correspondiente a ese tren de ondas (es decir el tiempo entre el
pico R del tren de ondas y el pico R del tren de ondas anterior) y
el periodo de tiempo t_{n-1}, del tren de ondas
anterior son substancialmente iguales. En caso afirmativo, se aplica
el ponderado, pero en caso de detectar acortamientos en el periodo
t_{n} superiores a un umbral establecido (en este caso particular
se ha elegido como umbral el valor 0'8) entonces no se aplica el
ponderado. El motivo de ello es que si el periodo t_{n} se acorta
sensiblemente respecto de la cadencia normal, probablemente se trate
de una situación en la que la onda P se solapa con la onda T. En
estas circunstancias no interesa efectuar el ponderado, ya que se
ponderaría también la onda P, lo que dificultaría su posterior
reconocimiento tras el filtrado secuencial.
En la Fig. 4 se muestra otro electrocardiograma
convencional, de un caso de taquicardia con QRS ligeramente más
ancho, mientras que la Fig. 5 vuelve a ser el electrocardiograma de
acuerdo con la invención correspondiente. El electrocardiograma de
la Fig. 5 ha sido realizado bajo las mismas condiciones que el de la
Fig. 3, con la única excepción que no ha sido derivado.
Claims (23)
1. Método para el procesado de señales
cardioeléctricas, que comprende la detección de una señal
cardioeléctrica mediante por lo menos un detector, y el procesado de
dicha señal cardioeléctrica, caracterizado porque dicho
procesado comprende un filtrado frecuencial de todas las frecuencias
menores a un valor umbral mínimo determinado, para obtener una señal
filtrada frecuencialmente.
2. Método según la reivindicación 1,
caracterizado porque dicho procesado comprende un filtrado
frecuencial de todas las frecuencias mayores a un valor umbral
máximo determinado.
3. Método según una de las reivindicaciones 1 ó
2, caracterizado porque dicho umbral mínimo es 15 Hz,
preferentemente 20 Hz.
4. Método según una de las reivindicaciones 2 ó
3, caracterizado porque dicho umbral máximo es 49 Hz,
preferentemente 45 Hz.
5. Método según cualquiera de las
reivindicaciones 2 a 4, caracterizado porque dicho umbral
mínimo es 25 Hz y dicho umbral máximo es 45 Hz.
6. Método según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 5, caracterizado porque comprende una
etapa de derivación de dicha señal filtrada.
7. Método según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 6, caracterizado porque comprende una
etapa de ponderado de dicha señal cardioeléctrica, previa a dicho
filtrado frecuencial.
8. Método según la reivindicación 7,
caracterizado porque dicho ponderado comprende un tramo de
máxima ponderación en el que la señal cardioeléctrica es
multiplicada por un factor comprendido entre 0'1 y 0'5.
9. Método según la reivindicación 8,
caracterizado porque dicho ponderado comprende un tramo de
máxima ponderación en el que la señal cardioeléctrica es
multiplicada por un factor comprendido entre 0'1 y 0'3,
preferentemente igual a 0'2.
10. Método según la reivindicación 8,
caracterizado porque dicho ponderado comprende un tramo de
máxima ponderación en el que la señal cardioeléctrica es
multiplicada por un factor comprendido entre 0'3 y 0'5,
preferentemente igual a 0'4.
11. Método según cualquiera de las
reivindicaciones 7 a 10, caracterizado porque dicho
ponderado comprende un tramo de mínima ponderación en el que la
señal cardioeléctrica es multiplicada por un factor comprendido
entre 0'9 y 1'1, preferentemente igual a 1'0.
12. Método según cualquiera de las
reivindicaciones 7 a 11, caracterizado porque dicho
ponderado comprende un tramo de máxima ponderación, un tramo de
mínima ponderación y unos tramos de acople entre dichos tramos de
máxima ponderación y de mínima ponderación, donde en dichos tramos
de acople dicho ponderado tiene un valor intermedio entre dicha
máxima ponderación y dicha mínima ponderación.
13. Método según la reivindicación 12,
caracterizado porque dicho tramo de acople anterior a dicho
tramo de máxima ponderación es más corto en el tiempo que dicho
tramo de acople posterior a dicho tramo de máxima ponderación.
14. Método según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 13, caracterizado porque comprende una
etapa de detección de dos trenes de ondas PQRST consecutivos y de
determinación del tiempo t entre los dos picos R de ambos trenes de
ondas.
15. Método según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 14, caracterizado porque se aplica por
lo menos una de las señales D1, aVF, V2 obtenidas por los
correspondientes detectores de un electrocardiógrafo.
16. Dispositivo para el procesado de señales
cardioeléctricas, que comprende por lo menos un detector apto para
la detección de una señal cardioeléctrica y un procesador apto para
procesar dicha señal cardioeléctrica, caracterizado porque
comprende unos medios de filtrado frecuencial que realizan un
filtrado frecuencial de todas las frecuencias menores a un valor
umbral mínimo determinado, para obtener una señal filtrada
frecuencialmente.
17. Dispositivo según la reivindicación 16,
caracterizado porque dichos medios de filtrado frecuencial
realizan un filtrado frecuencial de todas las frecuencias mayores a
un valor umbral máximo determinado.
18. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 16 o 17, caracterizado porque dicho umbral
mínimo es 15 Hz, preferentemente 20 Hz.
19. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 17 ó 18, caracterizado porque dicho umbral
máximo es 49 Hz, preferentemente 45 Hz.
20. Dispositivo según cualquiera de las
reivindicaciones 17 a 19, caracterizado porque dicho umbral
mínimo es 25 Hz y dicho umbral máximo es 45 Hz.
21. Dispositivo según cualquiera de las
reivindicaciones 16 a 20, caracterizado porque comprende
unos medios de derivación que derivan dicha señal filtrada.
22. Dispositivo según cualquiera de las
reivindicaciones 16 a 21, caracterizado porque comprende
unos medios de ponderación que ponderan dicha señal cardioeléctrica,
previa a dicho filtrado frecuencial.
23. Dispositivo según la reivindicación 22,
caracterizado porque comprende unos medios de detección que
detectan dos trenes de ondas PQRST consecutivos y unos medios de
determinación que determinan el tiempo t entre los dos picos R de
ambos trenes de ondas.
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Legal Events
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|---|---|---|---|
| EC2A | Search report published |
Date of ref document: 20060301 Kind code of ref document: A1 |
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| FG2A | Definitive protection |
Ref document number: 2247943B1 Country of ref document: ES |
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| FD1A | Patent lapsed |
Effective date: 20100412 |