ES2252724T3

ES2252724T3 - Dispositivo de analisis de la alternancia ciclo a ciclo y/o de la variabilidad de la onda de repolarizacion ventricular en una señal ecg.

Info

Publication number: ES2252724T3
Application number: ES04291446T
Authority: ES
Inventors: Jean-Philippe Couderc; Wojciech Zareba
Original assignee: Ela Medical SAS
Current assignee: Sorin CRM SAS
Priority date: 2003-06-10
Filing date: 2004-06-10
Publication date: 2006-05-16
Anticipated expiration: 2024-06-10
Also published as: US7221976B2; EP1486166B1; FR2855958B1; EP1486166A1; US20050010124A1; DE602004000200T2; ATE311144T1; DE602004000200D1; FR2855958A1

Abstract

Dispositivo de análisis de la alternancia ciclo a ciclo y/o de la variabilidad de la onda de repolarización ventricular en una señal ECG, que comprende una serie de latidos cardiacos, habiendo sido esta señal recogida previamente por un dispositivo médico, y a continuación filtrada, muestreada y digitalizada, caracterizándose este dispositivo porque comprende: - unos medios extractores, apropiados para extraer de la señal ECG, para cada latido cardiaco, un segmento temporal de T muestras de la onda de repolarización ventricular, considerada a partir de un instante t según un origen temporal predeterminado; - unos medios de memorización apropiados para memorizar las T muestras así extraídas, para B latidos consecutivos considerados a partir del bésimo latido de la señal ECG, de manera que se seleccione y memorice un agregado bidimensional () de T x B muestras de señal contiguas en el espacio tiempo-latidos; - unos medios evaluadores apropiados para calcular un factor de varianza local de laonda de repolarización ventricular (Var()), representativo de una medición de la varianza del nivel de señal de las muestras en el interior del agregado; y - unos medios ponderadores.

Description

Dispositivo de análisis de la alternancia ciclo a ciclo y/o de la variabilidad de la onda de repolarización ventricular en una señal ECG.

La invención se refiere a un dispositivo de análisis del ritmo cardiaco, más particularmente para el análisis de la alternancia ciclo a ciclo y/o de la variabilidad de la onda de repolarización ventricular en una señal ECG.

Una señal ECG, recogida por unos electrodos externos o por una sonda endocavitaria, presenta de forma característica una serie de complejos PQRST correspondientes a la sucesión de latidos cardiacos del paciente.

En un ciclo cardiaco, el QRS, que traduce la despolarización de los ventrículos, va seguido por una onda denominada "onda T" u "onda de repolarización" (estos dos términos se utilizarán indiferentemente en lo sucesivo), que es la traducción eléctrica sobre el ECG de la repolarización de las células microcárdicas de los ventrículos.

La onda T (onda de repolarización) presenta una amplitud y una forma muy variables, y es muy sensible a las perturbaciones de la conducción en el microcardio.

Se han propuesto ya diversos dispositivos para analizar específicamente la variabilidad de esta onda T, por ejemplo, el documento FR-A-2 784 035 (Ela Médical), que analiza la onda T para diagnosticar la aparición de un estado isquémico y luego la evolución de este estado en tiempo real, de manera que se pueda adaptar en consecuencia el funcionamiento del dispositivo.

En este documento, el dispositivo de análisis de la onda T es un dispositivo incorporado a un implante (estimulador cardiaco o cardiovertidor/desfibrilador) y que funciona en tiempo real, por análisis del instante de llegada del frente de repolarización.

Otro parámetro de la onda T que puede ser interesante evaluar es la alternancia (alternans) que es una variación repetitiva muy ligera, del orden del milivoltio, de un latido al siguiente, de forma de la onda del ECG en el segmento temporal correspondiente a la onda de repolarización. Esta variación es del tipo ABABAB..., es decir, que si se examina una onda de cada dos, estas ondas serán muy parecidas, pero que, en cambio, de una onda a la onda inmediatamente siguiente puede aparecer una variación detectable de la amplitud, cuyo nivel constituye un indicador importante de una inestabilidad eléctrica cardiaca del paciente.

La presencia de una alternancia de la onda T, reveladora de una repolarización no uniforme del miocardio, es, en particular, un predictor muy bueno de fibrilación y, por tanto, del riesgo clínico de arritmia ventricular y de muerte súbita.

En el caso de un desfibrilador/cardiovertidor implantado con un analizador integrado de alternancia de onda T, como se describe, por ejemplo, en el documento FR-A-2 808 213 (Medtronic Inc.), es posible proporcionar rápidamente una advertencia al paciente o al médico en caso de riesgo cardiaco mayor o incluso de desencadenar una terapia por el dispositivo cuando este riesgo está probado.

Independientemente de los dispositivos implantados que integran un analizador que funciona en tiempo real, resulta posible asimismo buscar la presencia de una alternancia de onda T a partir de señales recogidas por un registrador denominado "Holter", es decir, un aparato que realiza continuamente y durante un largo periodo el registro de señales recogidas por medio de electrodos implantados o de electrodos externos. La evaluación del registro Holter puede incluir entonces la búsqueda de una eventual alternancia de la onda T, constituyendo un marcador de riesgo. Dicho análisis adquiere toda su importancia en la definición de los pacientes susceptibles de beneficiarse al máximo de la implantación de un desfribrilador/cardiovertidor implantable en prevención primaria.

La presencia de una alternancia de la onda T constituye asimismo un predictor importante de una degradación del estado isquémico del paciente. En efecto, un estado isquémico se traduce en una modificación casi instantánea y detectable de la onda de repolarización ventricular (la isquemia aparece tras un paro cardiaco o una reducción del riego sanguíneo del corazón).

La búsqueda de una alternancia de la onda T se ha revelado hasta ahora relativamente difícil, ya que la variación ciclo a ciclo reveladora de esta alternancia es muy débil (típicamente, una variación del orden de 5 \muV), en particular con respecto al nivel medio del ruido presente en la señal ECG, teniendo este ruido un nivel típico del orden de 10 \muV. Por tanto, la búsqueda de una alternancia de la onda T necesita la utilización de medios que sean muy sensibles y presenten al mismo tiempo una buena inmunidad al ruido (implicando así algoritmos y filtrados complejos).

Por tanto, los algoritmos propuestos hasta ahora requerían unos medios de cálculo relativamente importantes, implicando así unos recursos de cálculo que no permiten su utilización en un microordenador o, con mayor motivo, en un aparato ambulatorio o implantado, si no es a costa de un tiempo de tratamiento excesivo y/o de una menor calidad del resultado. Ahora bien, para obtener rápidamente un predictor fiable de fibrilación o de isquemia del miorcadio, es importante poder revelar y discriminar rápidamente un cierto número de microvariaciones que pueden ser muy significativas para la obtención de un diagnóstico fiable y pertinente.

Entre las diversas técnicas de análisis de la alternancia de la onda T propuestas hasta el presente, se pueden
citar:

-: el método espectral (véanse, en particular, el documento US-A-4 802 491 y Rosembaum DS et al., Electrical Alternans and Vulnerability to Ventricular Arrhythmias. N Engl J Med; 330:235-241; 1994): esta técnica propone analizar las variaciones energéticas del espectro frecuencial de la señal ECG, de manera que se busque un pico de energía para una frecuencia reveladora de la fluctuación buscada;

-: la técnica de desmodulación compleja (véanse el documento US-A-5 842 997 y Nearing B et al., Dynamic Tracking of Cardiac Vulnerability by Complex Demodulation of the T-Wave, Science 252:437-440; 1991): esta técnica intenta modelizar la fluctuación de la amplitud de la onda T por una sinusoide de amplitud y de fase variables, de manera que se asegure un seguimiento dinámico de las variaciones de alternancia de la onda T; sin embargo, su complejidad intrínseca hace que el método sea difícil de aplicar sin adición de circuitos materiales específicos;

-: la técnica de análisis en el campo temporal (véase Verrier R. et al., Median Beat Analysis of T-Wave Alternans to Predict Arrhythmic Death after Myocardial Infarction: Results from the Autonomic Tone and Reflexes after Myocardial Infarction Study, Circulation, 102, 18; 2000: II-713 (resumen)): este método consiste en calcular, cada dos latidos, la media del nivel de la onda T en un punto dado del segmento de repolarización y en cuantificar la diferencia de amplitud entre las dos medias;

-: la técnica de estiramiento (véanse el documento US-A-5 560 638 y Berger R et al., Beat-to-Beat QT Interval Variability: Novel Evidence for Repolarization Ability in Ischemic and Non-Ischemic Dilated Cardiomyopathy, Circulation 96:1557-1565; 1997); en esta técnica se superpone la onda T a una plantilla y la componente temporal es estirada de manera que se minimice la diferencia entre la plantilla y la latido analizado;

-: la técnica por intercorrelación (véase Burratini L et al., Computer Detection of Non-Stationary T-Wave Alternans Using New Correlative Method, Computers in Cardiology 42:657-660; 1997): se trata de una técnica que consiste en cuantificar, en el campo temporal, las variaciones de amplitud y de morfología de la onda de repolarización sobre la base de un índice de correlación; cada onda T es correlacionada con una onda T media representativa de una serie de latidos, traduciéndose una alternancia, positiva o negativa, en una oscilación del índice de correlación alrededor del valor unitario;

-: el enfoque por pequeñas ondas (véase Couderc JP et al., Beat-to-Beat Repolarization Variability in LQTS Patients with the SCN5A Sodium Channel Gene Mutation, PACE 22, 1581-1592; 1999): la señal ECG es descompuesta en una suma de gaussianas y después es tratada, de manera que se aíslen las diferentes componentes de la onda (P, QRS y T) y que aparezcan así singularidades, reveladoras en particular de una alternancia para la onda T.

La presente invención tiene por objetivo proponer una nueva técnica de detección y de cuantificación de la variabilidad y de la alternancia de la onda T en una señal ECG.

Con respecto a las técnicas anteriores evocadas más arriba, la técnica de la invención:

-: procede en el campo temporal para evaluar la variabilidad o la alternancia de la onda de repolarización, evitando así el recurso a transformadas de Fourier u otras técnicas de análisis espectral que necesitan medios de cálculo importantes;

-: no se basa en un método de correlación de las señales para la sincronización y la cuantificación de la variabilidad y de la alternancia de la onda T;

-: permite el seguimiento de una alternancia o de una variabilidad de la repolarización en cualquier señal ECG que presente una resolución en amplitud y una frecuencia de muestreo suficientes, y, por tanto, se puede utilizar con cualquier aparato existente, sobre la base de registros efectuados según técnicas clásicas y probadas, sin requerir ningún aparato dedicado ni una adaptación material de los dispositivos existentes;

-: permite identificar una parte del segmento de repolarización en la que la variabilidad y/o la alternancia son máximas, aumentando así la pertinencia y la selectividad de la medida.

El dispositivo de análisis de la invención funciona sobre una señal ECG previamente recogida por un dispositivo médico implantado (estimulador cardiaco que dispone de funciones Holter, desfibrilador/cardiovertidor o dispositivo multiubicaciones) o externo (registrador Holter ambulatorio), y después filtrada, muestreada y digitalizada de manera conocida.

\newpage

De forma característica de la invención, el dispositivo de análisis de la alternancia ciclo a ciclo y/o de la variabilidad de la onda de repolarización ventricular en la señal ECG comprende:

-: unos medios extractores apropiados para extraer de la señal ECG, por cada latido cardiaco, un segmento temporal de T muestras de la onda de repolarización ventricular, considerado a partir de un instante t según un origen temporal predeterminado;

-: unos medios de memorización apropiados para memorizar las T muestras así extraídas, para B latidos consecutivos considerados a partir del b^{ésimo} latido de la señal ECG, de manera que se seleccione y se memorice un agregado bidimensional de T x B muestras de señal contiguas en el espacio tiempo-lati- dos;

-: unos medios evaluadores apropiados para calcular un factor de varianza local de la onda de repolarización ventricular, representativo de una medición de la variación del nivel de señal de las muestras en el interior del agregado; y

-: unos medios ponderadores apropiados para:

\bullet: detectar y contar las alternancias ciclo a ciclo de la onda de repolarización ventricular en los B latidos del agregado;

\bullet: ponderar el factor de varianza local por un factor de alternancia local que varía entre un mínimo, correspondiente a la ausencia completa de detección de alternancia en los latidos del agregado, y un máximo correspondiente a la detección de una alternancia permanente y recurrente en todos los latidos del agregado, y

\bullet: suministrar a la salida un índice de alternancia y de variabilidad, función para un latido dado, del factor de varianza local ponderado por el factor de alternancia local.

Según diversas formas de realización ventajosas:

-: la ponderación por el factor de alternancia local se efectúa sobre la raíz cuadrada del factor de varianza local;

-: los medios ponderadores son unos medios apropiados para calcular el factor de alternancia local para una pluralidad predeterminada de subsegmentos temporales de duraciones y de orígenes diferentes en el seno del agregado, y después para seleccionar entre estos subsegmentos aquél para el cual el factor de alternancia local correspondiente es máximo, y ponderar el factor de varianza local correspondiente al subsegmento así seleccionado por este factor de alternancia local máximo;

-: los medios ponderadores son unos medios apropiados para calcular el factor de alternancia local por búsqueda y cuantificación de la repetición de un motivo de alternancia predefinido en el interior del agregado, para una misma posición de la muestra en el segmento temporal. En particular, este cálculo puede efectuarse por búsqueda y recuento de los cambios de signo consecutivos de la derivada de la señal en el campo de los latidos, para una misma posición de la muestra en el segmento temporal;

-: el dispositivo comprende además unos medios de pretratamiento de la señal antes de su aplicación a los medios extractores, comprendiendo estos medios de pretratamiento al menos uno de los medios del grupo que comprende: un filtro de paso bajo; un filtro de paso bajo con respuesta impulsional finita; un filtro de eliminación de la línea isoeléctrica; y un filtro de eliminación de la componente respiratoria;

-: el dispositivo comprende además unos medios selectores de muestras apropiados para buscar en la señal ECG una secuencia de latidos que presenta, en toda la duración de B latidos consecutivos, un ritmo cardiaco estable y que solamente comprende ciclos de origen sinusal, excepto los ciclos generados por un estimulador cardiaco, y para aplicar solamente a los medios extractores dicha secuencia de muestras; en particular, los medios selectores pueden ser unos medios apropiados para calcular los intervalos RR de dichos B latidos consecutivos, y para definir un ritmo cardiaco estable para esta secuencia de muestras si ninguno de estos intervalos varía más de un porcentaje dado, en particular no más de 10%, con respecto al valor medio del intervalo RR calculado en los B latidos.

Se describirá ahora un ejemplo de realización del dispositivo de la invención con referencia a los dibujos anexos.

La figura 1 es un esquema que muestra las etapas sucesivas de tratamiento de la señal que culmina en la determinación de un índice de variabilidad y de alternancia.

La figura 2 es una representación en un espacio tridimensional de los ciclos cardiacos sucesivos, que permite que aparezca un agregado local a partir del cual se calculará el índice de alternancia y de variabilidad.

Las figuras 3a y 3b ilustran la manera de calcular el factor de varianza local y el factor de alternancia local para el agregado aislado de la figura 2.

Las figuras 4a y 4b ilustran unas visualizaciones de las variaciones del índice de variabilidad de alternancia, respectivamente para un paciente con alternancia de la onda T documentada y para un sujeto sano.

Las figuras 5a y 5b son histogramas que ilustran las prestaciones del análisis en términos de sensibilidad, respectivamente, para una técnica frecuencial conocida y para la técnica de la invención.

Las figuras 6a y 6b son histogramas que ilustran las prestaciones del análisis en términos de especificidad, respectivamente para una técnica frecuencia conocida y para la técnica de la invención.

Las figuras 7a y 7b muestran la variación en el curso del tiempo del índice de variabilidad de alternancia en el caso de un seguimiento en tiempo real, respectivamente para un sujeto sano y para un paciente con alternancia de la onda T.

La figura 1 ilustra las diferentes etapas de tratamiento de la señal.

En primer lugar (etapa 10), la señal ECG es recogida y memorizada en forma digital de una sucesión de muestras de amplitud variable. Como se indica más arriba, la señal ECG es recogida por un dispositivo médico implantado (estimulador cardiaco que dispone de funciones Holter, desfibrilador/cardiovertidor o dispositivo multiubicaciones) o externo (registrador Holter ambulatorio) y después es filtrada, muestreada y digitalizada de manera conoci-
da.

La etapa siguiente (etapa 12) consiste en detectar los picos de la onda R de la señal ECG, de manera que se individualicen los latidos sucesivos que constituyen la señal ECG.

La señal es objeto seguidamente de un prefiltrado (etapa 14), ventajosamente un filtrado de paso bajo por un filtro FIR (filtro con respuesta impulsional finita, que es un filtro digital no recursivo).

La componente continua, correspondiente a la línea isoeléctrica, es eliminada a continuación (etapa 16) así como las componentes respiratorias, que se traducen en variaciones lentas del nivel medio de la señal (etapa 18). El dispositivo calcula a continuación el valor del intervalo RR en una serie de latidos sucesivos (etapa 20), de manera que únicamente prosiga el análisis del segmento de repolarización en condiciones de ritmo cardiaco estable, estando definida la estabilidad, por ejemplo, por una variación del intervalo RR inferior a 10% (etapa 22).

En el caso de un ECG de superficie, el dispositivo selecciona una de las derivaciones (etapa 24), por ejemplo la derivación VM, A, B o C para un dispositivo de 4 vías. Pueden utilizarse otros dispositivos (típicamente, de 2, 3, 5, 9 ó 12 vías), recayendo entonces la selección sobre una de las vías 1 a 12 ó A a L.

Por cada latido, el dispositivo extrae a continuación el segmento de repolarización sobre el cual será realizado específicamente el análisis; a este efecto, puede fijarse manualmente un cierto número de parámetros, en particular: (i) la anchura del QRS; (ii) la longitud del segmento de repolarización; y (iii) el número de muestras de la señal consideradas para el corte de la onda T, parámetro indispensable para la identificación de la porción de la onda T en la cual la alternancia y/o la variabilidad son máximas (etapa 26).

Los segmentos de repolarización así individualizados son alineados lado a lado de la manera que se explicará con más detalle en referencia a la figura 2 (etapa 28).

Se barren los datos así reagrupados de manera que se busque el intervalo óptimo del segmento de repolarización para la cuantificación del índice de variabilidad y de alternancia de la onda T (etapa 30).

Este índice se calcula a continuación (etapa 32) de la manera que se expondrá más abajo y luego se visualiza (etapa 34), por ejemplo de la manera mostrada en las figuras 4a y 4b.

La técnica de la invención contempla así extraer de la señal ECG un índice representativo de la variabilidad de la onda T en esta señal ECG o, más generalmente, de la alternancia y de la variabilidad de esta onda T, índice que se designará en lo sucesivo "índice TVar".

Esencialmente, el método utilizado por el dispositivo de la invención consiste en realizar un análisis bidimensional, a la vez en el campo temporal y en el campo de latidos sucesivos:

-: la utilización del campo temporal para el estudio de la variabilidad y de la alternancia de la onda T presenta la ventaja de un buen compromiso entre las resoluciones temporales y de amplitud de la señal digitalizada, así como, según se verá más abajo, la posibilidad de identificar y aislar la parte más significativa de la onda T para la cuantificación de la variabilidad y de la alternancia;

\newpage

-: en cuanto a la utilización del campo de los latidos, ésta permite identificar mejor los fenómenos transitorios de variabilidad y de alternancia en el caso de latidos no sinusales, por ejemplo durante breves periodos de ejercicio en el curso de la actividad cotidiana del portador de un registro Holter.

La figura 2 es una representación tridimensional de las ondas T respectivas de los latidos sucesivos de la señal ECG, siendo estas ondas T aisladas en cada latido y yuxtapuestas de manera que se proporcione una representación que muestre su evolución en el curso de los latidos sucesivos.

La representación de la figura 2 viene dada con:

-: en abscisas: el tiempo, contado en número de muestras a partir de un origen correspondiente a un instante de llegada de la onda de repolarización determinada de manera idéntica de un latido al siguiente (este instante de llegada de la onda de repolarización puede determinarse, por ejemplo, de la manera descrita en el documento FR-A-2 784 035 citado).

-: en ordenadas: los latidos, contados en número de latidos desde un origen dado a partir del cual se ha detectado una sucesión ininterrumpida de latidos que presentan un ritmo cardiaco (intervalo RR) estable;

-: en cotas: el nivel de la señal, en microvoltios (valor digitalizado).

La primera etapa consiste en aislar, en el espacio bidimensional tiempo-latidos, un agregado de muestras, designado C^{T,B}_{t,b}, constituido por B x T muestras:

-: situadas sobre un segmento de longitud T y de origen temporal t de cada onda de repolarización,

-: y esto para B latidos sucesivos, contados a partir del b^{ésimo} latido.

Se puede aislar así, por ejemplo, un agregado C^{20,16}_{t,b} para un mismo segmento de T = 20 muestras, consideradas sobre B = 16 latidos sucesivos.

A partir de este agregado de muestras, el dispositivo de la invención calculará un índice, designado TVar_{b}, que proporciona una medición de la variabilidad de la onda T en una posición temporal t de esta onda, siendo ponderada esta medida por un factor representativo de la aparición, más o menos recurrente, de una alternancia.

En otros términos, el índice TVar_{b} es una medida de una combinación de la variabilidad de la onda T y de la alternancia de la onda T.

Este índice TVar_{b} puede expresarse en la forma:

TVar_{b} = \sqrt{Var(C^{Tm,B}_{to,b})}\ x\ Max_{Tm,to} (W(C^{T,B}_{t,b}))

El primer término,

\sqrt{Var(C^{Tm,B}_{to,b})},

de esta expresión es la raíz cuadrada de la varianza local, función que proporciona una medición de la variabilidad de la señal en el seno del agregado en la región en la que la alternancia es máxima (se verá más adelante la manera en que se determina esta región de alternancia máxima).

El segundo término de la expresión incluye un factor W(C^{T,B}_{t,b}) de alternancia local cuyo valor varía de 0 a 1 (0 \leq W(C^{T,B}_{t,b}) \leq 1) con W(C^{T,B}_{t,b}) = 1 en caso de alternancia permanente, perfectamente recurrente sobre la totalidad de los B latidos del agregado e, inversamente, W(C^{T,B}_{t,b}) = 0, en ausencia total de alternancia en estos B latidos.

El factor de alternancia local W(C^{T,B}_{t,b}) se calcula para diferentes longitudes T del sector de repolarización y para diferentes orígenes temporales T sobre este mismo segmento, es decir, en otros términos, para un agregado C^{T,B}_{t,b} en el que un algoritmo de barrido hace variar los parámetros t y T en unos límites fijados previamente, por ejemplo por un parametraje manual.

Por tanto, esta búsqueda de un máximo proporcionará unos valores Tm y to correspondientes, respectivamente, a la longitud y al origen temporal del segmento de repolarización para el cual el factor de alternancia local, es decir, C^{Tm,B}_{t,b}, es máximo.

Se evalúa la variación local Var(C^{Tm,B}_{t,b}) para el agregado así aislado.

\newpage

Se le aplica el factor de alternancia local W(C^{T,B}_{t,b}) correspondiente como factor de ponderación, proporcionando así para cada latido b un índice de variabilidad y de alternancia TVar_{b}:

\vskip1.000000\baselineskip

TVar_{b} = \sqrt{Var(C^{Tm,B}_{to,b})}\ x\ Max_{Tm,to} (W(C^{T,B}_{t,b}))

\vskip1.000000\baselineskip

Se indicará ahora con más precisión, en referencia a las figuras 3a y 3b, la manera en que pueden calcularse el factor de variación local Var(C^{Tm,B}_{t,b}) y el factor de alternancia local W(C^{T,B}_{t,b}).

La variación local Var(C^{Tm,B}_{t,b}) se obtiene por un cálculo clásico de varianza, o sea:

\vskip1.000000\baselineskip

Var(C^{Tm,B}_{to,b}) = \frac{1}{B} \left(\sum\limits^{b+B-1}_{n=b} (S^{Tm}_{t_{0}}(n) - \overline{S^{Tm}_{t_{0}})}^{2}\right),

con:

S^{Tm}_{T_{0}}(n) = \frac{1}{Tm} \sum\limits^{to+Tm-1}_{k=to} S_{k}(n),

y

\overline{S^{Tm}_{t_{0}}} = \frac{1}{B} \sum\limits^{b+B-1}_{k=b} S^{Tm}_{t_{0}} (k),

\vskip1.000000\baselineskip

representando T = Tm la duración óptima que asegura el valor más elevado de la función de ponderación (alternancia local),

siendo S_{k}(n) la amplitud del segmento de repolarización para el latido n y la muestra k,

siendo S^{Tm}_{t_{0}} (n) la amplitud media de la repolarización en el agregado situado en la muestra to y comprendiendo Tm muestras, para un latido n dado, y

siendo S^{Tm}_{to} la amplitud media de S^{Tm}_{t_{0}} (n) en los B latidos comprendidos en el agregado.

Así, por ejemplo, sobre la base de un agregado de B x Tm muestras que comienza, por ejemplo, en el instante t = 20 a partir del b = 16º latido:

Var(C^{20,16}_{to,b}) = \frac{1}{16} \left(\sum\limits^{b+15}_{n=b} (S^{20}_{t_{0}} (n) - \overline{S^{20}_{t_{0}})}^{2}\right),

es decir, la variación de la 20ª muestra de la onda T considerada en una ventana deslizante (representada en línea de rayas en la figura 3a) de 16 latidos sucesivos.

Se indicará ahora más precisamente, en referencia a la figura 3b, la manera en la que se calcula el factor de alternancia local W(C^{T,B}_{t,b}).

El dispositivo busca, en los latidos sucesivos, el motivo más pequeño elemental de alternancia, es decir, como se indica en el cuadro en trazo continuo de la figura 3b, un motivo de cuatro latidos sucesivos que presentan tres inversiones de signos de tipo "+ - +" o "- + -". En el ejemplo ilustrado, el motivo es del tipo "+ - +", es decir que, de un latido al siguiente, el nivel aumenta, luego disminuye y después aumenta de nuevo.

Una vez fijado el número de latidos del agregado, el dispositivo examina la variación ciclo a ciclo del nivel de señal a fin de determinar la aparición (presencia de un motivo "+ - +" o "- + -"), o no, de un motivo de alternancia y determina la proporción, entre 0 y 100% (factor W(C^{T,B}_{t,b})) de aparición de este motivo en la serie de latidos.

Más precisamente, este factor W(C^{T,B}_{t,b}) puede determinarse digitalmente en forma:

W(C^{T,B}_{t,b}) = \frac{1}{(b-k)} \sum\limits^{B+b-k-1}_{n=B} ALT_{n}

La función ALT_{n} es una función que asegura el recuento del número de motivos de base de alternancia en el interior de un agregado dado, con:

ALT_{n}=\frac{1}{2(k-1)} \sum\limits^{n+k-2}_{t=n} \left|\frac{d}{db} \left(sign \left(\frac{d(S_{t} - min(S))}{db} \right) \right) \right|.

Así, ALT_{n} vale 1 si todos los latidos que siguen al latido n presentan una alternancia.

La función de ponderación (factor de alternancia local) W(C^{T,B}_{t,b}) para un agregado C^{T,B}_{t,b} dado está representada por el valor medio de la aparición de los motivos de alternancia de base en el interior de este agregado.

Se proporcionará ahora, en referencia a las figuras 4a y 4b, unos ejemplos que muestran la manera en la que estos parámetros pueden variar en el espacio tiempo/latidos, respectivamente para un paciente que presenta una alternancia de la onda T probada (figura 4a) y para un paciente que no presenta este síntoma (figura 4b).

La figura 4a y la figura 4b muestran la distribución de los valores del factor de ponderación W(C^{T,B}_{t,b}), con:

-: en abscisas: la posición temporal del agregado en el interior de la onda T (por ejemplo, el agregado nº 1 corresponde a los primeros 40 ms de la onda T, el agregado nº 2 se sitúa entre 40 y 80 ms en el interior de la onda T, etc.),

-: en ordenadas: la sucesión de los latidos, y

-: en cotas: la amplitud, entre 0 y 1, del factor de alternancia (factor de ponderación W(C^{T,B}_{t,b})) sobre la base de una escala en falsos colores (escala de gris).

Se observan muy claramente, en el paciente que presenta una alternancia de onda T documentada, unos coeficientes W(C^{T,B}_{t,b}) significativamente elevados que revelan una alternancia situada en los últimos agregados del segmento (centro y parte derecha de la figura 4a). Por el contrario, en un paciente sin alternancia, los valores de W(C^{T,B}_{t,b}) están mucho más dispersos en toda la extensión del segmento y la ponderación por la alternancia local en conjunto es mucho más débil (figura 4b).

Las figuras 5a, 5b, 6a y 6b son unos histogramas tridimensionales realizados sobre la base de simulaciones, respectivamente para una técnica frecuencial clásica (figuras 5a y 6a) y por la técnica utilizada por el dispositivo de la invención (figuras 5b y 6b).

Estas figuras son unos histogramas que proporcionan los valores de diversos parámetros para una señal simulada con, en abscisas, un número creciente de latidos que presentan una alternancia y, en ordenadas, una amplitud creciente de esta alternancia ciclo a ciclo.

Los parámetros ilustrados son los siguientes:

- figura 5a (técnica frecuencial, conocida): tasa de alternancia, que proporciona una estimación estadística del nivel de la alternancia en la señal;

- figura 5b (técnica de la invención): estimación del nivel de la alternancia a partir del índice TVar;

- figura 6a (técnica frecuencial, conocida): tensión de alternancia acumulada, que proporciona una estimación de la alternancia acumulativamente sobre la totalidad de la señal;

- figura 6b (técnica de la invención): número de latidos que presentan una alternancia, obtenido por el producto del factor de alternancia local W(C^{T,B}_{t,b}) por el número de latidos de la señal.

La comparación de las figuras 5a y 5b muestra, en particular, una sensibilidad notablemente más elevada cuando se trata de detectar las alternancias de débil amplitud.

Estas figuras muestran también la superioridad de la técnica de la invención, con respecto a la técnica conocida, para detectar la aparición de alternancias presentes en un pequeño número de latidos solamente.

Las figuras 6a y 6b confirman las constataciones anteriores, esta vez con respecto a la evaluación del número de latidos sintomáticos (por la técnica de la invención) y a la estimación de la tensión de alternancia (por la técnica frecuencial conocida). Aquí también, con excepción de las alternancias de muy débil amplitud, se constata que la técnica de la invención permite una mejor estimación del número de latidos sintomáticos cuando únicamente un pequeño número de latidos presenta una alternancia.

Por su parte, las figuras 7a y 7b ilustran unos resultados clínicos obtenidos respectivamente en un sujeto sano (figura 7a) y en un paciente que presenta episodios de alternancia de la onda T (figura 7b), cuando se utiliza la técnica de la invención para un seguimiento continuo del índice de variabilidad y de alternancia TVar. Estas figuras ilustran la evolución del parámetro TVar_{b} al hilo de los latidos sucesivos (identificados por su posición temporal b en la secuencia de latidos que constituye el objeto del seguimiento).

La técnica de la invención permite detectar episodios de alternancia de la onda T aunque sean breves (en el ejemplo ilustrado, de una duración de 10 a 15 latidos), lo que permite asegurar un seguimiento prácticamente en tiempo real de este parámetro. Así, resulta posible estudiar la frecuencia de aparición de una alternancia esporádica, su duración media, y correlacionarla con otros indicadores (esfuerzo, actividad, etc.) de manera que se puedan proporcionar al experto informaciones pertinentes con vistas a un posible diagnóstico de riesgo de fibrilación y/o de isquemia miocárdica. Se observará que la técnica de la invención no produce falsos positivos, permaneciendo el nivel del índice TVar_{b} siempre casi nulo en el curso del tiempo en un paciente sano (figura 7a).

Claims

1. Dispositivo de análisis de la alternancia ciclo a ciclo y/o de la variabilidad de la onda de repolarización ventricular en una señal ECG, que comprende una serie de latidos cardiacos, habiendo sido esta señal recogida previamente por un dispositivo médico, y a continuación filtrada, muestreada y digitalizada,

caracterizándose este dispositivo porque comprende:

-: unos medios extractores, apropiados para extraer de la señal ECG, para cada latido cardiaco, un segmento temporal de T muestras de la onda de repolarización ventricular, considerada a partir de un instante t según un origen temporal predeterminado;

-: unos medios de memorización apropiados para memorizar las T muestras así extraídas, para B latidos consecutivos considerados a partir del b^{ésimo} latido de la señal ECG, de manera que se seleccione y memorice un agregado bidimensional (C^{Tm,B}_{t,b}) de T x B muestras de señal contiguas en el espacio tiempo-latidos;

-: unos medios evaluadores apropiados para calcular un factor de varianza local de la onda de repolarización ventricular (Var(C^{Tm,B}_{t,b})), representativo de una medición de la varianza del nivel de señal de las muestras en el interior del agregado; y

-: unos medios ponderadores, apropiados para:

\bullet: detectar y compatibilizar las alternancias ciclo a ciclo de la onda de repolarización ventricular en los B latidos del agregado,

\bullet: ponderar el factor de variación local (Var(C^{Tm,B}_{t,b})) por un factor de alternancia local (W(C^{T,B}_{t,b})) que varía entre un mínimo (W = 0), correspondiente a la ausencia completa de detección de alternancia en los latidos del agregado, y un máximo (W = 1), correspondiente a la detección de una alternancia permanente y recurrente en todos los latidos del agregado, y

\bullet: suministrar a la salida, un índice de alternancia y de variabilidad (TVar_{b}) función, para un latido dado, del factor de varianza local ponderado por el factor de alternancia local.

2. Dispositivo según la reivindicación 1, en el que los medios ponderadores son medios apropiados para:

a): calcular el factor de alternancia local (W(C^{T,B}_{t,b})) para una pluralidad predeterminada de subsegmentos temporales de duraciones y de orígenes diferentes en el seno del agregado, y después

b): seleccionar entre estos subsegmentos aquél (Tm, t_{0}) para el cual el factor de alternancia local correspondiente (W(C^{Tm,B}_{to,b})) es máximo, y

c): ponderar el factor de varianza local (Var(C^{Tm,B}_{to,b})) correspondiente al subsegmento así seleccionado por este factor de alternancia local máximo (Max_{Tm,to}(W(C^{T,B}_{t,b})).

3. Dispositivo según la reivindicación 1 ó 2, en el que la ponderación por el factor de alternancia local se efectúa sobre la raíz cuadrada del factor de varianza local (Var(C^{Tm,B}_{\tau,\beta})).

4. Dispositivo según la reivindicación 1, en el que los medios ponderadores son unos medios apropiados para calcular el factor de alternancia local por búsqueda y cuantificación de la repetición de un motivo de alternancia predefinido en el interior del agregado, para una misma posición de la muestra en el segmento temporal.

5. Dispositivo según la reivindicación 4, en el que los medios ponderadores son unos medios apropiados para calcular el factor de alternancia local por la búsqueda y recuento de los cambios de signo consecutivos de la derivada de la señal en el campo de los latidos para una misma posición de la muestra en el segmento temporal.

6. Dispositivo según la reivindicación 1, que comprende, además, unos medios de pretratamiento de la señal antes de su aplicación a los medios extractores, comprendiendo estos medios de pretratamiento al menos uno de los medios del grupo que comprende: un filtro de paso bajo (14); un filtro de paso bajo de respuesta impulsional finita (14); un filtro de eliminación de la línea isoeléctrica (16); y un filtro de eliminación de la componente respiratoria
(18).

7. Dispositivo según la reivindicación 1, que comprende además unos medios selectores de muestras (12, 20, 22) apropiados para buscar en la señal ECG una secuencia de latidos que presenta, en toda la duración de B latidos consecutivos, un ritmo cardiaco estable y que solamente comprende ciclos de origen sinusal, excepto los ciclos generados por un estimulador cardiaco, y para aplicar a los medios extractores solamente dicha secuencia de
muestras.

8. Dispositivo según la reivindicación 7, en el que los medios selectores son unos medios apropiados para calcular los intervalos RR de dichos B latidos consecutivos, y para definir un ritmo cardiaco estable para esta secuencia de muestras si ninguno de estos intervalos varía en más de un porcentaje determinado, especialmente no superior al 10%, con respeto al valor medio del intervalo RR calculado en los B latidos.