ES2327734T3 - Derivacion de subcomponentes no sincronicos en señales electrocardiacas que tienen complejos superpuestos. - Google Patents
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Abstract
Un sistema informático de electrofisiología, que incluye un procesador configurado para obtener un subcomponente no sincrónico a partir de una primera señal de latido cardíaco que tiene una forma de onda compuesta que incluye un subcomponente sincrónico que solapa el subcomponente no sincrónico y programado para ejecutar las etapas de: a seleccionar un subcomponente sincrónico de una segunda señal de latido cardíaco que corresponde al subcomponente sincrónico de la primera señal de latido cardíaco; b permitir a un usuario marcar un punto de comienzo y un punto de final del subcomponente sincrónico seleccionado; c definir un molde de referencia como un segmento de forma de onda entre los puntos de comienzo y final marcados del subcomponente sincrónico seleccionado; d adquirir la forma de onda compuesta de la primera señal de latido cardíaco en la unidad procesadora de señal a partir de derivaciones múltiples y e procesar el latido de forma de onda compuesta de manera de obtener el subcomponente no sincrónico.
Description
Derivación de subcomponentes no sincrónicos en
señales electrocardíacas que tienen complejos superpuestos.
Esta invención se refiere a un sistema para
procesar señales eléctricas obtenidas del corazón y, más
particularmente, a un sistema para procesar señales
electrocardíacas que tienen complejos de subcomponente sobrepuestos
para permitir el rastreo de señales de latido natural, estimulado y
derivado.
Determinadas arritmias cardíacas se desencadenan
o inician a partir de un sitio en el tejido cardíaco diferente al
nódulo sinusal. Estas arritmias generalmente se clasifican como de
naturaleza "focal". El tratamiento de arritmias focales por lo
general implica localizar el sitio arritmogénico y extirparlo. Un
método para localizar regionalmente el sitio focal es el uso de un
ECG de 12 derivaciones de diagnóstico. Las 12 Derivaciones se
pueden usar junto con estimulación a través de un catéter
intracardíaco variable para cartografiar la estimulación del
corazón. La base teórica de este método supone que el ECG de 12
derivaciones estimulado parecerá idéntico al ECG no estimulado si
la longitud de ciclo (es decir, frecuencia cardíaca estimulada) y el
sitio de estimulación coinciden con la frecuencia cardíaca no
estimulada y el sitio focal de origen.
Un problema con este método (en la práctica
actual) es la subjetividad implicada en comparar visualmente un ECG
de 12 derivaciones no estimulado con un ECG de 12 derivaciones
estimulado.
Un segundo problema es que se requiere mucho
tiempo para el procedimiento en el cual, típicamente, se registra
un latido ectópico espontáneo y se imprime en papel. Se coloca un
catéter de cartografía variable en un sitio probable de ectopia, se
inicia la estimulación, se realiza un registro, se genera una
impresión y se realiza una comparación visual alineando las
impresiones de los latidos espontáneos y estimulados una sobre la
otra. Este proceso se repite de una manera iterativa hasta que el
médico determina que se ha encontrado una buena coincidencia entre
el latido ectópico espontáneo y el latido estimulado.
Un tercer problema surge cuando están presentes
múltiples focos arritmogénicos y cada foco produce una variante en
el ECG de 12 derivaciones. Sería provechosa una mejor diferenciación
entre estos focos durante la cartografía de estimulación así como
durante otros procedimientos de EP (Ref.- Throne R. D., Jenkins J.
M., Winston S. A., et al. "Use of tachycardia templates
for recognition of recurrent monomorphic VT." Comp. Cardiology
1989: 171-174.)
Un cuarto problema implica la sobreposición de
los componentes de onda P y de onda T del ECG. El electrocardiograma
típicamente incluye un impulso inicial, denominado la onda P, que
emana de la aurícula, seguido por lo que se denomina el complejo
QRS, que emana de los ventrículos, que está seguido por una onda T
que se produce como resultado de la repolarización de los
ventrículos (Fig. 1). Por tanto, un latido cardíaco comienza con la
onda P y finaliza con la onda T y el siguiente latido cardíaco
comienza con otra onda P.
La onda P puede ser una herramienta valiosa
usada por médicos para diagnosticar la afección del corazón. Por
tanto, los médicos con frecuencia supervisarán un electrocardiograma
(ECG) del corazón para ayudar en el diagnóstico de arritmias
auriculares y ventriculares. Esto se puede realizar de varias
maneras, tales como supervisando el ECG de 12 derivaciones
(superficie) a la vez que se observa la actividad bioeléctrica
registrada en electrodos intracardíacos transportados por un catéter
transtorácico.
En algunas arritmias focales el tejido cardíaco
auricular comienza a latir muy rápidamente a medida que el origen
focal se mueve desde el nódulo sinusal hasta un sitio ectópico.
Algunas veces, esta frecuencia cardíaca más alta se mantiene a lo
largo de tres o más latidos y se denomina una taquicardia. Otras
veces, la frecuencia más alta es intermitente y puede ser tan corta
como un latido cardíaco. En cualquier caso, el primer latido de la
arritmia auricular habitualmente se inicia por lo que se denomina
una Contracción Auricular Prematura ("PAC") lo cual puede dar
como resultado que la onda P de un latido cardíaco sucesivo se
solape con la onda T del latido anterior (Fig. 2). Esto no sólo es
un estado fisiológicamente comprometido para el corazón, sino que
el médico no pude ya usar la onda P para diagnosticar el corazón
debido a que está oscurecida por la onda T.
Por consiguiente, será evidente que continúa
existiendo una necesidad de un método que permita a un médico
Cartografiar la Estimulación más eficazmente y, además, supervisar
la onda P del latido cardíaco de un paciente, aun cuando la onda P
se esté solapando con una onda T anterior. La presente invención
aborda estas necesidades.
Y aunque la resta de onda T es un método útil en
los procedimientos de electrofisiología para descubrir la
morfología de onda P de ECG de una PAC restando un molde de QRS_T de
una PAC, el cambio de línea basal de ECG provocado por la
respiración o movimiento corporal puede causar ciertas variaciones
en los resultados de la resta de onda T. Por tanto, se mantiene una
necesidad adicional en la técnica de medir cuantitativamente la
calidad de los resultados de la resta de onda T, entre otras razones
para supervisar las variaciones de respiración en la resta de onda
T. La presente invención aborda también esta necesidad.
El Artículo por MLYNASH ET AL: Automated
QRST subtraction algorithm for analysis of T wave obscured ectopic
atrial beats, BMES/EMBS CONFERENCE, PROCEEDINGS OF THE FIRST JOINT
ATLANTA, GA, EE.UU. 13-16 oct. 1999, vol. 1, página
265, XP010357259, Piscataway, NJ, EE.UU., IEEE describe un sistema
informático de electrofisiología que incluye un procesador
configurado para obtener un subcomponente no sincrónico a partir de
una primera señal de latido cardíaco que tiene una forma de onda
compuesta que incluye un subcomponente sincrónico que solapa al
subcomponente no sincrónico y programado para ejecutar las etapas
de:
- seleccionar un subcomponente sincrónico de una segunda señal de latido cardíaco que corresponde al subcomponente sincrónico de la primera señal de latido cardíaco;
- definir un molde de referencia;
- adquirir la forma de onda compuesta; y
- procesar el latido de la forma de onda compuesta de forma de obtener el subcomponente no sincrónico.
La invención se define en la reivindicación 1
más adelante. Las reivindicaciones dependientes se refieren a
características óptimas y realizaciones preferidas.
La presente invención, en determinados aspectos,
proporciona a un facultativo un ordenador para realizar
objetivamente y eficazmente cartografía de estimulación en tiempo
real y otros análisis cardíacos, a través del procesamiento de
señales eléctricas entrantes que representan la actividad cardíaca
para presentar una onda P obtenida sin ningún solapamiento con una
onda T anterior durante una PAC y para permitir al facultativo
comparar objetivamente ondas P obtenidas para determinar si las
mismas emanan del mismo foco. Como una consecuencia directa del
procesamiento de señales cardíacas de la presente invención, se
identifican señales, de otra forma enmascaradas, y correlaciones
entre latidos cardíacos y segmentos de latidos cardíacos a través de
cálculos sobre señales adquiridas y/o derivaciones de nuevas
señales. Se puede guiar al facultativo a través de medios visuales
tales como gráficos de barra y señales cardíacas sobrepuestas de la
calidad de coincidencias de señal. Estas coincidencias de señal
pueden ayudar a diagnosticar a un paciente y en la eficacia de un
tratamiento en curso, por ejemplo, un procedimiento de
ablación.
Debido a las relaciones de tiempo y amplitud
entre latidos de un corazón, existe la posibilidad de que puedan
estar oscurecidas o escondidas formas de onda individuales. Si se
identifica una forma de onda de subcomponente singular no
adulterada, y si este subcomponente tiene características de tiempo
similares que permitan que se sincronice con la forma de onda
compuesta, entonces se puede realizar un proceso de resta de acuerdo
con un aspecto de la invención para obtener de ese modo la otra
forma de onda o formas de ondas de subcomponente. Las formas de
onda de subcomponente derivadas, de estado natural o inducidas por
estimulación, se pueden comparar cuantitativamente entre sí usando
análisis de correlación. Este análisis se puede realizar
retrospectivamente o en tiempo real.
Más específicamente, el presente texto describe
sistemas, máquinas programadas y métodos que permiten el
procesamiento de señal de primera calidad sobre procesadores de
señal de electrofisiología de técnica anterior y pueden conseguir
esto usando un ECG de 12 derivaciones convencional.
Por tanto, un sistema para rastrear latidos
ectópicos puede comprender una unidad sensora de señal, un
procesador de señal y un dispositivo de salida. La unidad sensora
de señal se configura para capturar una primera señal de ECG. El
procesador de señal está conectado para recibir la primera señal de
ECG desde la unidad sensora de señal y está configurado para
permitir a un usuario marcar un punto de comienzo y un punto de
final de la primera señal de ECG para usarse para definir un
segmento de forma de onda como un molde de referencia, para
adquirir datos a partir de derivaciones múltiples y para identificar
un mejor ajuste entre el molde de referencia y los datos adquiridos
usando un cálculo de coeficiente de correlación. El dispositivo de
salida presenta el mejor ajuste identificado.
Además, un sistema para obtener una señal de
onda P a partir de un latido de contracción auricular prematura
("PAC") puede comprender una unidad sensora de señal, un
procesador de señal y un dispositivo de salida. El procesador de
señal está conectado para recibir señales electrocardíacas desde la
unidad sensora de señal y está configurado para procesar la señales
electrocardíacas de manera de obtener la señal de onda P del latido
de PAC. El dispositivo de salida presenta la señal de onda P
obtenida.
En una realización particular de los mencionados
anteriormente, el procesador se configura para ejecutar las etapas
de: (a) seleccionar un segmento QRS-T de una señal
de ECG de referencia; (b) permitir a un usuario marcar un punto de
comienzo y un punto de final de la señal de ECG seleccionada; (c)
definir un molde de referencia como un segmento de forma de onda
entre los puntos de comienzo y final marcados de la señal de ECG
seleccionada; (d) adquirir el latido de PAC en la unidad
procesadora de señal a partir de derivaciones múltiples
(preferiblemente no más de 12 derivaciones) y (e) procesar el
latido de PAC para obtener la señal de onda P.
Además, un sistema informático de
electrofisiología puede incluir un procesador que esté configurado
para obtener una señal de onda P escondida dentro de un latido de
contracción auricular prematura ("PAC"). El procesador ejecuta
las etapas de: (a) seleccionar un segmento QRS-T de
una señal de ECG de referencia; (b) permitir a un usuario marcar un
punto de comienzo y un punto de final del segmento seleccionado de
la señal de ECG de referencia; (c) definir un molde de referencia
como un segmento de forma de onda entre los puntos de comienzo y
final marcados del segmento seleccionado de la señal de ECG de
referencia; (d) adquirir el latido de PAC en la unidad procesadora
de señal a partir de múltiples derivaciones de ECG y (e) procesar el
latido de PAC para obtener la señal de onda P.
En el sistema mencionado anteriormente, el
procesador puede utilizar un cálculo de coeficiente de correlación
para lograr una resta del molde de referencia de un segmento
predeterminado del latido de PAC. En realizaciones más
particulares, el procesador está configurado para comparar ondas P
obtenidas a partir de latidos múltiples entre sí, para indicar o
inferir un origen focal común entre varias ondas P obtenidas, para
pronosticar el sitio más probable del origen de un foco usando una
biblioteca (preferiblemente 12 derivaciones) de ondas P de origen
focal conocido, para obtener ondas P estimuladas para comparación
con ondas P espontáneas, para determinar un valor integral del área
QRS de una señal de onda P obtenida, para normalizar cualquier valor
integral a lo largo de una longitud de la señal de onda P obtenida,
para procesar el segmento QRS de un latido por separado para llegar
a determinaciones adicionales concernientes a los datos de latido
cardíaco y para realizar combinaciones de los anteriores.
Además, un sistema informático de
electrofisiología puede incluir un procesador que esté configurado
para ejecutar etapas sustancialmente de la misma manera que el
procesador que obtiene una onda P a partir de un latido de PAC,
pero más generalmente está configurado para obtener un subcomponente
no sincrónico a partir de una primera señal de latido cardíaco que
tiene una forma de onda compuesta que incluye un subcomponente
sincrónico que solapa al subcomponente no sincrónico. El procesador
ejecuta las etapas de seleccionar un subcomponente sincrónico de
una segunda señal de latido cardíaco que corresponde al
subcomponente sincrónico de la primera señal de latido cardíaco;
permitir a un usuario marcar un punto de comienzo y un punto de
final del subcomponente sincrónico seleccionado; definir un molde
de referencia como un segmento de forma de onda entre los puntos de
comienzo y final marcados del subcomponente sincrónico seleccionado;
adquirir la forma de onda compuesta de la primera señal de latido
cardíaco en la unidad procesadora de señal a partir de derivaciones
múltiples y procesar el latido de forma de onda compuesta para
obtener el subcomponente no sincrónico.
En este documento se describe un método para
rastrear latidos ectópicos a través de coincidencia de molde, que
incluye las etapas de: (a) capturar una primera señal de ECG en una
unidad procesadora de señal; (b) permitir a un usuario marcar un
punto de comienzo y un punto de final de la primera de ECG
capturada; (c) definir un molde de referencia como un segmento de
forma de onda entre los puntos de comienzo y final marcados de la
primera señal de ECG; (d) adquirir datos en la unidad procesadora de
señal y (e) usar un cálculo de coeficiente de correlación sobre los
datos adquiridos para identificar un mejor ajuste entre el molde de
referencia y los datos adquiridos.
En este documento se describe un método para
obtener una señal de onda P a partir de un latido de contracción
auricular prematura ("PAC"), que puede ayudar a una persona a
diagnosticar un corazón. Este método incluye las etapas de: (a)
seleccionar un segmento QRS-T de una señal de ECG de
referencia; (b) permitir a un usuario marcar un punto de comienzo y
un punto de final del segmento seleccionado de la señal de ECG de
referencia; (c) definir un molde de referencia como un segmento de
forma de onda entre los puntos de comienzo y final marcados del
segmento seleccionado de la señal de ECG de referencia; (d) adquirir
el latido de PAC en la unidad procesadora de señal a partir de
derivaciones múltiples y (e) procesar el latido de PAC para obtener
la señal de onda P.
En una realización particular de los métodos
anteriores, el latido de PAC se procesa usando un cálculo de
coeficiente de correlación para lograr una resta del molde de
referencia de un segmento predeterminado del latido de PAC.
También, los métodos anteriores pueden incluir las etapas
adicionales de: comparar entre sí ondas P obtenidas a partir de
latidos múltiples; indicar o inferir un origen focal común entre
varias ondas P obtenidas; pronosticar el sitio más probable del
origen de un foco usando una biblioteca (preferiblemente 12
derivaciones) de ondas P de origen focal conocido; obtener ondas P
estimuladas para comparación con ondas P espontáneas; determinar un
valor integral del área QRS de una señal de onda P obtenida;
normalizar cualquier valor integral a lo largo de una longitud de
la señal de onda P obtenida; procesar segmento QRS de un latido por
separado para llegar a determinaciones adicionales concernientes a
los datos de latido cardíaco y realizar combinaciones de las etapas
anteriores.
Los métodos adicionales descritos en este
documento incluyen la determinación de integrales concernientes a
una sección del segmento QRS_T y el procesamiento de esas
integrales. Una integral de segmento QRS se puede usar como una
medida del residuo de QRS, que es un indicador de la calidad de
alineación o sincronización entre el QRS de molde y el QRS de PAC.
Además, el cambio de línea basal se puede supervisar como un cambio
del porcentaje de valor de pico absoluto de QRS (integral) entre el
molde y el PAC. Estos métodos se ponen en práctica mediante
procesadores informáticos configurados de forma adecuada.
Un método adicional descrito en este documento
transcurre básicamente de la misma manera que cuando se obtiene una
onda P a partir de un latido de PAC, pero más generalmente incluye
la selección del subcomponente sincrónico de la señal de latido
cardíaco, permitiendo a un usuario marcar un punto de comienzo y un
punto de final del subcomponente sincrónico seleccionado, definir
un molde de referencia que es un segmento de forma de onda entre
los puntos de comienzo y final marcados del subcomponente sincrónico
seleccionado, adquirir la forma de onda compuesta en la unidad
procesadora de señal a partir de derivaciones múltiples y procesar
el latido de forma de onda compuesta para obtener el subcomponente
no sincrónico.
\newpage
Finalmente, en este documento se describe un
método de optimización de molde que emplea dinámicamente moldes
diferentes. Los latidos QRS que preceden o siguen a una PAC se
pueden seleccionar manualmente o mediante la acción de una máquina
programada para seleccionar y ajustar un molde nuevo para uso en
cálculos posteriores. Este método se pone en práctica mediante
procesadores informáticos configurados de forma adecuada.
La invención indicada se puede entender más
claramente a partir de la siguiente descripción detallada de
realizaciones ilustrativas y Figuras de Dibujo que la acompañan.
La Figura 1 es un diagrama esquemático de un
latido cardíaco normal;
La Figura 2 es un diagrama esquemático de una
contracción auricular prematura (PAC);
La Figura 3 es un diagrama esquemático de la
resta de onda T;
La Figura 4 es un diagrama de bloques de un
sistema programado de manera que sea una realización preferida de
la presente invención;
La Figura 5 es un diagrama de flujo que muestra
un proceso para coincidencia de molde;
La Figura 6 es un diagrama de flujo que muestra
un proceso para Resta de Onda T;
La Figura 7 es una interfaz de presentación
informática representativa para resta de onda T que se pude
presentar a un operario.
La Figura 8 es una interfaz de presentación
informática representativa para coincidencia de molde que se puede
presentar a un operario.
La Figura 9 ilustra una metodología para
determinar las integrales de una sección del segmento QRS_T después
del proceso de resta.
Para promover una comprensión de los métodos que
se pueden poner en práctica de acuerdo con realizaciones preferidas
de la presente invención, se describen varios aspectos pertinentes
más adelante bajo subtítulos respectivos.
Se puede usar cualquier forma de onda de ECG
registrada como una referencia para compararla con otra forma de
onda de ECG registrada o con una forma de onda de ECG en tiempo
real. La comparación se realiza en un proceso de dos etapas en el
cual, en primer lugar, el usuario selecciona un molde de referencia
para describir el comienzo y el final de un segmento de forma de
onda de ECG para usarse como un molde de comparación. A
continuación, el usuario selecciona la región de datos que se usará
para la comparación, a partir de datos prerregistrados o a partir
del flujo de datos en tiempo real. Un procesador informático
configurado de forma adecuada puede encontrar la mejor coincidencia
frente al molde de referencia a lo largo de la región especificada
o, en el caso de análisis en tiempo real, encontrar la mejor
coincidencia actualizada a lo largo de un periodo de tiempo
definido, por ejemplo, cada segundo. El criterio para "mejor
coincidencia" utiliza un cálculo de coeficiente de correlación a
través de las 12 derivaciones del ECG y encuentra la mejor
alineación. Una pantalla visual que muestra el latido de referencia
alineado (molde) sobrepuesto sobre el latido que está experimentando
el análisis da al usuario el retorno con referencia a la proximidad
de la coincidencia. Un coeficiente de correlación calculado para
cada derivación de ECG da un indicador cuantitativo de la
coincidencia. También se calcula un promedio compuesto y se
presenta en un indicador de gráfico de barras mejorado de color
único que es especialmente útil cuando se está realizando la
coincidencia de molde en tiempo real. El promedio compuesto se puede
actualizar como un promedio móvil a lo largo de varios latidos
preseleccionados.
Se puede usar coincidencia de molde para
comparar dos latidos espontáneos o se puede usar para cartografiar
la estimulación, es decir, para comparar un latido estimulado con un
latido espontáneo. Un usuario también puede manipular un indicador
de Región de Interés (ROI) para excluir determinadas partes de la
forma de onda del análisis. Esto es útil durante la cartografía de
estimulación cuando se pueden excluir de la región de análisis
artefactos de estimulación en las derivaciones de superficie. El
indicador de ROI también se puede usar para especificar una
preferencia para coincidencia de onda T u onda P ya que las mismas
con frecuencia son muy similares morfológicamente.
La presente descripción posibilita un método
mediante el cual se procesa un ECG que tiene una onda P y T
solapantes para retirar la onda T y presentar, de ese modo, la onda
P sin ningún solapamiento, de forma que un médico pueda observar la
onda P cuando realiza un diagnóstico del corazón.
Véase la Figura 1, que describe un ECG normal a
lo largo de tres latidos en el que se pueden identificar ondas P y
T características. La Figura 2 muestra un ritmo en el cual la onda P
a partir del tercer latido (P') llega temprano y está oscurecida
por la onda T del segundo latido. Esto da como resultado lo que se
denomina un complejo P sobre T y se le refiere como un
QRS-T-P' en la Figura.
En general, de acuerdo con el método, el
segmento QRS-T de un latido que carece de una PAC se
selecciona como un molde. Este molde se resta de la señal de
QRS-T-P' en la PAC que se tiene que
estudiar produciendo la onda P. La señal QRS-T
usada como el molde puede ser de un latido único o se puede obtener
a partir de un promedio de latidos múltiples. La señal
QRS-T (o promedio) usada como el molde se selecciona
de forma que el intervalo QRS-QRS anterior sea
igual (o casi igual) al intervalo QRS-QRS
inmediatamente anterior a la señal
QRS-T-P' que se tiene que estudiar.
Preferiblemente, se puede usar el latido inmediatamente anterior a
la PAC para el molde QRS-T seleccionado, ya que la
longitud de ciclo y condiciones hemodinámicas de este latido son las
más próximas a las del latido sucesivo que contiene la PAC y/o el
complejo P sobre T (véanse las Figuras 2 y 3).
El complejo QRS se usa como un medio para
sincronizar y alinear el molde QRS-T y el latido de
PAC para resta. La alineación es automatizada por el algoritmo de
mejor coincidencia basándose en el coeficiente de correlación
compuesto a través del ECG de 12 derivaciones. El facultativo tiene
la opción de cambiar la coincidencia de molde izquierda o derecha
en una muestra en base a la muestra, actualizándose el coeficiente
de correlación compuesto resultante en cada posición nueva. El
facultativo también tiene la opción de elegir el segmento
QRS-T anterior o siguiente como el molde de
referencia. El software automáticamente localizará el latido
anterior o siguiente basándose en el molde de referencia actual y
usará el segmento QRS-T correspondiente de ese
latido como el nuevo molde de referencia en el cálculo de ondas P
obtenidas.
Están disponibles diferentes vistas de pantalla
que muestran la onda P obtenida, sola o sobrepuesta con el latido
PAC original o molde de referencia como una ayuda para el
facultativo.
Las ondas P que se han obtenido usando el método
de resta de onda T se pueden procesar para señal adicionalmente para
retirar artefactos no deseados causados por la respiración o el
ruido.
\vskip1.000000\baselineskip
Una vez que se tiene una onda P obtenida
identificada a partir de la taquicardia o latido auricular prematuro
(PAC), se puede comparar esta onda P obtenida con un molde de
referencia capturado previamente.
- 3a.
- Más específicamente, se pueden identificar una o más ondas P espontáneas usando el método de resta descrito anteriormente y compararse entre sí usando un análisis de forma de onda de correlación. Esto se puede usar para determinar si las ondas P espontáneas tienen el mismo origen focal. Esto se puede realizar en tiempo real o como revisión de datos registrados.
- 3b.
- Además, una o más ondas P espontáneas obtenidas se pueden identificar y comparar con una biblioteca de ondas P de origen focal conocido para pronosticar el sitio más probable de origen.
- 3c.
- Además, una vez que se identifica una onda P espontánea obtenida mediante el método de Resta de onda T como se ha descrito anteriormente, entonces el facultativo puede comenzar la cartografía de estimulación auricular a continuación del método de Coincidencia de Molde/Cartografía de Estimulación descrito también anteriormente. El catéter de cartografía de estimulación variable se manipula dentro de la aurícula (o vasos adyacentes tales como las venas pulmonares) hasta que la onda P estimulada obtenida sea casi idéntica a la onda P espontánea obtenida. Esta comparación de ondas P obtenidas se puede realizar sobre datos registrados o en tiempo real.
Más generalmente, dos o más formas de onda X, Y,
..., pueden formar una forma de onda compuesta que debido a las
relaciones de tiempo y amplitud provoque que las formas de onda
individuales estén oscurecidas o escondidas. La forma de onda
compuesta incluye un subcomponente sincrónico que solapa a un
subcomponente no sincrónico. Si se puede identificar una forma de
onda de subcomponente singular no adulterado (por ejemplo, X o Y), y
si tiene características de tiempo similares que le permiten
sincronizarse con la forma de onda compuesta (es decir, este
subcomponente identificado es el subcomponente sincrónico), entonces
el mismo se puede restar de la forma de onda compuesta para obtener
la otra forma o formas de onda de subcomponente (es decir, el
subcomponente o los subcomponentes no sincrónicos). Las formas de
onda de subcomponente, derivadas, de estado natural o inducidas por
estimulación, se pueden comparar cuantitativamente entre sí usando
análisis de correlación. Este análisis se puede realizar
retrospectivamente o en tiempo real. Un especialista en la técnica
apreciará que se pueden usar varios algoritmos para comparar la
forma de la forma de onda, incluyendo, pero sin limitación, métodos
e integrales de área de diferencia; cualquiera de estos métodos
puede ayudar en las metas de alinear componentes sincrónicos de
formas de onda compuestas y/o comparar los resultados obtenidos.
Un método, que no forma parte de la invención
indicada, de acuerdo con este contenido más general transcurre
generalmente como se ha descrito anteriormente. Específicamente,
este método transcurre básicamente de la misma manera que cuando se
obtiene una onda P a partir de un latido de PAC, pero más
generalmente incluye la selección del subcomponente sincrónico de
la señal de latido cardíaco, que permite a un usuario marcar un
punto de comienzo y un punto de final del subcomponente sincrónico
seleccionado, definir un molde de referencia como un segmento de
forma de onda entre los puntos de comienzo y final marcados del
subcomponente sincrónico seleccionado, adquirir la forma de onda
compuesta en la unidad procesadora de señal a partir de derivaciones
múltiples y procesar el latido de forma de onda compuesta de forma
de obtener el subcomponente no sincrónico.
Con referencia ahora a los dibujos, y
particularmente a la Figura 4, se muestra un sistema 10 para recibir
y procesar señales eléctricas de acuerdo con una realización
ilustrativa de la presente invención. En una realización
ilustrativa, el sistema 10 incluye una unidad sensora de señal 12,
que puede tener formas diferentes, tal como un ECG de 12
derivaciones convencional, una derivación intracardíaca o una
combinación de los mismos. La unidad sensora de señal está
conectada eléctricamente a un dispositivo procesador de señal 14,
que recibe las señales percibidas a partir de la unidad 12 y
procesa las señales, como se describe con más detalle más adelante.
El dispositivo de procesamiento de señal ("procesador de señal"
o "procesador") 14 preferiblemente está conectado a una
pantalla adecuada 16, que presentará las señales procesadas a un
médico u otra persona interesada. La información se puede almacenar
y recuperar a partir de un dispositivo de almacenamiento 18.
Preferiblemente, el dispositivo de procesamiento de señal 14 y la
pantalla 16 comprenden el EP LabSystem (marca registrada) de C.R.
Bard, Inc., Murray Hill, Nueva Jersey, o similares. El EP LabSystem
(marca registrada) apoya una diversidad de funciones de
recopilación y procesamiento de datos que son convencionales en
procedimientos de electrofisiología y puede tener su hardware
(concretamente, procesador 14) configurado para poner en práctica
los métodos de resta y derivación expuestos anteriormente, por
ejemplo, a través de software (por ejemplo, módulos,
procedimientos, funciones u objetos) o firmware. El procesador 14 se
comunica con una memoria o almacenamiento 18 que configura al
procesador para poner en práctica los anteriores métodos de resta y
derivación (así como las técnicas de integrales descritas más
adelante).
En un ejemplo ilustrativo, las características
especiales del sistema se ponen en práctica, en parte, mediante un
procesador que usa información de programa almacenada en una memoria
del dispositivo de procesamiento de señal 14. El procesador 14
puede acceder a uno o más archivos, según sea necesario, para poner
en práctica las funciones requeridas, como se ha descrito con mayor
detalle con relación a la Figura 5 y la Figura 6.
Con referencia a la Figura 5, se describe el
funcionamiento del dispositivo de procesamiento de señal 14 junto
con la descripción estructural anterior del sistema 10. Como se
ilustra en la Figura 5, el proceso comienza cuando un médico desea
crear un molde de referencia y esto ocurre capturando una señal de
ECG de referencia, como se ha indicado en la etapa 502.
Preferiblemente, la señal de ECG de referencia se captura usando un
dispositivo de 12 derivaciones convencional y/o una o más
derivaciones intracardíacas. Como se ha explicado anteriormente con
relación a la Figura 2, los componentes de señal
QRS-T de un latido que no muestran onda P sobre onda
T se seleccionan como un molde y es este conjunto de componentes de
señal electrocardíaca el que se captura en la etapa 502. Un latido
de este tipo se puede capturar en ritmo sinusal o durante una
arritmia focal tal como una taquicardia. Además, se contempla que
el molde de referencia se produce como resultado de señales
capturadas en la superficie, a partir de derivaciones intracardíacas
que se pueden poner en una diversidad de emplazamientos dentro del
corazón o una combinación de señales a partir de derivaciones de
superficie e intracardíacas. La señal QRS-T que se
usa como el molde se puede capturar a partir de un latido cardíaco
único o puede ser una señal obtenida de un promedio de múltiples
latidos cardíacos.
En la etapa 504, el médico marca los puntos de
comienzo y final del molde de referencia usando una interfaz para
la unidad procesadora de señal 14. Los puntos marcados definen el
segmento de la forma de onda de ECG que se tiene que usar como un
molde de comparación.
En la etapa 506, el médico selecciona si se
usarán datos registrados o en tiempo real en el análisis de
coincidencia de molde. (Esta etapa se puede realizar en cualquier
momento antes del análisis de coincidencia de forma de onda en la
etapa 508, por ejemplo, antes de realizar las etapas 502 y 504). Si
se van a usar datos registrados en el análisis de coincidencia de
molde, entonces se proporciona una región especificada de datos
prerregistrados a la unidad procesadora de señal para comparación
con el molde de referencia. Por otra parte, si se van a usar datos
en tiempo real en el análisis de coincidencia de molde, se
proporciona un flujo de datos desde las derivaciones de ECG a la
unidad de procesamiento y señal 14 a lo largo de un periodo definido
de tiempo para comparación con el molde de referencia.
En la etapa 508, el procesador de señal 14
encuentra una "mejor coincidencia", en otras palabras, una
mejor alineación entre la región seleccionada o periodo de tiempo y
el molde de referencia.
En la etapa 510, la pantalla 16 se actualiza
para indicar al médico (u otras personas) el resultado de la
coincidencia de molde. Los resultados se pueden mostrar
cualitativamente como señales de forma de onda de ECG sobrepuestas,
concretamente, el latido de referencia (molde) sobrepuesto sobre el
latido que se está analizando para mostrar el grado de alineación
entre los mismos o, cuantitativamente, como un coeficiente de
correlación calculado para cada derivación de ECG. Preferiblemente,
también se calcula y se presenta un promedio compuesto. Esto se
ilustra en la pantalla de ordenador mostrada en la Figura 8.
En la etapa 512, se realiza un ensayo para
determinar si el usuario ha seleccionado procesamiento en tiempo
real en la etapa 506. Si es así, entonces el flujo retorna a la
etapa 508 para realizar de nuevo el análisis de coincidencia de
molde y para actualizar la pantalla en consecuencia. De otra manera,
si se están analizando segmentos registrados previamente, se da al
usuario la opción de guardar el análisis (como se ha ensayado en la
etapa 514) y se guarda el análisis de correlación, como se indica en
la etapa 516. Los análisis en tiempo real también se pueden guardar
si se desea.
Con referencia a la Figura 6, el funcionamiento
del dispositivo de procesamiento de señal 14 de la presente
invención se describe junto con la descripción estructural anterior
del sistema 10. Como se ilustra en la Figura 6, el proceso comienza
en la etapa 602 cuando un médico captura una PAC y desea restar un
molde de referencia QRS-T de la PAC. El médico
marca el molde de referencia QRS-T en la etapa 604
(como se ha descrito anteriormente) y el médico selecciona una
región que abarca la PAC en la etapa 606 para análisis. La parte
QRS del molde de referencia se alinea para mejor ajuste con el
complejo QRS inmediatamente anterior a la PAC en la etapa 608.
Cuando se encuentra el mejor ajuste, el procesador 14 resta el molde
de referencia QRS-T del segmento
QRS-T-P' de la PAC en la etapa
610.
La diferencia es la onda P obtenida que se envía
como salida a la pantalla 16 en la etapa 612. Esto se ilustra en la
pantalla del ordenador mostrada en la Figura 7, en la que la ventana
del extremo izquierdo presenta el molde de referencia
QRS-T seleccionado entre dos líneas verticales (una
línea discontinua antes de la marca de 14 segundos en la parte
superior (destacada por una flecha) y una segunda línea continua
inmediatamente después de la marca de 14 segundos). La ventana del
extremo derecho muestra la forma de onda de PAC original con la
onda P obtenida sobrepuesta encima de la parte del ECG que se
produce en los primeros 15 segundos. La onda P obtenida y
sobrepuesta aparece como un segundo gráfico sobrepuesto sobre las
señales de ECG. Se pueden proporcionar medios visuales para alinear
y sobreponer automáticamente formas de onda para comparación visual
en una pantalla de ordenador o una impresión.
La Figura 8 muestra una pantalla ilustrativa
para coincidencia de molde (sin resta) que se puede presentar a un
operario. La ventana del extremo izquierdo presenta marcadores que
significan la presencia y uso del molde de referencia; el molde de
referencia comienza en la línea vertical del extremo izquierdo
(destacada mediante la flecha) y finaliza en la segunda línea
vertical. En este ejemplo, el molde de referencia marca el comienzo
y final de una onda P; sin embargo, se puede usar cualquier segmento
de forma de onda si la región de interés se ha marcado para uso
como un molde. La ventana de presentación más grande a la derecha
muestra el valor de correlación para cada canal del ECG de 12
derivaciones en comparación con el molde de referencia. El gráfico
de barras en el extremo derecho es inactivo en este ejemplo debido a
que la región de análisis se toma a partir de datos registrados en
lugar de datos en tiempo real recopilados durante un procedimiento
médico.
Los datos se pueden guardar, imprimir o ambos,
si se desea, como respuesta a una aportación de usuario para
hacerlo, como se ha ensayado en la etapa 614 y puesto en práctica en
la etapa 616.
A partir de lo anterior, será evidente para los
especialistas en la técnica que la presente descripción posibilita
al lector para llevar a cabo un método para recuperar fiablemente y
eficazmente una onda P a partir de una forma de onda que tiene
ondas P y T solapantes. Además, las capacidades de coincidencia de
molde de la invención proporcionan el beneficio añadido de comparar
rápidamente y objetivamente componentes de forma de onda de ECG, en
su estado natural o derivado. También se debe apreciar que los
métodos de correlación, resta y derivación descritos en este
documento se aplican a datos que se pueden adquirir a partir de
señales de ECG de superficie de 12 derivaciones convencional, así
como señales intracardíacas o combinaciones de señales tanto de
superficie como intracardíacas.
Dos formas de onda pueden tener una correlación
alta entre sí y, sin embargo, tener mala coincidencia en términos
absolutos debido a la variación y cambio de amplitud provocada por
los efectos de la respiración. Esto puede ser un problema cuando
dos formas de ondas se alinean y después se restan, una de la otra.
Es por esta razón que los latidos inmediatamente adyacentes son
habitualmente deseables como la referencia (QRS-T) y
PAC (QRS-T-P'). Esto no siempre es
posible y no es práctico cuando se realiza cartografía de
estimulación en tiempo real.
Una metodología para supervisar la calidad de la
resta de onda T se describe ahora con referencia a la Figura 9. En
la etapa 902, se realiza un proceso de resta (como se ha ilustrado
en las Figuras 3 y 6 y se ha descrito anteriormente) para restar un
molde de QRS-T de una PAC
(QRS-T-P') y obtener de ese modo una
forma de onda. El método de la Figura 9 transcurre proporcionando
después cálculos integrales que posibilitan varias mediciones de
interés a los facultativos, que incluyen, pero sin limitación:
mediciones de residuo QRS y la calidad del proceso de resta de onda
T; mediciones del cambio de línea basal, si hay alguna y
optimización de la selección de moldes que se tienen que usar en el
proceso de resta.
En la etapa 904, se mide el área de una forma de
onda obtenida. En la etapa 906, el valor integral se divide entre
la longitud de la forma de onda obtenida para normalizar su valor.
Además, en la etapa 908, se mide la amplitud del valor integral
normalizado y se presenta como un voltaje en la entrada del canal de
ECG. Este valor de voltaje se denomina el residuo QRS.
Como se ha descrito anteriormente, se usa
análisis de correlación del segmento QRS de un molde de ECG de
referencia con el segmento QRS de un latido de PAC. Por tanto, una
mejora adicional puede usar el coeficiente de correlación junto con
el residuo denominado QRS de la forma de onda obtenida para dar un
indicio de la calidad de la coincidencia entre dos latidos elegidos
para la resta. En conjunto, los mismos proporcionan un indicio de la
calidad de alineación o sincronización entre el QRS de molde y el
QRS de PAC. Para una alineación perfecta y buenos resultados de
resta, el segmento QRS obtenido debe ser plano, indicando una
correlación alta con el molde y el residuo QRS debe ser muy
pequeño, indicando una pequeña diferencia en amplitudes absolutas
(incluyendo cambio).
Habiendo descrito de este modo realizaciones
preferidas de la presente invención, se apreciará que el orden y
sistema descrito anteriormente es simplemente ilustrativo y que los
especialistas en la técnica pueden concebir otros órdenes y sistemas
sin alejarse del alcance de las reivindicaciones más adelante.
Claims (19)
1. Un sistema informático de electrofisiología,
que incluye un procesador configurado para obtener un subcomponente
no sincrónico a partir de una primera señal de latido cardíaco que
tiene una forma de onda compuesta que incluye un subcomponente
sincrónico que solapa el subcomponente no sincrónico y programado
para ejecutar las etapas de:
- a
- seleccionar un subcomponente sincrónico de una segunda señal de latido cardíaco que corresponde al subcomponente sincrónico de la primera señal de latido cardíaco;
- b
- permitir a un usuario marcar un punto de comienzo y un punto de final del subcomponente sincrónico seleccionado;
- c
- definir un molde de referencia como un segmento de forma de onda entre los puntos de comienzo y final marcados del subcomponente sincrónico seleccionado;
- d
- adquirir la forma de onda compuesta de la primera señal de latido cardíaco en la unidad procesadora de señal a partir de derivaciones múltiples y
- e
- procesar el latido de forma de onda compuesta de manera de obtener el subcomponente no sincrónico.
2. El sistema informático de la reivindicación
1, en el que la etapa de procesamiento comprende restar el molde de
referencia de un segmento predeterminado de la forma de onda
compuesta.
3. El sistema informático de la reivindicación
1, en el que el subcomponente sincrónico seleccionado es de un
latido único.
4. El sistema informático de la reivindicación
1, en el que el subcomponente sincrónico seleccionado es una señal
obtenida a partir de un promedio de latidos múltiples.
5. El sistema informático de la reivindicación
1, en el que el subcomponente sincrónico seleccionado es de un
latido que precede inmediatamente a la forma de onda compuesta.
6. El sistema informático de la reivindicación
1, que incluye la etapa adicional de sincronizar el molde de
referencia y la forma de onda compuesta alineando segmentos de forma
de onda sincrónica respectivos de los mismos.
7. El sistema informático de la reivindicación
6, en el que la alineación se realiza usando un cálculo de
coeficiente de correlación sobre los datos adquiridos para
identificar un mejor ajuste entre los segmentos de forma de onda
sincrónica respectivos.
8. El sistema informático de la reivindicación
6, en el que los segmentos de forma de onda respectivos son
subcomponentes sincrónicos del molde de referencia y la forma de
onda compuesta.
9. El sistema informático de la reivindicación
8, en el que la alineación se realiza usando un cálculo de
coeficiente de correlación sobre la forma de onda compuesta para
identificar un mejor ajuste entre los subcomponentes sincrónicos del
molde de referencia y la forma de onda compuesta.
10. El sistema informático de la reivindicación
7, estando el procesador configurado y programado para poner en
práctica la etapa adicional de permitir a la persona cambiar la
alineación provocando, de ese modo, un cambio en el cálculo de
coeficiente de correlación.
11. El sistema informático de la reivindicación
7, estando el procesador configurado y programado para poner en
práctica la etapa adicional de permitir a la persona cambiar el
molde de referencia a un segmento de forma de onda entre puntos de
comienzo y final correspondientes de un latido cardíaco diferente
provocando, de ese modo, un cambio en el cálculo de coeficiente de
correlación.
12. El sistema informático de la reivindicación
1, estando el procesador configurado y programado para poner en
práctica las etapas adicionales de:
- repetir las etapas de adquisición y procesamiento para obtener subcomponentes no sincrónicos a partir de al menos dos formas de onda compuestas y
- comparar los subcomponentes no sincrónicos obtenidos entre sí.
13. El sistema informático de la reivindicación
12, en el que la etapa de comparación comprende realizar un
análisis de forma de onda de correlación cruzada.
\newpage
14. El sistema informático de la reivindicación
12, estando el procesador configurado y programado para poner en
práctica la etapa adicional de indicar selectivamente en un
dispositivo de salida una calidad de una coincidencia como una
función de la etapa de comparación para proporcionar, de ese modo,
un indicador de si los subcomponentes no sincrónicos obtenidos
tienen el mismo origen focal.
15. El sistema informático de la reivindicación
1, estando el procesador configurado y programado para poner en
práctica las etapas adicionales de comparar el subcomponente no
sincrónico obtenido con una biblioteca de subcomponentes no
sincrónicos de origen focal conocido y pronosticar el sitio más
probable del origen como una función de la comparación.
16. El sistema informático de la reivindicación
1, en el que el subcomponente no sincrónico obtenido es un
subcomponente no sincrónico espontáneo obtenido, estando el
procesador configurado y programado para poner en práctica las
etapas adicionales de manipular un catéter de cartografía de
estimulación dentro de o adyacente a la aurícula mientras se
estimula el corazón y repetir las etapas de adquisición y
procesamiento para obtener un subcomponente no sincrónico
estimulado hasta un momento tal que los subcomponentes estimulados y
espontáneos obtenidos se correlacionen entre sí dentro de un
criterio establecido.
17. El sistema informático de la reivindicación
1, estando el procesador configurado y programado para poner en
práctica la etapa adicional de determinar un valor integral del área
del subcomponente no sincrónico obtenido.
18. El sistema informático de la reivindicación
17, estando el procesador configurado y programado para poner en
práctica la etapa adicional de normalizar el valor integral a lo
largo de una longitud del subcomponente no sincrónico obtenido.
19. El sistema informático de la reivindicación
1, estando el procesador configurado y programado para poner en
práctica las etapas adicionales de
- comparar el subcomponente no sincrónico obtenido con una biblioteca de subcomponentes no sincrónicos de origen focal conocido, siendo el subcomponente no sincrónico obtenido un subcomponente no sincrónico espontáneo;
- pronosticar el sitio más probable del origen como una función de la comparación;
- manipular un catéter de cartografía de estimulación dentro de o adyacente al corazón mientras se estimula el corazón en tiempo real;
- repetir las etapas de adquisición y procesamiento para obtener un subcomponente no sincrónico estimulado hasta un momento tal que los subcomponentes estimulados y espontáneos obtenidos se correlacionen entre sí dentro de un criterio establecido.
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