ES2374396T3 - Método para deducir y evaluar informaciones cardiovasculares a partir de curvas de la corriente cardíaca, particularmente para aplicaciones telemédicas. - Google Patents
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Abstract
Método para deducir y evaluar las informaciones cardiovasculares de las curvas de la corriente cardíaca, particularmente, para aplicaciones telemédicas, en el que se determina, con un ECG registrado para la deducción de datos, mediante una señal de alta resolución, en primer lugar, un valor medio de la totalidad del tiempo del registro, y una desviación estándar de la señal del ECG, y en el que se evalúan las distancias R-R mediante un algoritmo de reconocimiento y en el que sólo los resultados obtenidos se registran y/o se graban con el fin de reducir los datos determinando, para ello, un espectro FFT de la duración de los períodos cardíacos, las integrales de superficie F para los rangos definidos de frecuencia de LF y HF entre 0,04 y 0,15 Hz y entre 0,15 y 0,4 Hz, respectivamente, y relacionándolos con los valores normales de superficie medios para obtener las cifras de medida espectrales para la evaluación según la siguiente fórmula: **(Ver fórmula)** y en el que la siguiente ponderación del cuadrado de sTH2 de la desviación estándar, es decir, la variabilidad absoluta de frecuencia cardíaca, se obtiene con el cuadrado de la frecuencia cardíaca media \overline{fH} **(Ver fórmula)** para poder evaluar el estado cardiovascular en relación con la influencia del sistema nervioso autónomo y sus componentes simpático y parasimpático y en el que se calculan, mediante las ponderaciones de los valores de medida MLF y MHf con el cuadrado de la frecuencia cardíaca media \overline{fH}cómo el equilibrio B simpato-vagal varía para, de este modo, poder cuantificar el porcentaje de actividad simpática que se produce en el rango de frecuencia LF en comparación con el porcentaje de actividad parasimpática.
Description
Método para deducir y evaluar informaciones
cardiovasculares a partir de curvas de la corriente cardíaca,
particularmente para aplicaciones telemédicas.
La invención se refiere a un método para deducir
y evaluar informaciones cardiovasculares a partir de curvas de la
corriente cardíaca, particularmente, para aplicaciones
telemédicas.
A causa del progreso de las enfermedades
cardiovasculares y las limitadas posibilidades terapéuticas en las
condiciones avanzadas, existe el requerimiento de un diagnóstico
cardiovascular complejo en la fase inicial, teniendo en cuenta,
sobre todo, la evaluación de la interacción del corazón con el resto
del sistema circulatorio periférico a la misma hora, y a cada hora
del día. La mayoría de los procesos de medición actuales conocidos
tienen desventajas tanto para el paciente como también para el
diagnóstico que debe deducir el médico encargado. Los requerimientos
telemétricos no se suelen tener en cuenta.
En el sentido cardiovascular, la curva de la
corriente cardíaca obtenida por un "electrocardiograma - ECG" y
las deducciones conocidas de las extremidades y torácicas son el
método de diagnóstico y vigilancia predominante, aún teniendo en
cuenta sus insuficiencias, porque el ECG registra los fenómenos
eléctricos en el corazón pero no es capaz de ilustrar
suficientemente el sistema cardiovascular en su totalidad. En este
sentido, debe reivindicarse una determinación más detallada de las
informaciones del ECG. Teniendo en cuenta una aplicación
telemétrica, se deben reivindicar los siguientes objetivos
principales para crear un dispositivo:
- \bullet
- manejo simple y seguro,
- \bullet
- no peligroso para sus usuarios,
- \bullet
- económico,
- \bullet
- posibilidad de una evaluación simple y modular tanto para el médico como para el usuario.
La telemedicina es un término colectivo muy
amplio para la aplicación de tecnologías multimedia de comunicación
e información en el sector de la sanidad. En un sentido más
estricto, describe la aplicación concreta de distintas técnicas para
el cumplimiento de prestaciones de servicio medicotécnicas
conciliando, al mismo tiempo, la separación espacial entre el médico
y su paciente.
De esta forma, parece que la telemedicina hace
posible la reducción del riesgo relativo de utilizar una asistencia
médica que, muchas veces, llega demasiado tarde y, como
consecuencia, facilita evitar un empeoramiento del pronóstico. Una
condición preliminar fundamental para ello es la posibilidad de
ejecución y fiabilidad de los parámetros cardiovasculares deducidos
y transmitidos por el usuario.
La figura 1 muestra un esquema funcional
genérico de un tele-ECG: registrar, transmitir,
recibir, evaluar. El resultado de los análisis llevados a cabo
parece muy significativo: Los pacientes conectados al servicio
telemédico reaccionaban de forma rápida y predeterminada. Casi el
90% se puso en contacto con el centro telemédico en menos de una
hora después de observar el inicio de una molestia.
En la aplicación de un proceso telemédico se
presentan requisitos especiales que no se detectan en una deducción
con un ECG normal.
En el ámbito de la detección y el registro móvil
de las señales de electrocardiograma, especialmente para
aplicaciones en el área de medicina y deporte, el estado de la
técnica es muy amplio. Como ejemplo se enumeran la DE 197 49 768 A1
(Tirita con función de registro de datos para el registro y la
memorización de señales de electrocardiograma), PCT/DE98/03225
(Evaluación de los electrocardiogramas en el ámbito de los
extrasístoles), PCT/US99/09336 (Elektrocardiography Electrodes
Holder), DE 198 30 316 A1 (Proceso y dispositivo para el registro de
la fibrilación ventricular), WO 99/04687 (Remote Monitoring
Apparatus for Medical Conditions), DE 199 02 253 A1 (Proceso y
sistema para caracterizar la calidad de las señales para indicar la
función cardíaca), PCT/US99/03666 (A System and Method for Detecting
and Locating Heart Disease), PCT/US98/16693 (Automatic Cardiometer),
EP 0 760 225 A1 (Method and apparatus for correcting for
non-physiological variations in ECG signals), EP 0
800 787 A1 (Device for monitoring measurements electrodes, devised
for picking up physiological measurement signals, and their leads),
EP 0 855 167 A1 (Multiple ECG electrode strip), EP 0 864 294 A2
(Detecting abnormal activation of the heart), PCT/GB98/00742 (Method
of Analysing a cardiac signal), DE 195 23 199 A1 (Proceso para
visualizar señales del ECG), DE 195 10 382 A1 (Dispositivo portátil
para registrar datos del ECG), PCT/US96/02826 (Method and apparatus
for detecting artifacts using commonmode signals in differential
signal detectors), PCT/BE95/00123 (A device and a method for
recording and monitoring cardiac activity signals), EP 0 657 136 A1
(Electrocardiograph), DE 199 54 856 A1 (Proceso y dispositivo para
detectar un fallo de conexión en un aparato telemétrico biomédico),
DE 200 08 602 U1 (ECG popular), PCT/A000/00656 (Cycling event and
auto-trigger memory handling), PCT/US99/18296
(Ambulatory physio-kinetic monitor), DE/EP 0 746 229
T1 (Medición y evaluación de la estabilidad eléctrica del corazón),
PCT/IL00/00506 (Compact electrode assembly for a portable ECG
signaling device), EP 1 110 502 A2 (Clinical research workstation),
DE 100 65 578 A1 (Proceso para identificar el posicionamiento de un
electrodo), DE 102 47 435 A1 (Cardiógrafo comercial de
interpretación), EP 1 157 659 A1 (Method and apparatus for reducing
noise and detecting electrode faults in medical equipment), DE 102
45 143 A1 (Proceso de evaluación de electrocardiogramas), DE 102 33
071 A1 (Proceso y sistema para medir, analizar y transmitir de forma
inalámbrica los potenciales cardíacos), WO 02/24068 A1 (Method and
system for detection of cardiac arrhythmia), DE 201 18 850 U1
(Aparato portátil para el análisis ECG), DE 203 09 617 U1
(Dispositivo de simulación para emitir señales tipo a un
electrocardiógrafo, texto de modelo de utilidad), DE 203 06 009 U1
(Sistema para medir, analizar y transmitir de forma inalámbrica los
potenciales cardíacos, texto de modelo de utilidad), DE 299 24 092
U1 (Registrador ECG, texto de modelo de utilidad), EP 0 739 181 B1
(Pronóstico de muerte cardíaca súbita), EP 0 906 058 B1 (Aparato
para el análisis de frecuencia en caso de fibrilación auricular), DE
696 17 564 12 (Aparato del bolsillo para detectar una señal
eléctrica, biológica, particularmente una señal
electrocardiográfica).
Se conoce un proceso de la
EP-A-1 459 681 en el que se
determina, mediante una señal promediada de un ECG, entre otras, las
distancias R-R y en el que se transmiten los
resultados obtenidos mediante una red a una estación de trabajo. La
DE-A-10 2006 002 045 describe la
determinación de los parámetros analíticos del rango de frecuencia
para la variabilidad de la frecuencia cardíaca así como la
transferencia de las señales de ECG y de los parámetros a un
dispositivo externo.
Como es sabido, un electrocardiograma (ECG o
curva de la corriente cardíaca) muestra, en su forma genérica, una
curva temporal de las señales bioeléctricas o, respectivamente, las
diferencias del potencial que se producen durante la expansión y
contracción de la excitación cardíaca. De este modo se obtienen,
entre otras, unas indicaciones directas sobre posibles arritmias
cardíacas o indicaciones indirectas sobre infartos cardíacos agudos
o ya pasados.
De la fisiología se sabe que, además de la
dependencia de la frecuencia cardíaca (media) con la edad, la
actividad del sistema nervioso autónomo tiene una influencia
significativa sobre la frecuencia del ritmo cardíaco y sobre el
estado cardiovascular general. Mientras que una excitación simpática
reduce, como bien se sabe, la duración del ciclo para liberar
adrenalina y noradrenalina, es decir, aumenta la frecuencia, el
parasimpático provoca, mediante la liberación de acetilcolina, la
reducción de la frecuencia cardíaca. Lo anteriormente dicho se
refiere especialmente a la condición de reposo del cuerpo en
posición horizontal/tumbada (excitación vagal).
Dado que la curva de corriente cardíaca puede
calcularse por deducción para cada ciclo cardíaco, pero, por el otro
lado, la curva de corriente cardíaca también se define como el
registro de las curvas de excitación de los atrios y ventrículos
cardíacos, esta función de tiempo requiere, para la detección de la
actividad del sistema nervioso autónomo, frecuencias límites bajas
de aproximadamente 0,05 Hz. Por consiguiente, el objetivo sería la
determinación de las informaciones cardiovasculares necesarias para
el comportamiento cardiovascular de toda la función temporal
derivada del ECG, inclusive todas las superposiciones.
La solución de este objetivo de la invención se
indica en las reivindicaciones 1 a 3.
La invención se explica más detalladamente con
la ayuda de la siguiente descripción así como con las formas de
realización y figuras. En la presente memoria muestran:
Figura 1: el esquema funcional de un
tele-ECG.
Figura 2: la forma de un ECG con la señal
promediada de todos los intervalos normales superpuestos
("periódicos") del ECG durante el tiempo de deducción del ECG
tomando como ejemplo a un sujeto de observación sano en el sentido
cardiovascular de veinte años.
Figura 3: la sección temporal de un
tele-ECG con un canal incluyendo las distancias
R-R marcadas como duraciones de los períodos
cardíacos correspondientes.
Figura 4: la sección temporal de un minuto de un
tacograma de las duraciones de los períodos cardíacos (distancias
R-R) o de su valor recíproco, respectivamente, la
frecuencia cardíaca de:
- a)
- un sujeto de estudio sano de 24 años: se registra una senoarritmia respiratoria clara en cada período respiratorio. Además, se detecta una variabilidad de frecuencia cardíaca pronunciada.
- b)
- un paciente de 72 años con enfermedad coronaria de fase 3: junto con la frecuencia cardíaca media muy alta de 94 min^{-1} la variabilidad de frecuencia cardíaca obviamente es muy baja. No se detecta ninguna senoarritmia respiratoria. Al final del tacograma de 60 segundos, los períodos cardíacos varían de forma periódica con el período anormal de dos latidos cardíacos, y las amplitudes variables son muy bajas.
Figura 5: la señal x(t), el valor medio
lineal correspondiente \overline{x(t)} y la componente
alterna x_(t).
Figura 6: el espectro FFT derivado del tacograma
de las duraciones de los períodos cardíacos en un sujeto de estudio
sano de 20 años de edad con un tiempo de deducción de 3 minutos
[según Baumert, J-H, A W Frey y M Adt: Analyse der
Herzfrequenzvariabilität. Grundlagen, Methodik und mögliche
Anwendung in der Anästhesie. Anaestesist 44 (1995),
677-686] inclusive las características del rango de
frecuencia [según: Heart rate variability. Standards of measurement,
physiological interpretation and clinical use. European Heart
Journal (1996) 17, 354-381].
Figura 7: la densidad de rendimiento espectral
de la variación cardíaca en reposo de personas en posición
horizontal con un tiempo de medición por ECG de 5 minutos en:
- a)
- un sujeto de estudio sano de 35 años de edad: en las tres áreas, los componentes de frecuencia se encuentran en los límites normales (que no se muestran en la figura).
- b)
- un paciente con diabetes I y 35 años de edad padeciendo de polineuropatía somatovisceral de grado medio: las diferencias entre los rangos de LF y HF son significativas, sobre todo en el rango de HF.
Figura 8: la densidad de rendimiento espectral
de la variación de frecuencia cardíaca en reposo de un paciente de
37 años sufriendo polirradculoneuritis con síndrome de
Guillain-Barre-Strohl. Se observa
una reducción extrema del rendimiento en los dos rangos de
frecuencia (a tener en cuenta: se ha utilizado una escala más
sensible que en la figura 7).
Figura 9: los ejemplos característicos para las
cifras de medidas espectrales: a la izquierda: para un sujeto de
estudio sano según la figura 4a), a la derecha: para un paciente con
enfermedad coronaria según la figura 4b).
Figura 10: el igualamiento de un espectro FFT de
un tacograma de las duraciones de los períodos cardíacos de una
persona sana tumbada de 28 años de edad.
Figura 11: la dependencia entre la relación de
equilibrio definida V_{equilibrios} y la frecuencia cardíaca media
f_{H}. Es obvio que, con una frecuencia cardíaca normal de 70
min^{-1} no hay diferencia en las dos ponderaciones, mientras que
las frecuencias cardíacas menores o superiores muestran unas
diferencias mucho más evidentes.
Figuras 12a) y b): los tacogramas de la duración
de los períodos cardíacos y sus correspondientes espectros FFT y
valores característicos cardiovasculares derivados del
tele-ECG en un sujeto de estudio tumbado (fumador)
de 30 años de edad en reposo y con vasoconstricción (inmersión
pasiva súbita de la mano izquierda en agua helada). Cabe decir que
los espectros de rendimiento en a) y b) presentan distintas escalas
[La figura a) tiene una sensibilidad de escala cuatro veces más
alta].
Figuras 12 c), d): los tacogramas de la duración
de los períodos cardíacos y sus correspondientes espectros FFT así
como valores característicos cardiovasculares, derivados del
tele-ECG en un sujeto de estudio tumbado (fumador)
de 30 años de edad según la figura 12a) con una respiración torácica
profunda entre 6 y 10 min^{-1}.
Figura 12 e): la sección temporal de un
tele-ECG en un sujeto de estudio tumbado según las
figuras 12 c) y d) con la respiración torácica profunda entre 6 y 10
min^{-1}. Se presentan unas diferencias significantes en las
distancias R-R al inspirar y expirar, así como en la
totalidad de los valores característicos cardiovasculares [véase
figuras 12 c) y d)].
Figura 13: la curva de los tacogramas de las
duraciones de los períodos cardíacos en un paciente cardíaco en
rehabilitación de 68 años de edad antes y durante la carga
ergonométrica. Cuando la carga es de 50 W, las duraciones de los
períodos cardíacos varían, en parte, como las de un multivibrador
electrónico.
Figura 14: las amplitudes espectrales derivadas
de las correspondientes funciones temporales del ECG para el sujeto
de estudio y las relaciones según la figura 13.
Figura 15: el diseño de superficie con forma de
tacómetro en una pantalla de un aparato móvil inalámbrico o terminal
con la transferencia de datos telemédica de valores característicos
cardiovasculares. En una variación, la aguja es fija y las secciones
de escala se presentan, según sus valores, de forma variable.
Figura 16: la deducción y detección de los datos
vitales en el coche o camión, especialmente de un ECG, tensión
arterial y saturación de oxígeno en la sangre a un aparato de datos
médicos y vigilancia, así como la posterior transferencia y
evaluación telemédicas a una estación receptora. Localización del
vehículo permanente vía satélite, en caso de emergencia existe la
posibilidad de comunicación.
Figura 17: el proceso de comunicación de la
deducción del ECG y registro y transferencia de los datos
telemédicos usando las diferentes vías de comunicación analógicas y
digitales.
Figura 18: la ilustración general del principio
de un sensor de ECG telemédico con procesamiento de señal y
registro, así como interfaz de usuario y unidad de transmisión.
Figura 19. el gráfico automático con mando de
una tecla.
Figura 20: el diagrama de bloques para la
detección de amplitud.
Figura 21: la señal tipo (0,0013671875 mVss/500
Hz) en caso de electrodos abiertos.
Figura 22: la señal tipo atenuada con una señal
útil de 20 Hz superpuesta de 6 mVss en el caso de electrodos
conectados.
Como se sabe del análisis de señales, los datos
registrados pueden analizarse en
- \bullet
- el rango temporal
- \bullet
- el rango de frecuencia
- \bullet
- el rango de amplitud
mientras que el rango temporal describe el
comportamiento del valor medido con dependencia del tiempo, las
frecuencias contenidas en la señal con la transformada discreta de
Fourier tienen tanto interés como el análisis de datos en el rango
de amplitud. Las cuestiones típicas son, por ejemplo, las que tratan
la distribución de datos, valores medios y la dispersión.
\vskip1.000000\baselineskip
En este sentido complejo, se analizan, según la
invención, las señales del ECG derivadas para poder alcanzar el
objetivo después de la determinación de las informaciones
cardiovasculares específicas de la función temporal del ECG bajo el
aspecto de la transferencia telemétrica. Al mismo tiempo, se realiza
un análisis ECG discreto temporal telemétrico.
La invención se define en las
reivindicaciones.
En el centro de atención del método para deducir
informaciones cardiovasculares a partir de las curvas de corriente
cardíaca para aplicaciones telemédicas se encuentran los procesos
dinámicos, caracterizados, particularmente, por la detección y la
evaluación de las duraciones de los períodos cardíacos (distancias
R-R en el ECG) en un tiempo de deducción y medición
adaptado a la transferencia telemétrica.
Se sabe, por ejemplo, que durante la evaluación
de las duraciones de los ciclos cardíacos, las llamadas distancias
R-R de un ECG, el contenido de información aumenta
de forma significante en comparación con un análisis en forma de
intervalos de ECG. Lo mismo es válido para un electrocardiograma
transferido telemédicamente que, hasta ahora, por lo general
solamente se ha evaluado de forma cualitativa cuando se presentaban
arritmias cardíacas.
En un ECG derivado se analiza, como primer paso,
el intervalo ECG real, es decir, su forma. Para ello, se sobreponen
todos los "intervalos ECG normales" detectados en, por ej. 2
min de tiempo de deducción de ECG (es decir, sin los extrasístoles
etc.) y se calcula el intervalo medio, es decir su forma, para
presentarlo gráficamente como "forma de un ECG con la señal
promediada" para poder hacer una comparación con una curva
normal. Por consiguiente, en el tele-ECG sólo se
analizan valores de tiempo, es decir, no se efectúan evaluaciones de
amplitud. De esta manera, se puede comparar inmediatamente la curva
deseada con la curva real, como muestra la figura 2 con el ejemplo
de un sujeto de estudio sano en sentido cardiovascular de 20 años.
Además es posible, ilustrar los potenciales tardíos en el tiempo
medio, siendo los potenciales tardíos, como es bien sabido, señales
con alta frecuencia y baja amplitud al final de un complejo QRS que
se originan en regiones del miocardio ventricular dañado y presentan
una conductividad ralentizada. Por el hecho de que su amplitud en el
ECG superficial es muy baja, sólo se pueden derivar los potenciales
tardíos con una amplificación muy alta y procesos especiales para la
supresión de interferencias, que, según la invención, sí sería
posible.
En un segundo paso del proceso se calculan las
distancias R-R del ECG derivado según un algoritmo
de detección (figura 3) que se ilustran en su totalidad gráficamente
(es decir, incluyendo los latidos extras) en el tacograma de
duración del período cardíaco. Así se distingue enseguida, por
ejemplo, entre un evento de una arritmia absoluta y una arritmia
cardíaca general.
Para la determinación cuantitativa de los
parámetros de tiempo y frecuencia a derivar se realiza, al
principio, una prueba de los intervalos R-R
utilizables ("normales") del tiempo M con la medición presente.
Para ello nos basamos en el hecho de que se eliminan los latidos
adicionales tempranos (con una antelación del 25% en relación con el
intervalo R-R medio) y el latido extrasistólico
posterior para las siguientes determinaciones de los parámetros en
el rango de tiempo y frecuencia y se aplica, en los mismos puntos de
tiempo, el valor medio de período cardíaco de todas las
mediciones.
Después de este paso, se recalcula ("fase de
precisión") la periodicidad cardíaca media desde las distancias
R-R M derivadas como un valor aritmético medio
conocido de las duraciones de los períodos cardíacos
\overline{T_{H}} en [ms] de la siguiente manera:
\newpage
De este forma, se puede derivar la frecuencia
cardíaca media \overline{f_{H}} haciendo la conversión, como se
sabe, con la frecuencia cardíaca f_{H} [Hz] = 1/duración de
período cardíaco T_{H} [s] o frecuencia cardíaca f_{H}
[min-1] = 60/duración de período cardíaco T_{H}
[s].
El tacograma de las duraciones de período
cardíaco debe realizar la siguiente clasificación cardíaca conocida
de la frecuencia cardíaca:
- \bullet
- Ritmo sinusal normal: 60 ... 80 min^{-1} [Duración de período cardíaco = 750 ... 1000 ms].
- \bullet
- Bradicardia: \leq 60 min^{-1} [Duración de período cardíaco = 1000 ms].
- \bullet
- Límite: 80 ... 100 min^{-1} [Duración de período cardíaco 600 ... 750 ms].
- \bullet
- Taquicardia: \geq 100 min^{-1} [Duración de período cardíaco = 600 ms].
\vskip1.000000\baselineskip
La desviación absoluta de la duración del
período cardíaco \DeltaT_{H} en el momento del \muº ciclo
cardíaco en el que se da el valor medio aritmético
\overline{T_{H}} se aplica según la figura 4.
Por consiguiente, la "desviación estándar"
s_{TH} o la variabilidad de frecuencia cardíaca que se utiliza a
menudo en la terminología clínica es:
Para minimizar, por ejemplo, el ritmo
día-noche conocido, se introducen valores relativos,
es decir, la variabilidad absoluta de la duración de período
cardíaco s_{TH} en la dimensión "segundos", y se relaciona
con la duración de período cardíaco medio de la misma dimensión
multiplicándola con el factor 100 para obtener un valor porcentual.
Este valor característico cardiovascular ilustra el "coeficiente
de variación" y se denomina, de forma abreviada, ``variabilidad
de frecuencia cardíaca (relativa) VHF (\DeltaHF) o HRV.
Este coeficiente de variación, la variabilidad
de frecuencia cardíaca (relativa), por consiguiente, es un valor
medio (en el sentido de la teoría de señales un "valor
efectivo") y depende, igual que la anteriormente mencionada
periodicidad cardíaca media, de la edad de la persona: Cuantos más
años tenga la persona, menos variabilidad de frecuencia cardíaca
presentará.
En el presente caso de la aplicación telemétrica
se orienta sobre las desviaciones estándares absolutas y relativas
s_{TH} y HRV = VHF, respectivamente.
Las variaciones de la duración de período
cardíaco que se producen bajo ciertas condiciones fisiológicas son,
como bien se sabe, una expresión de la actividad del sistema
nervioso autónomo con sus componentes que, al mismo tiempo, son los
llamados "antagonistas" simpático y parasimpático. Por
consiguiente, el objetivo que se pretende alcanzar según la
invención es proveer la deducción de todas las informaciones
correspondientes o valores de medida cuantitativos inclusive los
parámetros del "estrés". En la fisiología se sabe que entre las
reacciones corporales hacia el estrés y el sistema nervioso autónomo
existe una relación inmediata.
El estrés es un fenómeno médico y psicológico
que aparece en todos los grupos de edad y en todas las capas
sociales. Muchas personas intentan compensar su estrés cotidiano. Un
medio simple y efectivo para la reducción de estrés es la actividad
deportiva. El estrés acumulado en el cuerpo se descarga y se procesa
sin dañar la salud. La actividad física de forma periódica y con
sentido común mantiene en forma al cuerpo, proporciona una nueva
seguridad en sí mismo y aumenta las defensas contra los estímulos de
estrés. El sistema cardiovascular se hace más resistente.
Además, se sabe de la fisiología que la
actividad del sistema nervioso autónomo tiene una influencia
decisiva sobre la frecuencia cardíaca. Mientras que una excitación
simpática reduce, como bien se sabe, la duración de los latidos al
liberar adrenalina y noradrenalina, es decir, aumenta la frecuencia,
el parasimpático provoca, mediante la liberación de acetilcolina, la
reducción de la frecuencia cardíaca. Lo anteriormente dicho se
refiere especialmente a la condición de reposo corporal en posición
horizontal (excitación vagal).
Esta influencia del sistema nervioso autónomo
mediante la frecuencia cardíaca media ajustada a la evaluación del
estado cardiovascular, muchas veces se asigna, de forma unilateral,
a la "variabilidad de frecuencia cardíaca" anteriormente
ilustrada. Todo ello se considera una deficiencia importante,
especialmente en una evaluación de "estrés" o "sobrecarga"
o su "antagonista", la recuperación. Con la teoría de señales
general, la invención pretende mostrar que se puede derivar una
medida cuantitativa integral más amplia.
Se sabe de la teoría de señales que cualquier
ecuación de tiempo x(t) puede, por lo general, subdividirse
en un valor aritmético medio \overline{x(t)} y un
componente alterno x_(t) (figura 5):
El valor medio linear (aritmético) x(t)
se obtiene con la siguiente fórmula
\overline{x(t)} corresponde, como es
sabido, a la mitad del valor del coeficiente de Fourier A_{O}.
Para las señales periódicas debe usarse, para efectuar el cálculo de
\overline{x(t)}, la duración de período T, para las señales
sin período se presenta la siguiente fórmula
Para el valor medio cuadrado podemos utilizar la
siguiente formula
e, igualmente para señales no
periódicas la siguiente
formula
Entre las potencias de las señales de los
componentes x(t), \overline{x(t)} y x_(t) se
puede establecer, de forma general, la siguiente relación, conocida
de la mecánica como el teorema de Steiner:
La totalidad de una potencia de señal, por
consiguiente, se compone del cuadrado del valor medio lineal
(aritmético) y de la potencia media del componente alterno que se
corresponde al cuadrado del valor efectivo x_{eff}:
El teorema de Steiner, según la invención,
también puede aplicarse a la "curva del tacograma de la duración
del período cardíaco o distancia R-R". Sin
embargo, por lo que respecta al tiempo t, se obtiene un valor de
medición sólo después de cada ciclo cardíaco \mu, por lo que en
vez de aplicar x(t) se aplicará el término TH (\mu)
anteriormente mencionado para las siguientes observaciones. Esta
señal total TH (\mu) se compone, como ya se explicado con
anterioridad, de la adición del valor medio aritmético
\overline{T_{H}} y de la desviación absoluta de la duración de
período cardíaco \DeltaT_{H} en el momento \muº del ciclo
cardíaco del valor medio:
Al igual que el teorema de Steiner anteriormente
explicado de la teoría de señales, según la invención, también
podemos utilizar, para el análisis de la duración del período
cardíaco, la siguiente fórmula:
En otras palabras:
La potencia total de señal que se puede obtener
de la señal R-R corresponde a la suma de la potencia
de la señal desde la señal aritmética (la frecuencia cardíaca media
elevada al cuadrado) así como del cuadrado s_{TH}^{2} de la
desviación estándar. Lo cual también es válido para la información
contenida en la señal R-R aplicando la teoría de la
información.
La última ecuación para la potencia total de
señal se normaliza de la siguiente manera: Dividiendo entre
[\overline{T_{H}}]^{2} o, del mismo modo, multiplicado
por [\overline{f_{H}}]^{2} para obtener, según la
invención:
Esta representación muestra que la potencia de
señal total R-R normalizada sólo puede variarse con
el componente ponderado
es decir, por la ponderación del
cuadrado s_{TH}^{2} de la desviación estándar, de la
variabilidad de frecuencia cardíaca, con el cuadrado de la
frecuencia cardíaca media \overline{f_{H}}. Esto se corresponde al
cuadrado de la variabilidad de frecuencia cardíaca relativa
(coeficiente de variación) VHF (\DeltaHF) o HRV,
respectivamente.
\vskip1.000000\baselineskip
La descripción de la condición cardiovascular
con sólo la desviación estándar s_{TH} o la variabilidad de
frecuencia cardíaca absoluta no son suficientes. Mediante el factor
de ponderación de la frecuencia (media) cardíaca elevada al cuadrado
-que se deja influir mucho por el sistema nervioso autónomo con sus
componentes simpático y parasimpático- se puede evaluar el estado
cardiovascular de forma diferenciada según la invención. Lo dicho
también se hace evidente de las siguientes ilustraciones de los
análisis FFT del componente alterno de señal, de la desviación
absoluta de la duración del período cardíaco en el momento del
\muº ciclo cardíaco a partir del valor medio aritmético.
Cuando la desviación absoluta de la duración de
período cardíaco en el momento del \muº ciclo cardíaco del valor
medio aritmético calculado \overline{T_{H}}
no se aplica a un medio en el
tiempo sino a una transformada de Fourier rápida (FFT), entonces se
obtiene el espectro (de rendimiento) conocido de la variabilidad de
la frecuencia cardíaca, que es, más precisamente, el espectro (de
potencia) de las desviaciones absolutas de la duración de período
cardíaco del valor medio
\overline{T_{H}}.
La figura 6 muestra un espectro FFT de un
tacograma de duración del período cardíaco de un sujeto de estudio
sano en sentido cardiovascular de 20 años de edad, con un tiempo de
deducción de 3 minutos. Por razones fisicomatemáticas, el rango base
es el rango de hasta 0,5 Hz. Como solo se realiza un análisis de
frecuencia para el componente alterno \DeltaT_{H} (\mu) [de la
desviación absoluta de la duración de período cardíaco del valor
medio \overline{T_{H}}] y éste no tiene ninguna porción igual, el
valor f = 0 Hz siempre es cero. La señal completa TH (\mu) sí
presenta el mismo componente explicado, que es el valor medio
aritmético \overline{T_{H}}.
Hasta ahora no existía ningún estándar uniforme
para el "espectro FFT del análisis de variabilidad de frecuencia
cardíaca", pero sí una pluralidad de resultados y trabajos. En
relación a los análisis de espectros nos referirnos a las
directrices de la Task Force of European Society of Cardiology del
año 1996 así como a la "North American Society of Pacing and
Electrophysiology" [Heart rate variability. Standards of
measurement, physiological interpretation and clinical use. European
Heart Journal (1996) 17, 354-381]. El trabajo básico
de Bürklein, M, Vogt L y W Banzer se basa en el siguiente documento:
Messverfahren zur Erfassung der Herzfrequenzvariabilität - Eine
vergleichende Studie. Cross validation of heart rate variability
measurements before and after exercise. Deutsche Zeitschrift für
Sportmedizin. Año 56, nº 12 (2005).
Las directrices de la Task y el trabajo de
Bürklein forman la base para un análisis FFT, como se puede ver en
la figura 6. En ellas se marcan y caracterizan los rangos de
frecuencia típicos en el caso de un llamado "análisis en poco
tiempo" entre aproximadamente 2 y 5 min de tiempo para deducción
del ECG según las directrices de Task. También demuestra la
influencia de los componentes vegetativos del sistema
cardiovascular:
- \bullet
- Rango de "Baja frecuencia" de 0,04 a 0,15 Hz: A este rango se asigna principalmente una actividad simpática cardiovascular, y, por consiguiente, un estrés psicológico y físico. En la literatura se muestra que en este caso también puede presentarse un componente parasimpático. Según la fisiología, en este rango también se encuentran las vibraciones Traube Hering como expresión para los períodos de tensión arterial. En la literatura, la "tensión" y "carga" general se asignan al rango de baja frecuencia.
- \bullet
- Rango de "Alta frecuencia" de 0,15 a 0,4 Hz: típicas de este rango son la actividad parasimpática (vagal) y las fluctuaciones de frecuencia cardíaca sincronizadas con la respiración de la senoarritmia respiratoria [Horn, A: Diagnostik der Herzfrequenzvariabilität in der Sportmedizin-Rahmenbedingungen und methodische Grundlagen. Diss, Fakultät für Sportwissenschaft, Ruhr-Universität Bochum 2003].
- \bullet
- La relación de superficie espectral entre los componentes LF y LH se denomina equilibrio simpaticovagal. Sin embargo, hay que tener en cuenta que un cambio en el componente LF -como se ha mencionado arriba- puede producirse tanto de forma simpática como también parasimpática. Este registro de la cuantificación es, de momento, un problema sin solucionar, también en lo que respecta al equilibrio simpaticovagal.
\vskip1.000000\baselineskip
El componente de frecuencia de baja frecuencia
que no se marca en la figura 6 entre 0,01-0,05 Hz
describe, entre otras cosas, la influencia termorreguladora. En la
literatura no existen ilustraciones muy claras sobre este tema. Dado
que un análisis y una evaluación de frecuencia en el sentido del
conocido teorema de muestreo de la teoría de señales tiene tiempos
de deducción de ECG bastante más largos que el caso presente de una
aplicación telemédica, este rango debe excluirse en el presente
caso. Por esta razón, se analiza el espectro FFT sólo en el rango de
frecuencia entre 0,04 y 0,4 Hz para cuantificar la influencia tan
fundamental vegetativa para el sistema cardiovascular. En el sentido
del teorema de muestreo más amplio debería aplicarse como duración
mínima una frecuencia de 0,04 Hz, 5 a 10 veces más del tiempo
deducido del teorema, es decir, aproximadamente 120 segundos.
Las condiciones metódicas para la realización
del análisis FFT son, entre otras cosas, la estacionaridad y falta
de errores en el registro R-R que deben garantizarse
en una regeneración de la serie R-R (eliminación de
tendencias, filtración de artefactos, remuestreo, entre otros). A
causa del requerimiento de un estado estacionario sólo puede
realizarse un análisis de frecuencia de corta duración de registro
de entre 2 a 5 min -"análisis en poco tiempo". Esto corresponde
al valor que se ha deducido del teorema de muestreo amplio
mencionado arriba y es muy útil para las aplicaciones telemétricas.
Una condición para la deducción de los valores normales es que se
obtenga el ECG desde una posición horizontal (tumbada) y que la
medición sólo se inicie cuando el sistema vascular se encuentre en
un estado estacionario. Eso se consigue después de aproximadamente 2
minutos.
Las figuras 7 y 8 son ejemplos de realización de
curvas clínicas típicas de espectros con densidad de rendimiento FFT
de las desviaciones absolutas de la duración del período cardíaco
del valor medio \overline{T_{H}} en las que el espectro de
rendimiento, según es sabido, se corresponde con el espectro de
amplitud FFT elevado al cuadrado.
Así, la figura 7 muestra la curva comparativa de
las densidades de rendimiento espectrales en un sujeto de estudio
sano de 35 años y en un diabético de tipo I con polineuropatia
somatovisceral de grado medio de la misma edad con un tiempo de
medición del ECG de 5 minutos. A causa del tiempo de deducción
prolongado además es posible la aproximación a la evaluación del
rango de baja frecuencia de 0,01 ... 0,4 Hz. Aunque los componentes
en este rango no se distinguen mucho, las diferencias entre los
otros dos rangos resultan muy evidentes. Sobre todo en la banda de
HF vagal, el rendimiento vagal se encuentra extremadamente reducido
de modo que se ha tenido que diagnosticar un fallo avanzado vagal
con correspondiente denervación cardíaca simpática.
La figura 8 muestra, como otra forma de
realización, un espectro de un paciente de 37 años con
polirradiculoneuritis
Guillain-Barre-Strohl en la
culminación de la enfermedad. Los porcentajes para cada uno de los
rangos de frecuencia se ven extremadamente reducidos, siendo la
escala de las coordinadas en comparación con la figura 7 mucho más
sensible para poder seguir ilustrando los componentes. El
diagnóstico fue una denervación cardíaca casi absoluta.
Como se ve en las formas de la curva de las
densidades de rendimiento espectrales de las figuras 7 y 8, los
porcentajes de amplitud pueden compararse, de forma cualitativa, en
los rangos de frecuencia determinados. Junto con las curvas normales
se muestran las típicas formas de curva anormales. Según la
invención, se lleva a cabo una cuantificación.
Basándose en los valores normales a obtener para
las frecuencias discretas nf_{A} [f_{A} = frecuencia de
muestreo] en las amplitudes espectrales de rendimiento y normales
A(nf_{A}) en los rangos de frecuencia entre 0,04 ... 0,4
Hz, se determinan las integrales de superficie (sumas) F con un
tiempo de deducción del ECG para una medición de 120 segundos en
sujetos de estudio sanos de la siguiente manera (véase la figura
6):
- \bullet
- Rango de LF 0,04 ... 0,15 Hz:
- \bullet
- Rango de HF 0,15 ... 0,4 Hz:
Con estas "sumas de superficie normal" se
determina, según la invención, el rango normal media para estos
rangos de frecuencia. En caso de una distribución normal,
aplicaremos lo siguiente: valor medio \pm desviación estándar.
Sin embargo, si se obtiene cualquier espectro,
según la invención se crea la suma de superficie F_{\lambda} para
los rangos de frecuencia definidos que se relacionan con el
correspondiente valor normal de superficie. Estos valores se
denominan "valores de medida espectrales M":
Dado que estos valores de medida espectrales
siempre se relacionan con el rango de frecuencia correspondiente, se
ve enseguida si se han producido desequilibrios autónomos.
En la figura 9 se muestran, como formas de
realización, dos casos típicos para valores de medida espectrales
que pueden derivarse de los tacogramas de duración del período
cardíaco calculado (distancias R-R) de un
tele-ECG de:
- \bullet
- un sujeto de estudio sano: estado de estrés apenas perceptible, buen estado de recuperación con senoarritmia respiratoria pronunciada (igual que en la figura 4a)),
- \bullet
- un paciente con enfermedad coronaria con componente de recuperación baja (igual que en la figura 4b).
\vskip1.000000\baselineskip
Los espectros FFT según las figuras 6 a 8
muestran que, según las directrices de la Task Force of European
Society of Cardiology y de la North American Society of Pacing and
Electrophysiology del año 1996, la definición del rango de
frecuencia para evaluar entre 0,04 a 0,4 Hz determina la actividad
de los componentes vegetativos del sistema cardiovascular de forma
predominante. Esto se debe analizar más profundamente, según la
invención, en el sentido de la teoría de las señales, no teniendo en
cuenta el rango de frecuencia característico para la influencia
termorreguladora entre 0,01 a 0,04 Hz por los tiempos de deducción
de ECG más largos requeridos para la presente aplicación telemédica.
Además, las siguientes observaciones sufren su correspondiente
corrección de tendencia.
\newpage
Por consiguiente, se puede decir con la
aproximación adecuada, que las superficies del espectro de densidad
de rendimiento FFT del rango de frecuencia definido entre 0,04 a 0,4
Hz corresponden al cuadrado de la desviación estándar s_{TH}*. en
la que s_{TH}* al contrario de s_{TH} sólo muestra la parte de
la desviación estándar que se define a través de los componentes del
sistema nervioso autónomo.
Entonces, según la invención podemos decir
que:
y,
respectivamente,
\vskip1.000000\baselineskip
Entonces, la variabilidad de la frecuencia
cardíaca s_{TH}* que se puede asignar a los dos componentes del
sistema nervioso autónomo, es decir simpático y parasimpático,
pueden determinar los dos componentes de superficie como F_{0,04 .
. . 0,15 \ Hz} y F_{0,15 . . . 0,4 \ Hz}.
Como ya se ha mostrado, una descripción
cuantitativa del estado cardiovascular en el sentido del teorema de
Steiner en la teoría de las señales no puede expresarse tan sólo con
S_{TH}^{2}. Por consiguiente, el espectro de densidad de
rendimiento tampoco es suficiente, sin embargo, gracias a la
introducción de un factor de ponderación "frecuencia cardíaca
(media) elevado al cuadrado", el estado cardiovascular en
relación a la influencia del sistema nervioso autónomo puede
describirse y controlarse mejor. Entonces:
y,
respectivamente,
Si se toma,
resulta, según la invención, el
sumando
ponderado
Por consiguiente, las ponderaciones pueden
definirse de la siguiente manera:
Si el sumando A es, por ejemplo, más grande de
lo normal, la ponderación con el cuadrado de \overline{f_{H}} lo
agranda todavía más en caso de una frecuencia taquicardíaca. Eso
también es válido para el sumando B, sin embargo, este valor será,
posiblemente, mucho menor que A porque no existe apenas una
senoarritmia respiratoria.
Por consiguiente, pueden definirse para la
ponderación las siguientes medidas de actividad del sistema nervioso
autónomo en relación con el sistema cardiovascular:
Medida para la actividad simpática, estrés,
sobrecarga \sim[f_{H}]^{2}A.
Medida para la actividad parasimpática,
relajación y recuperación \sim[f_{H}]^{2}B.
\vskip1.000000\baselineskip
Si se lleva a cabo el proceso de esta manera,
siempre se analiza la señal R-R completa en el
efecto sobre el sistema cardiovascular, y no sólo la componente
alterna \DeltaT_{H}(\mu). Lo mismo rige para las
observaciones de las demás variantes de ponderación.
Mientras que la actividad simpática aumenta la
frecuencia cardíaca, la actividad parasimpática la reduce. Según la
invención, eso puede expresarse mediante la siguiente ponderación
2:
Aquí, el porcentaje de actividad simpática en
comparación con el porcentaje de actividad parasimpática puede
elevarse, en el cálculo, todavía más que en la primera ponderación.
Las medidas de actividad del sistema nervioso autónomo se obtienen
igual que en la ponderación 1:
Medida para la actividad simpática, estrés,
sobrecarga \sim[f_{H}]^{2}A.
Medida para la actividad parasimpática,
relajación y recuperación 26 .
Dado que el rango de HF del FFT caracteriza
exclusivamente la actividad parasimpática (vagal) del sistema
nervioso autónomo, la ponderación de este rango en el sentido
psicológico es necesaria para definir la tercera variante de
ponderación de la siguiente manera:
Entonces
Medida para la actividad simpática, estrés,
sobrecarga \sim[f_{H}]^{2}A.
Medida para la actividad parasimpática,
relajación y recuperación \simB.
\vskip1.000000\baselineskip
Se ha demostrado que la relación de superficie
espectral entre la componente LF y HF en la literatura suele
denominarse equilibrio simpatico-vagal. Las
ponderaciones presentadas tienen como resultado:
- \bullet
- Ponderación 1:
Con
se muestra, según la invención, el
equilibrio como relación A/B, de modo que la ponderación no cambia
el equilibrio. Esto supone un problema cuando los componentes de
frecuencia en el rango de LF básicamente sean vagales. La
consecuencia sería que esto mostraría erróneamente un equilibrio
problemático.
- \bullet
- Ponderación 2:
Por consiguiente, una frecuencia cardíaca
elevada conlleva a una perturbación importante del equilibrio
simpatico-vagal (aumento por la cuarta potencia de
[\overline{f_{H}}], lo que también es correcto desde el punto de
vista fisiológico. Entonces, si según la invención el componente LF
está elevado y también el equilibrio simpatico-vagal
está separado en el mismo sentido de los sumandos, la causa sólo
puede ser una actividad elevada del simpático y no del
parasimpático.
- \bullet
- Ponderación 3:
Análogamente se obtiene:
Una frecuencia cardíaca elevada también en esta
ponderación produce un aumento del equilibrio
simpatico-vagal, pero con la segunda potencia de
\overline{f_{H}}, en correspondencia con la definición general de
la potencia de la señal. Por esta razón, se toma esta ponderación
como base de la forma de realización preferida.
La figura 10 muestra un espectro FFT derivado e
igualado del tacograma para duraciones de los períodos cardíacos en
un sujeto de estudio sano tumbado de 28 años con valores máximos
entre 0,1 y aproximadamente 0,25 Hz. En una forma de realización
característica se especificará de manera más precisa, de ahora en
adelante, la deducción ilustrada de los valores de medida en el
sentido de las ponderaciones introducidas.
En el espectro FFT se forman amplitudes de
potencia discretas espectrales A(nf_{A}), en las que la
distancia entre las amplitudes espectrales se determina por la
frecuencia de muestreo f_{A}. La curva inicial de
A(nf_{A}) y la suma de superficies para cada uno de los
rangos de frecuencia definidos son una medida del estado vegetativo
cardiovascular.
Paso
1
Los tacogramas R-R obtenidos de
los sujetos de estudio sanos se someten, con un tiempo de deducción
del ECG para una medición de 120 segundos y una frecuencia de
muestreo de aproximadamente 1000 Hz, a un análisis FFT para mostrar
las amplitudes A(nf_{A}). Dado que el tiempo de deducción
es constante y, además, suponiendo que el número en la medición de
los intervalos R-R se encuentran en un rango de
dispersión "normal", todas las amplitudes A(nf_{A}) se
"superponen" en los sujetos de estudio sanos para poder
calcular para cada frecuencia nf_{A} su correspondiente valor
medio y la desviación estándar. Como espectro se obtiene una
ilustración gráfica de dichos valores medios inclusive la dispersión
de cada línea espectral. Después, debe realizarse el igualamiento de
la curva, los valores obtenidos de esta manera deben registrarse
como valores normales A(nf_{A}) en el ordenador.
De la figura 10 se puede deducir, de forma
generalizada:
En un caso normal, cada rango presenta un
máximo:
- \bullet
- en el rango de LF de 0,1 Hz
- \bullet
- en el rango de HF de 0,25 Hz.
\vskip1.000000\baselineskip
Estos valores máximos de amplitudes en las
frecuencias 0,1 y 0,25 Hz, respectivamente, se determinan como
valores normalizados de los dos rangos de LF y HF:
Cada amplitud espectral se divide, en su
correspondiente rango de frecuencia, entre el correspondiente máximo
de amplitud A_{LFmax} y A_{HFmax}, para asegurar una ilustración
normalizada. Por consiguiente, tanto para el rango de LF como para
el rango de HF resulta un valor máximo 1. De la misma manera, se
normaliza la desviación estándar.
\newpage
Cuando haya cualquier espectro con las
amplitudes espectrales A_{(nfA)} arbitrario, los valores deben
normalizarse también, es decir, deben dividirse por los valores
máximos de amplitud (valores normalizados) A_{LFmax} y
A_{HFmax}, respectivamente. De esta forma, se obtiene un espectro
normalizado sin dimensiones que muestra claramente desviaciones
cualitativas de la curva normal en los dos rangos de frecuencia. Si
la superficie espectral en el rango 0,04 ... 0,15 Hz supera la de la
curva normal, el caso es tan poco normal como la disminución de la
superficie entre 0,15 ... 0,4 Hz en comparación con la disminución
normal.
\vskip1.000000\baselineskip
Paso
2
El espectro de rendimiento derivado y
normalizado del primer paso además muestra posibles diferencias
cualitativas en comparación con el caso normal. En un segundo paso
deben calcularse los valores de medida cuantitativos para ello.
Las curvas espectrales normalizadas obtenidas en
el primer paso para los correspondientes rangos de frecuencia 0,04
... 0,15 y 0,15 ... 0,4 Hz pueden determinarse después de establecer
unos límites de integración de 0,04 ... 0,15 Hz y 0,15 ... 0,4
Hz.
Algoritmos:
- \bullet
- Caso normal:
Determinación de las dos integrales de
superficie del "espectro normal" promediado:
- \bullet
- Cualquier caso:
De la misma forma, para cualquier caso
resulta:
- \bullet
- valores de medida derivados de las integrales de superficie.
\vskip1.000000\baselineskip
Estas integrales de superficie pueden, según la
invención, normalizarse mediante la división por los
correspondientes valores normales de superficie para obtener
"valores de medida espectrales M" como valores cuantitativos
sin dimensiones:
Paso
3
Según la invención se ha mostrado cómo puede
ponderarse el rango de frecuencia de LF específicamente del espectro
FFT para detectar una comparación entre un porcentaje de actividad
simpática y parasimpática. En relación a las integrales de
superficie correspondientes F 0,04 ... 0,15 Hz y F 0,15 ... 0,4 Hz
y, por consiguiente, a los valores de medida MLF y MHF éstos pueden
ponderarse con el cuadrado de la frecuencia cardíaca media.
De la fisiología se sabe que el rango normal
(ritmo sinusal normal) de la frecuencia cardíaca media es de 60 ...
80 min^{-1}, fijando Schmidt y Thews un valor normal medio de 72
min^{-1} [Schmidt, R F y G Thews: Physiologie des Menschen. 27ª
Edición. Springer Berlin Heidelberg New York 1997]. Como valor
normalizado para las ponderaciones a llevar a cabo se supone un
"centro" del rango normal fisiológico de 70 min^{-1} como
aproximación suficiente.
De esta forma, pueden llevarse a cabo las
siguientes puntualizaciones de los valores de medida espectrales
derivados mediante las correspondientes ponderaciones con la
frecuencia cardíaca normalizada. Para ello la frecuencia cardíaca
debe expresarse en [min^{-1}] y, para la medida, se toman los
valores de medida relativos:
- \bullet
- 1. Ponderación:
- \bullet
- 2. Ponderación:
Al aplicar los números de medición
correspondientes se deduce
\newpage
Por consiguiente, la relación entre los
equilibrios ponderados 2 y 1 da:
- \bullet
- 3. Ponderación:
La relación entre los equilibrios 3 y 1, por
consiguiente, da
La figura 11 muestra la relación
V_{Equilibrios} de los equilibrios definidos en dependencia de la
frecuencia cardíaca. Resulta obvio que las frecuencias más altas
aumentan esta relación considerablemente, mientras que las
frecuencias por debajo del valor normal de f_{H} = 70 min^{-1}
reducen la relación del mismo modo. Esto corresponde absolutamente
con el comportamiento fisiológico, porque las frecuencias cardíacas
elevadas aumentan la actividad del simpático y, por consiguiente, el
componente de estrés, mientras que las frecuencias por debajo del
valor normal activan el parasimpático y reducen el estrés. Se
ilustran los siguientes ejemplos (véase la figura 11):
- \bullet
- \overline{f_{H}} = 50 min^{-1}: Una ponderación 2 reduce en comparación con la ponderación 1 la relación V_{2; \ 1} a 0,26, la ponderación 3 a V_{3; \ 1} = 0,51.
- \bullet
- \overline{f_{H}} = 90 min^{-1}: Aquí, los valores de relación se aumentan a V_{2; \ 1} = 2,73 y V_{3; \ 1} = 1,65, respectivamente.
\vskip1.000000\baselineskip
Las figuras 12 a) a e) muestran, como formas de
realización adicionales, con un sujeto de estudio de 30 años
(fumador) tumbado y un tiempo de deducción de 2 min de
electrocardiograma en reposo una vasoconstricción reflectoria e
hiperventilación (respiración torácica profunda) por debajo de 6 y
10 min^{-1}, respectivamente.
Mientras que ambos valores de medida de
relajación y estrés en reposo según la figura 12a) se encuentran muy
por debajo de los valores normales, el equilibrio
simpatico-vagal se encuentra con 3 = 1,04 justo en
el rango normal; en la figura 12b) estas relaciones varían mucho.
Mediante la inmersión pasiva de una mano en agua helada se
desencadena una ola de excitación que reduce la microcirculación
cardiovascular y aumenta la frecuencia cardíaca. Todo ello se
evidencia más en el valor de medición de estrés que, en el típico
máximo de frecuencia de 0,1 Hz se aumenta cuatro veces, mientras que
el valor de medición de relajación no se altera en absoluto. De esta
forma, se aumenta el equilibrio 3 como expresión de la ola de
excitación provocada a 4,84. Este cambio es un comportamiento
cardiovascular completamente normal, por ello, se puede descartar
una neuropatía cardiovascular autónoma.
En la misma persona, en las figuras 12 c) y d)
se obtuvieron las relaciones bajo las pruebas fisiológicos
funcionales con respiración torácica (hiperventilación) con 6 y 10
min^{-1} en posición tumbada. Las distintas frecuencias producen,
como cabía esperar, equilibrios 3 totalmente alternados. Mientras
que, por debajo de 6 min^{-1} \equiv 0,1 Hz se muestra un máximo
evidente en el rango de LF del espectro FFT y se reduce la
microcirculación cardíaca de la misma forma, se aumenta el valor de
medida de estrés M_{LF}^{\text{*}} a 5,9 y el equilibrio a un
valor de medida de relajación mínimo de 15, las relaciones de una
respiración torácica profunda cambian a 10 min^{-1} \equiv 0,167
Hz, es decir, en el rango de HF del espectro FFT, por el contrario:
el equilibrio se reduce a causa del valor de medida de relajación
elevado de 4,4 a una actividad mínima del simpático hasta llegar a
un valor mínimo de 0,1.
La figura 12 e) muestra secciones del
tele-ECG obtenidas por debajo de 6 y 10 min^{-1}.
Aquí se evidencian las distintas distancias R-R al
inspirar y espirar, pero también de los otros valores
característicos cardiovasculares. La respiración torácica profunda
de 6 min^{-1} \equiv 0,1 Hz provoca, en comparación con 10
min^{-1} \equiv 0,167 Hz mediante la activación del simpático,
una frecuencia cardíaca elevada, una duración reducida de período
cardíaco y una variabilidad de frecuencia cardíaca relativa
elevada.
Los cambios de la duración del período cardíaco
de la figura 13 se obtuvieron sorprendentemente de cargas
ergonométricas en un paciente con infarto del miocardio del
correspondiente tele-ECG y se mostraron, por lo
general, también en los ciclistas profesionales sometidos a elevadas
cargas. Los tacogramas de las duraciones de los períodos cardíacos
en estos casos no muestran ninguna dependencia respiratoria de los
períodos cardíacos, sin embargo, se comportan casi como un
multivibrador electrónico: aparecen vibraciones periódicas con una
tendencia a la duplicación de los períodos. Obviamente, estas
condiciones del sistema cardiovascular se presentan en la transición
de orden a caos, tal como lo descubrió el físico Feigenbaum en el
año 1976 cuando examinaba distintas ecuaciones con comportamientos
de duplicación de períodos. Feigenbaum detectó que, por lo general,
una duplicación del período en la desaparición del orden y en la
transición hacia el caos, en el sentido de la teoría del caos,
muestra formas de apariencia típicas en los sistemas no lineales,
tal como se han encontrado, por ejemplo, en las reacciones químicas
de Belusow Zhabotinsky. Como los cambios periódicos de las acciones
cardíacas de la figura 13 muestran, estas relaciones también se
pueden aplicar en el sistema cardiovascular, de forma que, después
de producirse una duplicación de la duración del período cardíaco
puede emprenderse una condición de caos cardiomuscular.
Si se somete a la curva R-R
según la figura 13 (derecha) a una transformación FFT, se forman, en
el rango de espectro de HF ampliado, componentes anormales más
elevados, de modo que el rango entre aproximadamente 0,35 ... 0,5 Hz
describe el riesgo cardiovascular de manera más precisa, aunque no
lo suficiente. No se pueden ilustrar los límites porque sólo se
puede ilustrar un espectro FFT hasta 0,5 Hz. Según la invención se
mostró que un análisis de frecuencia de la función del tiempo total
del ECG obtenido entre 0 y aproximadamente 2 Hz soluciona el
problema, como se ve en la figura 14. Cuando se produce una
duplicación de frecuencia cardíaca en la misma amplitud, el posible
estado cardiovascular puede cambiar y convertirse en un caos
cardiomuscular. Mientras que en el momento "sin carga" la
frecuencia predominante es de f = 1,234 Hz \equiv 74 min^{-1}
que corresponde a la frecuencia cardíaca media, los porcentajes
espectrales bajo carga de 50 W cambian claramente: Con una
frecuencia de f = 0,813 Hz \equiv 49 min^{-1} se forma la
frecuencia media de una periodicidad cardíaca con casi la misma
amplitud espectral que la otra frecuencia cardíaca f = 91
min^{-1}. Parece que con esta carga todavía no se ha llegado a la
condición crítica. Cuando la carga se vuelve cero, las condiciones
normales vuelven a establecerse.
Según la invención, se deriva de los espectros
de frecuencia un criterio (de estabilidad) K\mu para el sistema
cardiovascular (no lineal) para poder descartar por completo el caos
cardiomuscular.
Si en vez de utilizar la frecuencia cardíaca
f_{H} se utiliza la duración de período cardíaco T_{H}
un espectro de amplitud según la
figura 14
presenta:
Si se produce, en un caso límite, la duplicación
de la periodicidad cardíaca según la figura 13, esto se deberá al
contexto recíproco para la frecuencia f_{H2}, así como para
T_{H2}. Por consiguiente, para la estabilidad expresada en
frecuencia se aplicará:
y,
respectivamente,
\newpage
En el caso límite de duplicación de la duración
del período cardíaco se aplicará para las frecuencias
mientras que las amplitudes
correspondientes A_{f1} y A_{f2} deben tener el mismo valor.
Según la invención, de esto se debe formular el criterio K\mu (de
estabilidad) para el sistema cardiovascular, obtenido de la función
del tiempo del
ECG:
En la figura 15 se muestra la representación de
una condición cardiovascular mediante transferencia de datos
telemédicos a la pantalla de un aparato móvil inalámbrico o a un
terminal periférico general como componente de un sistema completo
de telemedicina de un "analizador complejo cardíaco".
En dos superficies con aspecto de velocímetro se
muestran la frecuencia cardíaca media, la variabilidad de frecuencia
cardíaca, los valores de medida de estrés y relajación y el
equilibrio ponderado simpatico-vagal, siendo, al
mismo tiempo, posible comparar los valores medidos con los valores y
rangos normales obtenidos en una posición tumbada. En una variación
de superficie, la aguja está fija y las partes de escala se marcan,
según sus valores, de forma variable. En la determinación del valor
normal se mostró que los componentes "Relajación" y
"Equilibrio" presentan una distribución normal logarítmica y
según la invención sería posible la ilustración correspondiente con
separaciones en escalas.
La figura 16 muestra una forma de realización
que no forma parte de la presente invención. Igual que la conocida
caja negra de un coche o avión, en la que se guardan los
correspondientes parámetros técnicos para una evaluación posterior
durante un tiempo, se da la posibilidad de una transferencia
telemédica directa con evaluación en una estación receptora y
respuesta del médico para registrar los datos vitales, especialmente
del ECG, tensión arterial y saturación de oxígeno en la sangre en un
aparato de vigilancia para datos médicos en un coche, camión o
avión. Los datos se mandan, después de su registro, directamente o a
través de Bluetooth a dicha caja dicho aparato para su posterior
evaluación. Obviamente, se puede localizar un vehículo de forma
permanente por satélite, así, en caso de emergencia puede
establecerse una comunicación entre la persona afectada en el
vehículo y la estación receptora y, especialmente, también con el
médico.
En la figura 17 se muestra el proceso de
comunicación completo desde la deducción del ECG y su registro hasta
la transferencia de los datos telemédicos usando diferentes vías de
comunicación analógicas y digitales como teléfono, internet,
intranet, radio, infrarrojos, Bluetooth, hacia los bancos de
datos/servidores centrales o descentralizados. Además, el ciclo de
comunicación comprende el reenvío y la visualización para los
usuarios finales, como clínicas, médicos, otros usuarios así como la
respuesta y reacción después del establecimiento del diagnóstico.
Según la invención, también se incluye la posibilidad de abrir los
datos registrados desde un PC del registrador de datos (sensor de
ECG).
Para la realización del presente método se
necesita un dispositivo. La figura 18 muestra una ilustración
general del principio de un sensor de ECG telemédico con
procesamiento de señal y registro, así como una interfaz de usuario
y unidad de transmisión.
Un requisito fundamental para el uso de tales
sistemas es, en un principio, la simplificación de manejo ya que el
sensor debe ser utilizado también por pacientes con limitaciones
fisiológicas sin ayuda de personal médico.
Según la figura 19 se proporciona una tecla en
el sistema sensorial telemédico en el sentido arriba mencionado para
que una sola tecla conecte tanto con la lógica de funcionamiento
como con el microcontrolador. Así, la lógica de funcionamiento tiene
una función de soporte autónomo y suministra al dispositivo una
tensión mediante la presión de la tecla hasta apagar el dispositivo.
El estado inicial "APAGADO" se quita con la primera presión de
tecla, al mismo tiempo, se enciende el suministro de tensión al
sistema de medición. El estado obtenido "Standby 1" activa una
medición de impedancia del electrodo posteriormente descrito o una
medición de capacidad que inicia, cuando el contacto con la piel
esté asegurado mediante un par de electrodos, el registro de datos.
Si dentro de un tiempo predeterminado no sé detecta ningún contacto
con la piel, el estado cambia a "APAGADO". Si dentro del tiempo
predeterminado la tecla es presionada repetidas veces, se inicia la
transferencia de datos. El estado obtenido después del envío,
"Standby 2", hace posible una inmediata repetición del envío y
le informa al usuario de forma visual/acústica sobre la
transferencia efectuada. Si no se efectúan más movimientos en la
tecla, el tiempo predeterminado transcurre y el sistema se apaga.
Con la presente invención, el registro puede, según la configuración
predeterminada de los electrodos (abierto/cerrado), iniciarse o
cancelarse.
Como se muestra, un problema telemédico es que
la cantidad de datos transferidos debe reducirse al mínimo
necesario. Además, cabe suponer que, en un principio, las redes
móviles cubren casi todo el mundo y pueden usarse sin problemas. La
característica de las capacidades de transferencia asimétrica en
dirección de transmisión y recepción, sin embargo, limita el
registro móvil de los datos porque se optimizan para la recepción de
datos, por consiguiente, en dirección de transmisión sólo pueden
usarse velocidades bajas de transferencia de datos.
Para el presente objetivo telemédico de la
invención se postula que las distancias R-R se
detectan ya en el sensor ECG de la señal de alta resolución. De esta
forma es posible obtener la resolución necesaria para el
procesamiento de un milisegundo, sin tener que transmitir datos
mucho más redundantes. Al mismo tiempo se consigue que los
artefactos que se producen durante los procesos conocidos con
factores de compresión altos sean insignificantes. De esta forma es
posible transmitir un ECG por señales que sólo dan un valor medio y
una desviación estándar.
El objetivo telemédico requiere la aplicación de
por lo menos dos sistemas de electrodos:
- \bullet
- Electrodos en el aparato (no se necesitan accesorios, ventajoso para usar en un gimnasio),
- \bullet
- Electrodos adhesivos (tiempos largos de registro y derivaciones estándar bajo carga y/o movimiento, aplicación médica).
\vskip1.000000\baselineskip
En el sentido de una aplicación segura
telemédica de electrodos fijos es imprescindible vigilar la presión
y, por consiguiente, la resistencia transitoria entre electrodo y
piel durante la medición para, si fuera necesario, señalizar la
reducción de la presión sobre la piel.
Los métodos conocidos son la evaluación del
desplazamiento DC al conferir una tensión de corriente continua
mediante un comparador o la evaluación de una tensión de corriente
alterna superpuesta con una frecuencia muchas veces más alta que la
de la señal útil (> 20 kHz) que se puede administrar mediante un
electrodo adicional en el cuerpo. Este método es muy simple, sin
embargo, muchas veces carece de fiabilidad, el segundo necesita un
mayor esfuerzo de conexión.
La detección de los electrodos puede llevarse a
cabo de la siguiente manera: Al contrario de otras soluciones
conocidas en las que la señal de evaluación se evalúa y procesa en
la parte de entrada antes del amplificador de los instrumentos, el
análisis de la señal de evaluación se realiza después de la
amplificación y codificación A/D mediante algoritmos especiales de
procesamiento de señales digitales. Se suma a la señal propia de
medición una señal tipo con una frecuencia más alta y amplitud
constante que se atenúa por el separador de tensión entrante en
paralelo con el paciente conectado. La amplitud de la señal tipo
frecuentemente elevada es entonces proporcional a la impedancia de
la transición electrodo-piel. En la figura 20 se
muestra el diagrama de bloques para la detección de amplitudes.
La amplitud se calcula después de la
codificación A/D mediante algoritmos especiales de procesamiento de
señales digitales. Para ello es necesario multiplicar la señal de
salida del amplificador de los instrumentos con el correspondiente
seno y coseno. Después, se asigna como parámetro la frecuencia de la
señal tipo a las dos ecuaciones armónicas. Para la simple
determinación del valor de la ecuación se utiliza una tabla de
senos, el número de los elementos de esta tabla resulta de la
relación entre la frecuencia de muestreo del codificador A/D y la
frecuencia de la vibración armónica. El resultado de las dos
multiplicaciones se filtra por un paso bajo. La amplitud buscada es
la raíz cuadrada de la suma de los cuadrados de las dos señales
filtradas.
En una relación de frecuencia de
muestreo-comprobación de cuatro, la tabla de senos
necesaria para la evaluación de la amplitud de la señal tipo se
simplifica a los valores [0,1,0,-1]. Un preliminar para esta
simplificación es la cadencia sincronizada entre el codificador A/D
y el codificador D/A. De esta relación se obtiene una frecuencia de
muestreo de 2 kHz y una frecuencia de señal tipo de 500 Hz.
Con una frecuencia alimentada de 500 Hz y una
frecuencia límite superior de 1 kHz, así como con una amplificación
alta del amplificador de diferencia, una amplitud de 500 Hz
alimentada sería demasiado predominante. Este comportamiento
requiere una frecuencia límite superior definida para el
amplificador de diferencias que debería encontrarse por debajo de
500 Hz y no atenuar la señal útil.
Se ha definido una frecuencia límite del
amplificador de los instrumentos mediante la optimización a 116 Hz
para evitar una amplitud de medición demasiado alta superpuesta
sobre la señal útil para que no obstruya la operación dentro de los
límites. La operación en los límites no se admite porque, dado el
caso, no hay detección de amplitud de la señal de 500 Hz con valor
de \sim 0 y se produciría, por consiguiente, la señalización de
una resistencia transitoria muy baja.
El resultado de esta optimización es una señal
tipo amplificada por un amplificador de instrumentos y atenuada por
un paso bajo después. Esta señal de comprobación se comporta según
la figura 21 cuando los electrodos se encuentran abiertos. En la
figura 22 se muestra la reducción de la amplitud de la señal tipo en
aproximadamente un 20% debido a una resistencia transitoria.
\vskip1.000000\baselineskip
Esta lista de referencias citadas por el
solicitante se ha elaborado únicamente como ayuda para el lector. No
forma parte del documento de Patente Europea. Aunque se ha puesto
mucha atención en la compilación de las mismas no se puede evitar
incurrir en errores u omisiones, declinando la OEP toda
responsabilidad a este respecto.
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Claims (3)
1. Método para deducir y evaluar las
informaciones cardiovasculares de las curvas de la corriente
cardíaca, particularmente, para aplicaciones telemédicas, en el que
se determina, con un ECG registrado para la deducción de datos,
mediante una señal de alta resolución, en primer lugar, un valor
medio de la totalidad del tiempo del registro, y una desviación
estándar de la señal del ECG, y en el que se evalúan las distancias
R-R mediante un algoritmo de reconocimiento y en el
que sólo los resultados obtenidos se registran y/o se graban con el
fin de reducir los datos determinando, para ello, un espectro FFT de
la duración de los períodos cardíacos, las integrales de superficie
F para los rangos definidos de frecuencia de LF y HF entre 0,04 y
0,15 Hz y entre 0,15 y 0,4 Hz, respectivamente, y relacionándolos
con los valores normales de superficie medios para obtener las
cifras de medida espectrales para la evaluación según la siguiente
fórmula:
y en el que la siguiente
ponderación del cuadrado de s_{TH}^{2} de la desviación
estándar, es decir, la variabilidad absoluta de frecuencia cardíaca,
se obtiene con el cuadrado de la frecuencia cardíaca media
\overline{f_{H}}
para poder evaluar el estado
cardiovascular en relación con la influencia del sistema nervioso
autónomo y sus componentes simpático y parasimpático y en el que se
calculan, mediante las ponderaciones de los valores de medida
M_{LF} y M_{Hf} con el cuadrado de la frecuencia cardíaca media
\overline{f_{H}} cómo el equilibrio B
simpato-vagal varía para, de este modo, poder
cuantificar el porcentaje de actividad simpática que se produce en
el rango de frecuencia LF en comparación con el porcentaje de
actividad
parasimpática.
\vskip1.000000\baselineskip
2. Método según la reivindicación 1,
caracterizado por el hecho de que
mediante los valores de medida ponderados se
realiza la cuantificación de la siguiente manera:
- \bullet
- medición normalizada para la actividad del simpático, el estrés y el esfuerzo:
- \bullet
- medición normalizada de la actividad del parasimpático, relajación y reposo:
- \bullet
- equilibrio simpato-vagal:
\newpage
3. Método según la reivindicación 1,
caracterizado por el hecho de que
junto con la determinación de
R-R se determina, mediante un análisis de
frecuencia, la función del tiempo total del ECG obtenido en el rango
desde 0 hasta aproximadamente 2 Hz, si aparecen dos líneas de
frecuencia dominantes f_{1; \ 2} en forma de duplicación de
frecuencia para la misma amplitud A f_{1; \ 2} para poder fijar un
criterio de estabilidad K\mu para el sistema cardiovascular,
normalmente no lineal, que se obtiene de la función del tiempo del
ECG de la siguiente manera:
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