ES2635168T3 - Un sistema y un método para generación inalámbrica de derivaciones de ECG estándar - Google Patents

Un sistema y un método para generación inalámbrica de derivaciones de ECG estándar Download PDF

Info

Publication number
ES2635168T3
ES2635168T3 ES07709452.2T ES07709452T ES2635168T3 ES 2635168 T3 ES2635168 T3 ES 2635168T3 ES 07709452 T ES07709452 T ES 07709452T ES 2635168 T3 ES2635168 T3 ES 2635168T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
electrodes
ecg
standard
signals
standard ecg
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
ES07709452.2T
Other languages
English (en)
Inventor
Fredrik Sebelius
Jonas Tilly
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Novosense AB
Original Assignee
Novosense AB
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Novosense AB filed Critical Novosense AB
Application granted granted Critical
Publication of ES2635168T3 publication Critical patent/ES2635168T3/es
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0002—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
    • A61B5/0004—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network characterised by the type of physiological signal transmitted
    • A61B5/0006—ECG or EEG signals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/28—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
    • A61B5/282—Holders for multiple electrodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A61B5/307—Input circuits therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/308—Input circuits therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/327—Generation of artificial ECG signals based on measured signals, e.g. to compensate for missing leads
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/333—Recording apparatus specially adapted therefor
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H40/00—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices
    • G16H40/60—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices
    • G16H40/63—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices for local operation

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Business, Economics & Management (AREA)
  • General Business, Economics & Management (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Abstract

Un sistema para generación de al menos una derivación de ECG estándar, que comprende: una pluralidad de electrodos (101-103; 301-305 403) para su aplicación a un sujeto en puntos separados del mismo, en donde dicha pluralidad de electrodos está agrupada en un primer (101, 403; 301, 403) y un segundo (101-103; 301-305) grupo; conexiones (111, 400, 401) que permiten una conexión y una desconexión física y eléctrica de electrodos de dicho primer grupo de electrodos unos con otros y unos desde otros; una estación (200) de recepción remota que tiene medios generadores para generar al menos una derivación de ECG estándar a partir de señales detectadas por dicho primer grupo de dicha pluralidad de electrodos; una pluralidad de unidades (100; 300) de detección de ECG inalámbricas cada una que comprende: un módulo (124) de radio para comunicación con dicha estación (200) de recepción remota; y al menos tres electrodos dispuestos no linealmente y situados próximamente que pertenecen a dicho segundo grupo de dicha pluralidad de electrodos, en donde dichos tres electrodos dispuestos no linealmente situados próximamente están dispuestos para detectar dos señales bipolares locales sustancialmente de forma simultánea con las señales detectadas por el primer grupo de dicha pluralidad de electrodos, en donde dicho sistema además comprende: medios para generar para cada pluralidad de unidades de detección de ECG inalámbricas al menos dos señales de ECG no estándar a partir de señales bipolares, en donde dicho módulo de radio de cada una de dichas unidades de detección de ECG inalámbricas está dispuesto para transferir de forma inalámbrica dichas dos señales bipolares y dichas al menos dos señales de ECG estándar a dicha estación de recepción remota; medios (202) procesadores en dicha estación (200) de recepción remota para el cálculo de transformación que sintetiza las derivaciones de ECG estándar generadas por medios generadores a partir de dichas al menos dos señales de ECG estándar; en donde dichos medios (202) procesadores están dispuestos además para sintetizar dicha al menos una derivación de ECG estándar a partir de dichas señales de ECG no estándar únicamente utilizando dicha transformación tras una desconexión de los electrodos de dicho primer grupo de electrodos unos de otros; con lo que dicho sistema está configurado para generarle forma inalámbrica dicha al menos una derivación de ECG estándar mediante dicha sintetización tras la desconexión de los electrodos de dicho primer grupo de electrodos unos de otros.

Description

5
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
60
65
DESCRIPCION
Un sistema y un metodo para generacion inalambrica de derivaciones de ECG estandar CAMPO TECNICO
La presente invencion, en general, se refiere a una monitorizacion cardiaca de un sujeto humano o animal. De forma mas particular, la presente invencion pertenece a un sistema para generacion inalambrica de derivaciones de ECG estandar y un metodo para generacion inalambrica de dichas derivaciones de ECG estandar.
ANTECEDENTES DE LA INVENCION
El ciclo cardiaco puede ser descrito como la activacion de ciertas celulas de conduction del corazon especializadas en una secuencia predecible, lo que lleva a una contraction coordinada y secuencial de las fibras de musculo arterial y ventricular. La senal electrica asociada con la action del musculo es transmitida a traves de varios tejidos y finalmente alcanza la superficie del cuerpo, donde se puede medir. Dicha medida es denominada ECG que representa un electrocardiograma.
El equipo electrico para dichas medidas es utilizado para monitorizar y/o registrar datos de ECG y puede ser estacionario o portatil.
Los equipos de ECG estacionarios son dispositivos de monitorizacion y registro electricos que estan conectados a un paciente a traves de cables. En uso actual, dichos monitores utilizan electrodos de superficie situados en el cuerpo del paciente y conectados mediante cables a una maquina electrocardiografica, que permite a las senales cardiacas detectadas ser mostradas en una banda de papel o monitor. Sin embargo, el uso de dicho cableado limita la movilidad del paciente y requiere que el paciente permanezca en la cama durante la monitorizacion.
Los equipos de ECG portatiles pueden dividirse en registradores y transmisores. En ambos casos cables de multiples electrodos aplicados al cuerpo de un paciente son conectados a una unidad de registro o transmisora, colgada alrededor del cuerpo del paciente. Estas unidades son a menudo costosas. La unidad de registro es una unidad autocontenida tal que el paciente puede moverse alrededor. La unidad transmisora de mas contiene algun tipo de equipo de radio, que hace posible para el paciente moverse alrededor y aun as! ser monitorizado por una unidad estacionaria que recibe las senales de datos de medida desde la unidad transmisora.
Un problema comun con los electrodos y cables es el riesgo de desconexion del paciente, ya que los cables y los electrodos pueden estar expuestos a altas fuerzas de traction, estando la longitud total requerida de cables a menudo en el rango de un metro. Por otro lado, las medidas y curvas mostradas pueden estar influenciadas por la presion flsica o tensiones en los electrodos.
Por tanto, el problema con cables o electrodos que son traccionados persiste con todos los equipos descritos.
Los sistemas del estado de la tecnica anterior de los tipos descritos anteriormente son dados a conocer entre otras en las patentes US Nos. 4,243,044; 5,427,111; 6,026,321; 6,416,471; 6,453,186; 6,494,829; 6,526,310; 6,551,252; 6,567,680; 6,579,242; 6,589,170 y 6,611,705.
Metodos de adquisicion de ECG han sido propuestos para incluir todos los cables e integrar el registro de ECG y el transmisor de radio en cada unidad de detection, por ejemplo, divulgado en las patentes US Nos. 3,943,918; 4,981,874; 5,168,874; 5,307,818; 5,862,803; 5,957,854; 6,289,238; 6,132,371; 6,441,747; 6,496,705 y 6,577,893.
En las patentes US Nos. 4,850,370; 5,058,598 y 6,901,285 la idea basica esta basada en transformar primero un numero reducido de medidas de ECG a una fuente X,Y,Z equivalente y despues derivar las derivaciones estandar utilizando la fuente de tension equivalente y la impedancia “conocida” del cuerpo. El principal problema con este enfoque es que la variation de impedancia entre la gente es grande. Por lo tanto, la estimation de ECG sera algunas veces totalmente erronea, si la impedancia no es medida. Por tanto, la senal de ECG medida con estas soluciones propuestas es incorrecta y no puede ser utilizada para diagnosticos. Estos sistemas, por tanto, nunca han llegado usarse cllnicamente.
La solicitud de patente US con No. de publication 2002/0045836 A1 divulga un sistema de vigilancia para transferencia inalambrica de senales desde un numero de electrodos situados en un sujeto y cada uno teniendo sus propios contactos a una estacion base que es capaz de controlar los electrodos en varios aspectos. De forma mas precisa, cuatro electrodos situados en las esquinas de un rectangulo alargado, cuyos lados largos son paralelos a la direction de la derivation estandar y cuyos lados cortos estan situados sustancialmente donde son detectadas las derivaciones estandar y ortogonal es a los lados largos. Los contactos de electrodos de cada lado corto son elementos de un electrodo separado.
5
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
60
65
En la solicitud de patente US con No. de publicacion 2002/0045836 A1 el cuerpo se asume que actua unicamente de forma resistiva y homogeneamente que es una simplificacion importante que lleva al uso de un factor escalar predeterminado que dara una derivacion falsa y cllnicamente inutil estandar.
El documento WO 01/70105 A2 divulga un metodo y un sistema para la adquisicion de datos de ECG a traves de un dispositivo de bolsillo movil y su transmision a un centro medico. Utilizando el dispositivo movil son registradas tres derivaciones de ECG, en el centro medico son reconstruidas todas las 12 derivaciones estandar basandose en las tres recibidas.
DIVULGACION DE LA INVENCION
Es un objeto de la presente invencion proporcionar un sistema y un metodo para la generacion inalambrica de al menos una derivacion de ECG estandar correcta y cllnicamente util que elimina los problemas de utilizar cables, por lo tanto permitiendo al paciente moverse libremente sin ningun riesgo relacionado con los cables durante dicho movimiento.
Este objeto se logra mediante un sistema de generacion inalambrica de al menos una derivacion de ECG estandar tal y como se define en la reivindicacion 1 y mediante un metodo para generacion inalambrica de al menos una derivacion de ECG estandar tal y como se define en la reivindicacion 12.
Modos de realization preferidos son definidos en las reivindicaciones dependientes.
Por tanto, un sistema para generacion inalambrica de al menos una derivacion de ECG estandar comprende una pluralidad de electrodos para aplicacion a un sujeto en puntos separados del mismo y una estacion de reception remota que tiene medios para generar al menos una derivacion de ECG estandar a partir de senales detectadas por un primer grupo de dicha pluralidad de electrodos. El sistema de mas comprende medios para generar al menos dos senales ECG no estandar a partir de senales bipolares detectadas por un segundo grupo de dicha pluralidad de electrodos sustancialmente de forma simultanea con la detection de senal por el primer grupo de dicha pluralidad de electrodos, dicho segundo grupo de dicha pluralidad de electrodos que comprende al menos un subconjunto que tiene al menos tres electrodos situados proximos dispuestos de forma no lineal para detectar dos senales bipolares locales; medios procesadores en dicha estacion de recepcion remota para calcular una transformation que sintetice cada derivacion de ECG generada a partir de al menos dos de dichas senales de ECG no estandar: medios de desconexion de dicho primer grupo de electrodos de dicho sujeto siguiendo dichos calculos, dichos medios procesadores posteriormente sintetizando dicha derivacion de ECG estandar a partir de dichas senales de ECG no estandar unicamente usando dicha transformacion; y medios para transferencia inalambrica de dichas senales de ECG no estandar a dicha estacion de recepcion remota siguiendo dicha desconexion de dicho primer grupo de electrodos. Por tanto dicha al menos una derivacion de ECG estandar es generada de forma inalambrica por dicha sintetizacion siguiendo la desconexion de dicho primer grupo de electrodos.
Por tanto, esta solution hace posible para el paciente, seguir el calculo de la transformacion que sintetiza cada derivacion de ECG estandar generada, para moverse libremente sin ningun cable aplicado a el o ella.
Como consecuencia de la disposition no lineal, los tres electrodos en dicho subconjunto pueden ser utilizados como dos pares diferentes, donde cada par detecta una senal bipolar separada que tiene componentes unicos de la senal electrica generada durante cada contraction cardlaca.
Disponiendo los tres electrodos a lo largo de dos llneas octogonales, dichas dos senales bipolares contendran componentes ortogonales de dicha senal electrica generada durante cada contraccion cardlaca. Esto obviamente facilitara la sintetizacion de la derivacion de ECG estandar.
Dichos subconjuntos de dicho segundo grupo de electrodos son elementos de una unidad de deteccion de ECG estandar, de manera que las posiciones relativas de los electrodos son fijas, y la unidad de deteccion de ECG inalambrica ademas comprende un modulo de radio para la comunicacion con dicha estacion de recepcion remota cuando se activa de dicho modo.
De forma preferible, la unidad de deteccion de ECG inalambrica ademas comprende un amplificador diferencial para cada senal bipolar que constituye dichos medios para generar senales de ECG no estandar, y un procesador de datos conectado entre dichos amplificadores diferenciales y dicho modulo de radio y adaptado para almacenar de forma digital las senales de ECG no estandar.
Tambien, la unidad de deteccion de ECG inalambrica puede comprender ademas al menos un amplificador diferencial adicional que tiene entradas conectables a electrodos separados de dicha pluralidad de electrodos y una salida conectada a dicho procesador de datos.
Ademas, dicha unidad de desconexion puede comprender cables conectados a los electrodos en dicho primer grupo de dicha pluralidad de electrodos y medios de conmutacion para seleccionar los electrodos que se van a conectar a
5
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
60
65
dicho al menos un amplificador diferencial adicional. En este modo de realization, dicha unidad de desconexion puede tambien comprender cables cada uno conectado a un electrodo en una unidad de detection de ECG inalambrica separada.
De forma preferible, cada unidad de detection de ECG inalambrica comprende medios para controlar los medios de conmutacion, por ejemplo, de acuerdo con instrucciones recibidas desde dicha estacion de reception remota.
El sistema anterior comprende al menos una unidad de detection de ECG adicional, y medios en dicha estacion de reception remota para que los datos de sincronizacion fluyan desde las unidades de detection de ECG. Por tanto, varias derivaciones de ECG estandar pueden ser generadas sustancialmente de forma simultanea.
El metodo de generation inalambrica de derivaciones de ECG estandar comprende las etapas de generar una derivation de ECG estandar utilizando electrodos para aplicacion a un sujeto en posiciones estandar del mismo; generar sustancialmente de forma simultanea al menos dos senales de datos no estandar a partir de senales bipolares detectadas por un grupo adicional de al menos tres electrodos para la aplicacion a un sujeto en posiciones adyacentes; calcular una transformation que sintetiza dicha derivation de ECG estandar a partir de dichas senales de datos no estandar; interrumpir la generation de dicha derivation de ECG estandar siguiendo dichos calculos; transferir dichas senales de ECG no estandar de forma inalambrica al menos siguiendo dicha interruption; y posteriormente generar dicha derivation de ECG estandar unicamente utilizando dicha transformation calculada.
La generation de la derivation de ECG estandar comprende utilizar cables conectados a los correspondientes electrodos y dicha interruption comprende desconectar esos electrodos y cables. Sin embargo, las senales de ECG no estandar pueden ser transferidas de forma inalambrica en cualquier momento. Tambien, la derivation del ECG estandar y las senales de ECG no estandar son generadas sustancialmente de forma simultanea. Ademas, el calculo puede basarse en representaciones almacenadas digitalmente de la derivacion de ECG estandar y de las senales de ECG no estandar.
La unidad de detection de ECG comprende al menos tres electrodos para la aplicacion a un sujeto y que generan senales bipolares. Un modulo de radio para comunicacion con una estacion de reception remota, un amplificador diferencial para cada senal bipolar para generar una senal de datos no estandar; un procesador de datos conectado entre dichos amplificadores diferenciales y dicho modulo de radio, para almacenar de forma digital las senales de ECG no estandar; y al menos un amplificador diferencial adicional que tiene entradas conectables a electrodos separados de una pluralidad de electrodos adicionales y una salida conectada a dicho procesador de datos.
La unidad de detection de ECG puede ademas comprender medios sensibles a senales externas para controlar su funcionamiento y los electrodos pueden ser parte de un parche desmontable del resto de la unidad de detection de ECG.
BREVE DESCRIPCION DE LOS DIBUJOS
Los dibujos que acompanan ilustran modos de realization preferidos de un sistema y de alguna unidad de detection de ECG de acuerdo con la presente invention, en los cuales:
La figura 1 es una vista frontal esquematica de un torso humano que muestra las posiciones de electrodo utilizadas cuando se miden 12 derivaciones estandar;
La figura 2A es un diagrama de circuito de un amplificador de ECG y la figura 2B es un diagrama de bloques correspondiente;
La figura 3 ilustra una conexion electrica tlpica de un amplificador de ECG;
La figura 4 ilustra un modo de realization del sistema de acuerdo con la presente invention;
La figura 5A es una vista inferior de un primer modo de realization de una unidad de detection de ECG y la figura 5B es una vista en section a largo de la llnea V-V;
La figura 6A es una vista inferior de un segundo modo de realization de una unidad de detection de ECG y la figura 6B es una vista en section a lo largo de la llnea VI-VI;
La figura 7A es una representation esquematica de la electronica de una unidad de detection de ECG;
La figura 7B es un diagrama que ilustra el flujo de datos en la unidad de detection de ECG;
La figura 8 es una representation esquematica de elementos de un modo de realization de la presente invention que se va a aplicar a un sujeto humano;
5
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
60
65
La figura 9 es un diagrama de bloques de un modulo de medida de la unidad de detection de ECG;
La figura 10 ilustra los elementos de la figura 8 aplicados a un sujeto humano;
Las figuras 11A-D son registros realizados en dos sujetos humanos con electrodos situados proximamente;
Las figuras 12A-D son registros de senales bipolares locales realizadas en dos sujetos humanos con electrodos situados proximamente;
Las figuras 13A-D son registros multiples de senales bipolares realizadas en dos sujetos humanos con electrodos situados proximamente;
La figura 14 es un diagrama que ilustra el flujo de los datos de ECG a traves de la unidad receptora de ECG en la figura 4;
La figura 15 es un diagrama que ilustra el flujo de senales de control a traves de la unidad receptora de ECG en la figura 4;
La figura 16 es un diagrama que ilustra la sintetizacion y calibration de las senales de ECG;
La figura 17 muestra derivaciones de ECG registradas con equipo estandar; y
La figura 18 muestra senales de ECG registradas de forma simultanea registradas con el equipo de acuerdo con la presente invention.
DESCRIPCION DE LOS MODOS DE REALIZACION PREFERIDOS
Con referencia la figura 1, los electrodos para medidas de ECG estan situados en diferentes partes del cuerpo.
El electrocardiograma normal de banda de monitorizacion de ritmo es obtenido a partir de una de tres tipos de conexiones electricas. Estas conexiones son conocidas como derivaciones de extremidad, derivaciones de extremidad aumentadas o derivaciones precordiales. Aqul cabe destacar que el termino “derivation” es utilizado en el presente documento en el sentido medico y no en el sentido electrico, es decir, una “derivacion” no es un cable sino una combination lineal de potenciales de tension a partir de dos o varias posiciones definidas anatomicas en el cuerpo donde la senal cardiaca es detectada.
El electrocardiograma de 12 derivaciones estandar requiere que sean conectados diez cables mediante electrodos al cuerpo del paciente. Todos los cables son entonces conectados a una unidad de electrocardiografla con el fin de detectar senales cardiacas y transformarlas en un electrocardiograma de 12 derivaciones. Tres de las 12 derivaciones son registros bipolares entre los que el resto son registros unipolar es. Un registro bipolar es una diferencia de tension registrada entre dos posiciones de electrodo definidas anatomicas. Las derivaciones bipolares son como sigue:
La derivacion I es la diferencia de potencial electrico entre los brazos, LA-RA (figura 1);
La derivacion II es la diferencia de potencial electrico entre la pierna izquierda y el brazo derecho, LL-RA (figura 1);
La derivacion III es la diferencia de potencial electrico entre la pierna izquierda y el brazo izquierdo, LL-LA (figura 1);
Sin embargo en la practica los electrodos podrlan a menudo ser situados en el cuerpo hacia los brazos y las piernas, ver la figura 1, para evitar molestias para el paciente y que se aflojen los cables durante los registros de larga duration. Una medida unipolar es una medida desde un lugar en el cuerpo donde el potencial electrico esta variando, en relation con una referencia de potencial variable cero. Sin embargo no hay referencia de potencia variable cero en el cuerpo ya que el ECG se propaga a traves de todo el cuerpo. Una referencia de potencia variable cero fue por lo tanto creada por N. F. Wilson y otros ponderando los potenciales electricos desde el brazo izquierdo, la pierna izquierda y el brazo derecho con tres resistencias de 5 kO, es decir, 1/3*(RA + LA + LL). Esta referencia de voltaje es denominada terminal central (CT) de Wilson pero aun as! no es una referencia variable cero absoluta. Sin embargo, tal y como se ha utilizado durante mucho tiempo ha llegado a ser el estandar.
Las derivaciones de miembro aumentadas son referidas como derivaciones bipolares. Cada una de ellas es la diferencia entre el potencial en un lugar y los potenciales en otras dos posiciones definidas anatomicas. Por tanto, las derivaciones de extremidad aumentadas son combinaciones lineales de derivaciones de extremidad bipolares. Las derivaciones aumentadas son como sigue:
aVR - la derivacion de brazo derecho “unipolar”, es decir, RA - 1/2*(LA + LL)
5
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
60
65
aVL - la derivacion de brazo izquierdo “unipolar”, es decir, LA - 1/2*(RA + LL) aVF - la derivacion de pierna izquierda “unipolar”, es decir, LL - 1/2*(RA + LA)
La tension de referencia para las derivaciones aumentadas es creada conectando el brazo derecho, el brazo izquierdo y la pierna izquierda con dos resistencias de 5 kQ de tres maneras diferentes: brazo izquierdo y pierna izquierda, brazo derecho y pierna izquierda y finalmente brazo derecho y brazo izquierdo (para aVR, aVL y aVF, respectivamente). Estos potenciales de referencia electricos son referidos mas tarde como CT/aVR, CT/aVL y CT/aVF.
Las derivaciones precordiales son tambien unipolares pero a diferencia de las derivaciones de extremidad aumentadas, uno o mas electrodos precordiales son conectados a la pared del pecho. La fuente de referencia consiste de nuevo en potenciales ponderados juntos y no varla de forma significativa con el ciclo cardiaco. El terminal central (CT) Wilson es normalmente utilizado como referencia. En disposiciones estandar hay seis derivaciones V1 - V6 precordiales donde los numeros representan la posicion exacta en el pecho.
Por tanto, esto implica fijar seis electrodos al pecho o area precordial, y fijar cuatro electrodos en el cuerpo hacia los brazos y las piernas del paciente; ver la figura 1.
Con independencia del tipo de medida, bipolar o unipolar, el mismo tipo de amplificadores ha sido utilizado para generar las senales. Este amplificador es mostrado las figuras 2A, 2B y 3 y tiene tres conexiones al cuerpo; dos posiciones de electrodo donde la diferencia de potencial electrico es medida y una conexion de electrodo para la tierra del paciente, ver la figura 3. La conexion de tierra del paciente, normalmente la pierna izquierda (RL), tiene el unico proposito de controlar la tierra de terminal del amplificador al mismo nivel que la tierra del paciente, por tanto controlando el amplificador dentro del potencial de trabajo. La conexion de tierra es a veces controlada de forma activa, es decir, una proteccion, para suprimir el ruido. En un amplificador de ECG que tiene mas de una derivacion, las tierras de terminal para todos los amplificadores estan interconectadas y solo un cable esta conectado a la tierra del paciente. La conexion desde la tierra del terminal a la tierra del paciente es a menudo realizada a traves de un amplificador o una resistencia ya que la corriente debe ser mantenida por debajo de un umbral especificado. Existen sistemas que en lugar de utilizar un cable de tierra separado controlan los dos (o mas) electrodos de medida a un potencial de tierra de terminal comun. Sin embargo, referencias de medida distantes, tal como RA, LA, LL, se necesitan aun as! para realizar las medidas de ECG diferentes.
Una relacion de rechazo de modo comun alto (CMRR) es preferible para suprimir ruido de nodo comun, por ejemplo, la potencia de 50 o 60 Hz conectada de forma capacitiva al cuerpo. Para mantener una alta CMRR la impedancia de entrada debe tambien ser alta (>10 MQ) ya que la impedancia de conexion al cuerpo normalmente varla en el rango de 1-3 kQ.
En general, el amplificador de ECG contiene un filtro de paso de banda para las frecuencias de interes, que por norma deberlan ser de 0,05-100 Hz. Esto sin embargo podrla variar bastante dependiendo del fabricante.
Los componentes basicos del sistema son mostrados en la figura 4 y consisten en una pluralidad de unidades 100 de deteccion de ECGs moviles montadas en el sujeto y una unidad 200 receptora de ECG, la cual es una unidad de radio estacionaria. La unidad 200 receptora de ECG comprende un modulo 201 de radio con capacidad de transmision y recepcion, un modulo 202 de calculo capaz de procesar y sintetizar senales de ECG, y un modulo 203 de comunicacion para comunicar con otros sistemas de eCg estandar (mostrados en llneas discontinuas). Las unidades 100 moviles, tambien mostradas en las figuras 8 y 10, cooperan durante una fase inicial del funcionamiento del sistema con una unidad 400 de conexion. Durante esta fase inicial cada unidad 100 movil esta conectada mediante una conexion 111 de cables multiples a la unidad 400 de conexion, que tambien esta conectada mediante una conexion 401 de un solo cable a cada una de la pluralidad de unidades 403 de deteccion pasivas. Las conexiones 111, 402 de cable y la unidad 400 de conexion estan interconectadas inicialmente para el registro de senales de ECG estandar de forma simultanea con senales de ECG bipolares locales. Despues de una sesion de registro mas corta, segundos a minutos, el sistema es calibrado y la unidad 400 de conexion con sus conexiones 111 y 401 de cable y los electrodos 403 pasivos seran retirados, tal y como se muestra en la figura 4.
De forma preferible, tres unidades 100 de deteccion de ECG deberlan ser utilizadas en el mismo sujeto para sintetizar el tipo mas comun de derivaciones de ECG, es decir, ECG de 12 derivaciones o equivalente. Las unidades 100 de deteccion de ECG deberlan ser situadas en posiciones estrategicas en el torso, figura 4, o como en las derivaciones de pecho en posiciones EASI (posiciones estandar conocidas por el experto la materia). Cualquier otro numero de unidades 100 de deteccion de ECG podrla ser utilizado, es decir, una o mas unidades. La precision del ECG estandar sintetizado aumentara con el numero de unidades de deteccion de ECG utilizadas.
En un modo de realizacion preferido, tres unidades 100 de deteccion de ECG son conectadas inicialmente entre si y a cuatro electrodos 403 pasivos. Los electrodos 403 pasivos son aplicados a las extremidades y, de forma opcional, al pecho con el fin de generar senales de ECG de referencia que son medidas en las unidades 100 de deteccion de ECG. Un diagrama de bloques esquematico del modo de realizacion preferido de estos elementos es mostrado en la
5
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
60
65
figura 8. Estos elementos estan destinados a calibrar los parametros de transformation para obtener senales de ECG estandar sintetiza las correctas. En la figura 10, los cables 111 y 401 estan conectados para la calibration y en la figura 4 los cables han sido retirados y las derivaciones de ECG son sintetizadas utilizando las ECG bipolares medidas con las unidades 100 de detection de ECG.
La unidad 100 de deteccion de ECG inalambrica divulgada en el presente documento se implementa de forma preferible como un parche desechable adhesivo integrado, figuras 5A, 5B, para aplicar al cuerpo de un sujeto y para obtener y transferir datos de ECG no estandar locales y datos de ECG estandar a la unidad 200 receptora, mostrada en la figura 4. De forma alternativa, la unidad 100 de deteccion de ECG puede ser implementada como una unidad reutilizable con correcciones con encaje a electrodos desechables disponibles.
Con referencia las figuras 5A, 5B el modo de realization flsico de la unidad 100 de deteccion de ECG comprende medios 104 adhesivos para fijar el dispositivo a un cuerpo del sujeto o a un parche en el cuerpo del sujeto, electrodos 101-103 y 110, unos medios 105 de soporte estructural para soportar los electrodos, medios 105 de suministro de energla, una antena 107, circuitos 108 electronicos, medios 109 para aislar y proteger, y una entrada para la conexion 111 de cables multiples que conecta la unidad 100 de deteccion de ECg a la unidad 400 de conexion y por tanto a los electrodos 403 pasivos y otras unidades 101 de deteccion de ECG.
Las figuras 6A, 6B muestran un modo 300 de realizacion flsico alternativo de la unidad 100 de deteccion de ECG donde la cubierta flsica es extendida utilizando electrodos 301, 302, 303, 304, 305 y 312 de medida adicionales dispuestos mas separados. En otro modo de realizacion el electrodo 110 y 312 de tierra, en las figuras 5A, 5B y en las figuras 6A, 6B respectivamente podrla ser excluido ya que la tierra de terminal podrla estar conectada a la tierra del paciente a traves de electrodos de medida.
La funcionalidad electronica del modo de realizacion preferido de la unidad 100 de deteccion de ECG, mostrada en las figuras 5A, 5B y 7A, 7B, comprende un modulo 121 de medida, un procesamiento de datos y una unidad 122 de almacenamiento, un modulo 123 de interfaz de calibracion, un modulo 123 de radio para transmitir datos de ECG a la unidad 200 de reception de ECG y medios 125 de suministro de energla. Las senales de ECG de los electrodos 101-103 locales y las senales de ECG de calibracion del modulo 123 de interfaz de calibracion, que se originan de la conexion 111 de cables multiples, son respetadas y amplificadas con amplificadores de ECG comunes, figura 2. Las senales de ECG bipolares locales y las senales de ECG estandar son enviadas a la unidad 122 de procesamiento de datos, figura 7A, 7B donde los datos A/D son convertidos y almacenados de forma intermedia antes de la transmision a traves del modulo 124 de radio.
Con referencia la figura 9, las senales V101, V102 y V103, de los 3 electrodos 101, 102 y 103 primero son amplificadas con buffer posteriormente se utilizan para recuperar dos senales V102 - V101 y V103 - V101 de ECG bipolares ortogonales locales. Dos senales Vex1 y Vex2 externas son tambien amplificadas con buffer y posteriormente utilizadas para recuperar las senales VEx1 - VEx2 y VEx2 - V101 de diferencia. Las dos senales VEx1 y VEx2 externas que se originan a partir de una conexion 111 de cables multiples en la figura 5 son utilizadas solo durante el procedimiento de calibracion.
El modo de realizacion de medida preferido es mostrado en las figuras 5A, 5B, donde un ECG es medido localmente a partir de una unidad 100 de deteccion de ECG. Los electrodos 101-103 de medida estan dispuestos ortogonalmente, es decir, los potenciales de tension que son medidos son V102 - V101 y V103 - V101. Estas dos medidas son referidas mas adelante como un ECG bidimensional; el angulo sin embargo podrla ser menor de 90° pero deberla ser sustancialmente mayor de 0°. Las medidas locales son referidas, mas en general, como ECGs bipolares locales. El potencial de tierra del sujeto esta conectado a traves del electrodo 110 y es despues conectado a la tierra de terminal de las unidades de deteccion de ECG. En una solution alternativa, esto se logra controlando la tierra del terminal de las unidades de deteccion de ECG a la tierra del paciente a traves de los electrodos 101, 102 y 103 de medida mediante una tecnica bien conocida para el experto en la materia. El electrodo de tierra en las figuras 5A, 5B y 6A, 6B se podrla excluir en estos modos de realizacion. La distancia d preferida en la figura 5A entre el electrodo 101 y el electrodo 102 y 103, respectivamente, es de 2-7 cm, es decir, la distancia de centro a centro de esos electrodos. El parametro d y el emplazamiento de las unidades 100 de deteccion de ECG se discutira en el siguiente parrafo.
Los potenciales de ECG en el cuerpo pueden apreciarse como un dipolo corriente estacionario. El campo bio- potencial tiene una divergencia mas grande cercana al corazon. Por lo tanto las medidas de ECG bipolares locales seran mas grandes mas cerca del corazon. La unidad 100 de deteccion de ECG deberla por tanto esta situada de forma preferible en el torso en diferentes lados del corazon, por ejemplo, en las mismas posiciones que los sistemas EASI (position E, A, S e I) o como se muestra la figura 4. La distancia d en la figura 5A es un parametro importante. A medida que d aumenta la amplitud de la senal de ECG bipolar lo hara tambien. En las figuras 11A-D el ECG fue registrado con un voltaje de referencia en la action izquierda y nueve electrodos dispuestos en una formation de un conjunto de 3x3. Los registros fueron realizados en dos sujetos adultos (figuras 11A, 11B y 11C, 11D respectivamente) con 2 distancias ortogonal es diferentes entre los electrodos, es decir, 1,5 cm (figuras 11A, 11C) y 3 cm (figuras 11B y 11D). La escala en las figuras 11A-D es la misma. Es obvio que las curvas de ECG tienen una variation mas grande para electrodos situados mas lejos, es decir, en los diagramas de las figuras 11B y 11D.
5
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
60
65
En las figuras 12A-D, los ECGs bipolares locales son mostrados calculados a partir de los registros de las figuras 11A-D. El ritmo cardiaco en las figuras 11A-D en las figuras 12A-D es por tanto uno y el mismo. La curva mas alta en cada diagrama de las figuras 12A-D es detectada en una horizontal o direccion de eje X mientras que la curva mas baja es detectada en una vertical o direccion de eje Y, es decir, ortogonal al eje X. Estas curvas son curvas tlpicas registradas con la unidad 100 de deteccion de ECG situada en la parte izquierda del pecho bajo el hueso de la clavlcula. Las figuras 12A-D muestran que los registros realizados con los electrodos situados mas separados resultan en senales de datos registradas mas altas (figuras 12B y 12D). La distancia entre los electrodos locales utilizados en las figuras 12A y 12B fue de 3 cm y la distancia entre los electrodos locales utilizados en las figuras 12C y 12D fue de 6 cm.
En las figuras 13A-D fue simulado una comparacion entre dos registros de ECG local bidimensionales situados proximamente utilizando los registros en las figuras 11A-D. Las distancias entre las unidades de deteccion de ECG fueron por tanto 1,5 cm para las figuras 13A y 13C y 3,0 cm para las figuras 13B y 13D (ambas en la direccion X e Y). Hay un parecido cercano entre las dos unidades de deteccion de ECG en las figuras 13A-D, como se esperaba dado que la distancia entre las unidades fue justo 1,5 cm y 3,0 cm.
Algunas de las conclusiones de los registros en las figuras 11A-D - figuras 13A-D son:
1. Los registros de ECG ortogonal es locales pueden a menudo ser transformados en cualquier otra orientacion de la superficie de la piel con alta precision. Por lo tanto la slntesis de ECG estandar tendra una pequena ganancia de registros mas locales que las direcciones ortogonal es X e Y siempre que la distancia entre los electrodos sea pequena.
2. Incrementar la distancia entre los electrodos aumentara la amplitud de ECG local y por tanto generara senales de ECG estandar sintetizadas mas robustas.
3. Las unidades de deteccion de ECG deberlan ser, de forma preferente, distribuidas de forma uniforme alrededor del corazon/pecho para recopilar datos desvinculados y por tanto generar senales de ECG sintetizadas generadas mejor.
4. Las unidades de detention de ECG locales deberlan, de forma preferible, estan situadas en el torso debido al hecho de que las senales de ECG son medidas de forma diferencial localmente y por tanto la intensidad de las senales podrla ser muy baja en las extremidades.
5. Las senales de ECG estandar no pueden ser recuperadas mediante algun simple escalado de las senales de ECG locales. En su lugar, las senales de ECG locales bipolares deben ser transformadas matematicamente en derivaciones de ECG estandar (sintetizadas).
Si la distancia d es demasiado pequena, las senales de ECG bipolares podrlan ser enterradas en el ruido. Si se aumenta d las senales aumentaran y en la variante mas extrema los electrodos de medida se situaran como en el sistema EASI, ajustandose sobre todo el torso. Sin embargo, en el sistema EASI se utilizan cuatro medidas bipolares para sintetizar un sistema de 12 derivaciones. De acuerdo con la presente invention, el uso de medidas bipolares locales es divulgado para derivaciones de ECG estandar sintetizadas. La ventaja practica de medidas locales, comparadas con el sistema EASI y otros sistemas similares, es obvia ya que no se requieren cables en el cuerpo, tal y como se mostro en la figura 4. En el procedimiento desincronizacion del ECG desde el emplazamiento de un electrodo no estandar (tal como el sistema EASI y el sistema divulgado en el presente documento) los parametros son utilizados para transformar el ECG uniforme a derivaciones de ECG estandar. Sin embargo, la varianza en la impedancia del cuerpo entre diferentes personas es una fuente de error evidente. De acuerdo con la presente invencion, este problema se supera utilizando un procedimiento de calibracion inicial en donde las derivaciones de ECG estandar son registradas de forma sincronizada con las senales de ECG bipolares locales.
Los siguientes metodos son ejemplos de diferentes soluciones. Sin embargo la invencion no esta limitada a estos ejemplos.
Algunas derivaciones de ECG estandar son descritas anteriormente y algunas de las derivaciones estandar son calculadas combinando senales que se originan a partir de varias posiciones diferentes del cuerpo. Este calculo se ha hecho en unidades de registro de ECG normalmente mediante circuitos analogos. Sin embargo, todas las derivaciones de ECG estandar pueden ser calculadas despues siempre que sean cubiertas todas las posiciones anatomicas. Por ejemplo, un doctor quiere medir al menos derivaciones II, V1 y V6 con la invencion. Dos unidades 100 de deteccion de ECG son entonces situadas en el cuerpo, una en V1 y una en V6. Los electrodos 403 pasivos, conectados a la unidad 100 de deteccion de ECG, son despues situados en el brazo izquierdo, el brazo derecho, ilacion izquierda (LA, RA y LL). El sistema registra las senales de ECG y cuando se han calibrado los electrodos 403 pasivos junto con los cables 111 y 402 son retirados. El sistema entonces sintetizara con una alta precision todas las derivaciones estandar que son recuperadas normalmente desde la position anatomica que se acaba de mencionar, es decir, derivation I, II, III, aVR, aVL, aVF, V1 y V6. Desde estas derivaciones es posible sintetizar adicionalmente
5
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
60
65
otras derivaciones, pero con menos precision. De forma preferible, deberlan aplicarse unidades 100 de deteccion de ECG adicionales en la derivacion de ECG deseada adicional.
En el ejemplo anterior, la unidad 100 de deteccion de ECG situada en V1 registrars V1-LF con la ayuda de senales externas. La derivacion V1 deberla ser referenciada al terminal central (CT) de Wilson que es una combinacion lineal de LA, RA y LL. Por tanto es posible calcular la derivacion V1 correcta, (con el CT como referencia) simplemente mediante una combinacion lineal de las derivaciones I, II, III y del registro (V1-LL). Esto se entiende facilmente por una persona con un conocimiento basico en algebra lineal, es decir, un experto en la materia.
La base de calibracion inicial se describira con mas detalle con referencia las figuras 7B y 14-18.
La calibracion se inicia desde la unidad 200 receptora de ECG la cual envla senales de seleccion y pulsos de sincronizacion a traves de su modulo 201 de radio al modulo 124 de radio de cada unidad 100 de deteccion de ECG. Como consecuencia, electrodos 403 pasivos preseleccionados son conectados a cada unidad de deteccion de ECG en secuencias predeterminadas de manera que el modulo 121 de medida de cada unidad 100 de deteccion de ECG genera senales del tipo ilustrado en la figura 9. Tras una conversion A/D y un procesamiento de datos en la unidad 122 de procesamiento de datos, los datos bipolares locales para cada unidad 100 de deteccion de ECG y los datos de ECG estandar calculados son almacenados digitalmente en una memoria de almacenamiento en la unidad 122 de procesamiento de datos. Estos datos almacenados digitalmente que representan uno y el mismo ritmo cardiaco, son entonces comparados con el fin de determinar los parametros de una funcion de transferencia mediante la cual las derivaciones de ECG estandar pueden ser sintetizadas a partir de los datos de ECG bipolares locales.
Una vez que estos parametros han sido determinados, se termina la fase de calibracion y los electrodos 403 pasivos pueden ser separados del cuerpo del paciente y la conexion 111 de cables multiples puede ser desconectada de las unidades 100 de deteccion de ECG.
Durante la siguiente operacion del sistema, los datos bipolares locales que resultan de las senales bipolares detectadas por las unidades 100 de deteccion de ECG son utilizadas para sintetizar las derivaciones de ECG estandar, comunicandose de forma inalambrica las unidades 100 de deteccion de ECG y la unidad 200 receptora de ECG durante esta operacion. Por tanto, los cables son solamente utilizados durante la fase de calibracion inicial.
El efecto del sistema de acuerdo con la presente invencion es ilustrado en las figuras 17 y 18, la figura 17 que muestra seis derivaciones de ECG estandar obtenidas mediante un equipo de ECG disponible comercialmente y la figura 18 que muestra derivaciones de ECG sintetizadas basada solamente en senales de ECG bipolares obtenidas de acuerdo con la presente invencion de forma simultanea con las mismas.
La simple utilizacion de las derivaciones de ECG estandar de acuerdo con la presente invencion es realizada con dos diferencias importantes con respecto a los metodos mas comunes de sintetizacion de derivaciones de ECG. Una primera diferencia es que las derivaciones de ECG estandar son registradas en un procedimiento de calibracion inicial donde estas derivaciones de ECG estandar son utilizadas para recuperar una adaptacion individual optima de los parametros de transformacion. En segundo lugar, los electrodos multiples son organizados en grupos mejor adecuados para la totalidad de las soluciones inalambricas, cada grupo que registra senales de ECG bipolares localmente.
En el modo de realizacion preferido, tres unidades 100 de deteccion de ECG son situadas alrededor del corazon y dan un total de seis senales de ECG y 6-10 derivaciones de ECG estandar (en la fase de calibracion) dependiendo del emplazamiento de las unidades 100 de deteccion de ECG y de los electrodos 403 pasivos. Las seis senales de ECG bipolares son entonces transformadas de manera que derivaciones de ECG sintetizadas diferentes no se desvlan de las derivaciones de ECG estandar registradas. Matematicamente, esto se podrla apreciar ya que las seis senales de ECG bipolares son senales de entrada a una funcion de transferencia y las derivaciones de ECG estandar son senales de salida desde la misma funcion de transferencia. Dado que tanto las senales de entrada como las senales de salida son conocidas (en la fase de calibracion), los parametros de la funcion de transferencia se pueden calcular. Sin embargo, tiene que seleccionarse una funcion de transferencia adecuada de una manera apropiada. En el caso mas simple una matriz es multiplicada con las senales de entrada para calcular las senales de salida. Sin embargo, utilizando tres unidades 100 de deteccion de ECG no siempre sera suficiente para tener derivaciones de ECG sintetizadas de forma adecuada. Por lo tanto la informacion de fase es calculada para diferentes combinaciones de senales de ECG bipolares locales. El espacio de entrada fue extendido a 18 senales de entrada, por tanto anadiendo 12 senales que contienen informacion de fase. El algoritmo para recuperar la informacion de fase se puede apreciar en la siguiente formula (1) - (12). La variable referenciada como ut son los 12 canales anadidos con informacion de fase mientras que la variable d son las senales de ECG bipolares registradas inicialmente. Se ha de notar que todas las variables son vectores, por ejemplo, d[0] es el vector registrado para el canal 0 bipolar.
ut[6] =(d[0]*d[2]-d[1 ]*d[3])/sqrt(d[2]*d[2]+d[3]*d[3]+0,1); (1) ut[7] =(d[0]*d[3]+d[1]*d[2])/sqrt(d[2]*d[2]+d[3]*d[3]+0,1); (2)
5
10
15
20
25
30
35
40
45
ut[8] =(d[0]*d[2]-d[1]*d[3])/sqrt(d[0]*d[0]+d[1]*d[1]+0,1); (3)
ut[9] =(d[0]*d[3]+d[1]*d[2])/sqrt(d[0]*d[0]+d[1]*d[1]+0,1); (4)
ut[10] =(d[0]*d[4]-d[1]*d[5])/sqrt(d[4]*d[4]+d[5]*d[5]+0,1); (5)
ut[11] =(d[0]*d[5]+d[1]*d[4])/sqrt(d[4]*d[4]+d[5]*d[5]+0,1); (6)
ut[12] =(d[0]*d[4]-d[1]*d[5])/sqrt(d[0]*d[0]+d[1]*d[1]+0,1); (7)
ut[13] =(d[0]*d[5]+d[1]*d[4])/sqrt(d[0]*d[0]+d[1 ]*d[1 ]+0,1); (8)
ut[14 ]=(d[2]*d[4]-d[3]*d[5])/sqrt(d[4]*d[4]+d[5]*d[5]+0,1); (9)
ut[15] =(d[2]*d[5]+d[3]*d[4])/sqrt(d[4]*d[4]+d[5]*d[5]+0,1); (10)
ut[16] =(d[2]*d[4]-d[3]*d[5])/sqrt(d[2]*d[2]+d[3]*d[3]+0,1); (11)
ut[17] =(d[2]*d[5]+d[3]*d[4])/sqrt(d[2]*d[2]+d[3]*d[3]+0,1); (12)
La figura 16 muestra un flujo de datos de la sincronizacion en el receptor de ECG. La informacion de ECG viene del modulo 201 de radio desde cada unidad de deteccion de ECG. En la figura 16, se muestra la informacion de un paciente con N unidades 100 de deteccion de ECG. Cada unidad 100 de deteccion de ECG transmite datos de ECG bipolares e inicialmente tambien datos de ECG estandar. Los datos de ECG son filtrados por paso de banda digitalmente primero para eliminar influencia de la llnea base movil y del ruido de alta frecuencia. Las senales de ECG bipolares son denominadas X y las senales de ECG estandar son denominadas Y y son indexadas con un numero que representa el canal. De aqul en adelante la informacion de fase, denotada Ph, es recuperado utilizando senales X de ECG bipolares. La recuperacion de la informacion de fase es descrita mas arriba en la formula (1) - (12). Las senales X de ECG bipolares junto con la informacion Ph de fase son entonces agrupados en una “matriz de entrada” mientras que la “matriz de salida” es formada con las derivaciones Y de ECG estandar. El metodo de los mlnimos cuadrados es utilizado para recuperar los parametros KM de transformacion individuales para la funcion de transferencia. Estos parametros KM son solo recuperados en la fase de calibracion del sistema cuando estan presentes las derivaciones estandar. Cuando los cables han sido retirados, el ECG es sintetizado multiplicando la matriz de entrada con los parametros KM de transferencia. Los parametros KM de transformacion individual son en este ejemplo 18 elementos largos para cada derivacion estandar sintetizada.
La presente invention es descrita con referencia a modos de realization especlficos. Sin embargo, otros modos de realization distintos de los preferidos son del mismo modo posibles dentro del ambito de las reivindicaciones adjuntas.
Como un ejemplo, deberla notarse que podrlan utilizarse uno o mas electrodos de una unidad de deteccion de ECG como un electrodo pasivo para otra unidad de deteccion de ECG.
Ademas, el termino “comprende/que comprende” cuando se utiliza en esta memoria descriptiva no excluye otros elementos o etapas, los terminos “un/uno/una” no excluyen una pluralidad y un procesador unico u otras unidades pueden cumplir las funciones de varias de las unidades o circuitos relacionados en las reivindicaciones.

Claims (15)

  1. 5
    10
    15
    20
    25
    30
    35
    40
    45
    50
    55
    60
    REIVINDICACIONES
    1. Un sistema para generacion de al menos una derivacion de ECG estandar, que comprende:
    una pluralidad de electrodos (101-103; 301-305 403) para su aplicacion a un sujeto en puntos separados del mismo, en donde dicha pluralidad de electrodos esta agrupada en un primer (101, 403; 301, 403) y un segundo (101-103; 301-305) grupo;
    conexiones (111, 400, 401) que permiten una conexion y una desconexion flsica y electrica de electrodos de dicho primer grupo de electrodos unos con otros y unos desde otros;
    una estacion (200) de recepcion remota que tiene medios generadores para generar al menos una derivacion de ECG estandar a partir de senales detectadas por dicho primer grupo de dicha pluralidad de electrodos;
    una pluralidad de unidades (100; 300) de deteccion de ECG inalambricas cada una que comprende:
    un modulo (124) de radio para comunicacion con dicha estacion (200) de recepcion remota; y
    al menos tres electrodos dispuestos no linealmente y situados proximamente que pertenecen a dicho segundo grupo de dicha pluralidad de electrodos, en donde dichos tres electrodos dispuestos no linealmente situados proximamente estan dispuestos para detectar dos senales bipolares locales sustancialmente de forma simultanea con las senales detectadas por el primer grupo de dicha pluralidad de electrodos,
    en donde dicho sistema ademas comprende:
    medios para generar para cada pluralidad de unidades de deteccion de ECG inalambricas al menos dos senales de ECG no estandar a partir de senales bipolares, en donde dicho modulo de radio de cada una de dichas unidades de deteccion de ECG inalambricas esta dispuesto para transferir de forma inalambrica dichas dos senales bipolares y dichas al menos dos senales de ECG estandar a dicha estacion de recepcion remota;
    medios (202) procesadores en dicha estacion (200) de recepcion remota para el calculo de transformacion que sintetiza las derivaciones de ECG estandar generadas por medios generadores a partir de dichas al menos dos senales de ECG estandar;
    en donde dichos medios (202) procesadores estan dispuestos ademas para sintetizar dicha al menos una derivacion de ECG estandar a partir de dichas senales de ECG no estandar unicamente utilizando dicha transformacion tras una desconexion de los electrodos de dicho primer grupo de electrodos unos de otros;
    con lo que dicho sistema esta configurado para generarle forma inalambrica dicha al menos una derivacion de ECG estandar mediante dicha sintetizacion tras la desconexion de los electrodos de dicho primer grupo de electrodos unos de otros.
  2. 2. Un sistema para generacion de al menos una derivacion de ECG estandar de acuerdo con la reivindicacion 1, en donde los electrodos de cada una de la pluralidad de unidades de deteccion de ECG inalambricas estan dispuestos a lo largo de dos llneas ortogonales.
  3. 3. Un sistema para generacion de al menos una derivacion de ECG estandar de acuerdo con la reivindicacion 1 o 2, en donde dicho modulo (124) de radio de cada unidad de deteccion de ECG inalambrica esta dispuesto para ser activado mediante dicha estacion de recepcion remota.
  4. 4. Un sistema para generacion de al menos una derivacion de ECG estandar de acuerdo con las reivindicaciones 13, en donde cada una de dichas unidades (100; 300) de deteccion de ECG inalambricas ademas comprende un amplificador (121) diferencial para cada senal bipolar que constituye dichos medios para generar senales de ECG no estandar y un procesador (122) de datos conectado entre dichos amplificadores (121) diferenciales y dicho modulo (124) de radio y adaptados para el almacenamiento digital de las senales de ECG no estandar.
  5. 5. Un sistema para generacion de al menos un ECG estandar de acuerdo con la reivindicacion 4, en donde cada una de las unidades (100; 300) de deteccion de ECG inalambricas ademas comprende al menos un amplificador (121) diferencial adicional que tiene entradas conectables a electrodos separados de dicha pluralidad de electrodos y una salida conectada a dicho procesador (122) de datos.
  6. 6. Un sistema de generacion de al menos un ECG estandar de acuerdo con la reivindicacion 5, en donde dichas conexiones que permiten una conexion y una desconexion flsica y electrica de dichos electrodos de dicho primer grupo de electrodos comprenden cables (401) conectados a los electrodos en dicho primer grupo 101, 403; 301,
    5
    10
    15
    20
    25
    30
    35
    40
    45
    50
    55
    60
    65
    403) de dicha pluralidad de electrodos y medios (400) de conmutacion para seleccionar los electrodos que se van a conectar a dicho al menos un amplificador (121) diferencial adicional.
  7. 7. Un sistema de generation de al menos un ECG estandar de acuerdo con la reivindicacion 6, en donde dichas conexiones que permiten una conexion y una desconexion flsica y electrica de dichos electrodos de dicho primer grupo de electrodos tambien comprende cables (111) cada uno conectado a un electrodo (101-103; 301-305) en una unidad (100; 300) de detection de ECG inalambrica separada.
  8. 8. Un sistema para generacion de al menos una derivation de ECG estandar de acuerdo con la reivindicacion 6 o 7, en donde cada unidad (100) de deteccion de ECG inalambrica comprende medios (122) para controlar los medios de conmutacion.
  9. 9. Un sistema para generacion de al menos una derivacion de ECG estandar de acuerdo con la reivindicaciones 1-8, que comprende medios (202) en dicha estacion (200) de reception remota para sincronizar un flujo de datos desde la pluralidad de unidades (100, 300) de deteccion de ECG.
  10. 10. Un sistema para generacion de al menos una derivacion de ECG estandar de acuerdo con cualquiera de la reivindicaciones1-9, en donde dichas conexiones que permiten una conexion y una desconexion flsica y electrica de dichos electrodos de dicho primer grupo de electrodos comprenden una unidad (400) de conexion y para cada una de dichas unidades de deteccion de ECG inalambricas una conexion (111) de cables multiples que permite una conexion y una desconexion flsica y electrica de dicha unidad de deteccion de ECG inalambrica con la unidad (400) de conexion.
  11. 11. Un sistema para generacion de al menos una derivacion de ECG estandar de acuerdo con la reivindicaciones 110, en donde al menos uno de dichos al menos tres electrodos dispuestos linealmente situados proximamente de al menos dos de dicha pluralidad de unidades de deteccion de ECGs inalambricas pertenecen a dicho primer grupo de electrodos.
  12. 12. Un metodo para generar una derivacion de ECG estandar, que comprende las etapas de:
    aplicar una pluralidad de unidades (100; 300) de deteccion de ECG inalambricas a un sujeto en puntos separados del mismo, en donde cada unidad de deteccion de ECG inalambrica comprende: un modulo (124) de radio para comunicacion con una estacion (200) de recepcion remota; al menos tres electrodos dispuestos no linealmente y situados proximamente a un segundo grupo (101-103; 301-305) de electrodos;
    proporcionar conexiones que permiten una conexion y desconexion electrica de las unidades de deteccion de ECG inalambricas unas con y desde otras;
    conectar electricamente dicha pluralidad de unidades (100; 300) de deteccion de ECG inalambricas unas con otras de tal manera que se forme un primer grupo (101, 403; 301, 403) de electrodos que comprende al menos un electrodo de cada una de dicha pluralidad de unidades (100; 300) de deteccion de ECG inalambricas;
    generar mediante medios generadores una derivacion de ECG estandar utilizando senales detectadas por el primer grupo de electrodos;
    sustancialmente de forma simultanea como la generacion de dicha derivacion del at estandar, generar para cada modalidad de unidades de deteccion de ECG inalambricas al menos dos senales de ECG no estandar a partir de senales bipolares locales detectadas por electrodos que pertenecen a dicho segundo grupo de electrodos;
    calcular una transformation sintetizando a partir de dichas senales de ECG no estandar dicha derivacion de ECG estandar generada por dichos medios generadores;
    desconectar electricamente dicha pluralidad de unidades de deteccion de ECG inalambricas unas de otras siguiendo dicho calculo;
    transferir, al menos siguiendo dicha desconexion electricamente de dicha pluralidad de unidades de deteccion de ECG inalambricas unas de otras, desde dicho modulo de radio de dichas unidades de deteccion de ECG inalambricas, dichas senales bipolares locales y dichas senales de ECG no estandar de forma inalambrica a dicha estacion de recepcion remota; y
    posteriormente generar dicha derivacion de ECG estandar unicamente utilizando dicha transformacion calculada en dichas senales de ECG no estandar.
  13. 13. Un metodo de acuerdo con la reivindicacion 12, en donde dicha conexion electricamente de dicha pluralidad de unidades de deteccion de ECG inalambricas una con otra comprende utilizar cables.
  14. 14. Un metodo de acuerdo con la reivindicacion 12 o 13, en donde dichas senales de ECG no estandar son transferidas de forma inalambrica a dicha estacion de recepcion remota por medio de dicho modulo de radio.
  15. 15. Un metodo de acuerdo con la reivindicacion 12-14, en donde dicho calculo se basa en las representaciones 5 almacenadas digitalmente de dicha derivacion de ECG estandar y de dichas senales de ECG no estandar.
ES07709452.2T 2006-02-15 2007-02-02 Un sistema y un método para generación inalámbrica de derivaciones de ECG estándar Active ES2635168T3 (es)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
SE0600328 2006-02-15
SE0600328A SE529087C8 (sv) 2006-02-15 2006-02-15 System för trådlös generering av EKG-avledningar av standardtyp
PCT/SE2007/050059 WO2007094729A1 (en) 2006-02-15 2007-02-02 A system and a method for wireless generation of standard ecg leads and an ecg sensing unit therefor

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2635168T3 true ES2635168T3 (es) 2017-10-02

Family

ID=37951888

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES07709452.2T Active ES2635168T3 (es) 2006-02-15 2007-02-02 Un sistema y un método para generación inalámbrica de derivaciones de ECG estándar

Country Status (7)

Country Link
US (2) US8315695B2 (es)
EP (1) EP1983895B1 (es)
CN (1) CN101384214B (es)
CA (1) CA2642088C (es)
ES (1) ES2635168T3 (es)
SE (1) SE529087C8 (es)
WO (1) WO2007094729A1 (es)

Families Citing this family (61)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
SE529087C8 (sv) * 2006-02-15 2007-05-08 System för trådlös generering av EKG-avledningar av standardtyp
US9962098B2 (en) 2006-06-02 2018-05-08 Global Cardiac Monitors, Inc. Heart monitor electrode system
US9101264B2 (en) 2006-06-15 2015-08-11 Peerbridge Health, Inc. Wireless electrode arrangement and method for patient monitoring via electrocardiography
EP2144559A4 (en) 2007-05-07 2012-07-25 Cardiac Lead Technologies Llc ECG MONITOR AND CONNECTION
EP3922171A1 (en) 2007-09-14 2021-12-15 Medtronic Monitoring, Inc. Adherent cardiac monitor with advanced sensing capabilities
EP2262419B1 (en) 2008-03-10 2019-06-26 Koninklijke Philips N.V. Wireless outpatient ecg monitoring system
JP5767105B2 (ja) * 2008-06-18 2015-08-19 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 磁気共鳴イメージングのための心電計及びそのための電極パッチ
US20100042012A1 (en) * 2008-08-15 2010-02-18 Karim Alhussiny Diagnostic device for remote sensing and transmitting biophysiological signals
US20150201858A1 (en) * 2008-08-15 2015-07-23 Global Cardiac Monitors, Inc. Diagnostic device for remote sensing and transmitting biophysiological signals
WO2011115579A1 (en) * 2010-03-17 2011-09-22 Web Biotechnology Pte Ltd Electrocardiographic monitoring system
JP5559425B2 (ja) 2010-05-12 2014-07-23 イリズム・テクノロジーズ・インコーポレイテッド 長期粘着用の装置機構及び構成要素
WO2011146708A2 (en) 2010-05-21 2011-11-24 Medicomp, Inc. Retractable multi-use cardiac monitor
US9585584B2 (en) 2010-05-21 2017-03-07 Medicomp, Inc. Physiological signal monitor with retractable wires
US8509882B2 (en) 2010-06-08 2013-08-13 Alivecor, Inc. Heart monitoring system usable with a smartphone or computer
US9351654B2 (en) 2010-06-08 2016-05-31 Alivecor, Inc. Two electrode apparatus and methods for twelve lead ECG
US20160022161A1 (en) * 2010-12-28 2016-01-28 Mohammad Khair Leadless wireless ecg measurement system and method for measuring of bio-potential electrical activity of the heart
US8838218B2 (en) * 2010-12-28 2014-09-16 Mohammad Khair Leadless wireless ECG measurement system for measuring of bio-potential electrical activity of the heart
CN102274017A (zh) * 2011-05-20 2011-12-14 吉林大学 基于纯银纳米纤维膜的无线动态心电监测装置及监测方法
KR101375443B1 (ko) * 2011-07-26 2014-03-17 케어 모하메드 리드가 없는 무선 심전도 측정 시스템과 심장의 생체 활동 전위 측정 방법
WO2014074913A1 (en) 2012-11-08 2014-05-15 Alivecor, Inc. Electrocardiogram signal detection
EP3753483A1 (en) 2013-01-24 2020-12-23 Irhythm Technologies, Inc. Physiological monitoring device
EP2967393A4 (en) * 2013-03-15 2016-12-07 Peerbridge Health Inc SYSTEM AND METHOD FOR MONITORING AND DIAGNOSING DISEASE IN A PATIENT AFTER TRANSMITTING DATA ISSUED BY A WIRELESS SENSOR
WO2014145927A1 (en) 2013-03-15 2014-09-18 Alivecor, Inc. Systems and methods for processing and analyzing medical data
WO2014172451A1 (en) * 2013-04-16 2014-10-23 Alivecor, Inc. Two electrode apparatus and methods for twelve lead ecg
US9247911B2 (en) 2013-07-10 2016-02-02 Alivecor, Inc. Devices and methods for real-time denoising of electrocardiograms
WO2015009980A1 (en) * 2013-07-18 2015-01-22 Tesseract Sensors, LLC Medical data acquisition systems and methods for monitoring and diagnosis
US10806360B2 (en) 2013-09-25 2020-10-20 Bardy Diagnostics, Inc. Extended wear ambulatory electrocardiography and physiological sensor monitor
US9420956B2 (en) 2013-12-12 2016-08-23 Alivecor, Inc. Methods and systems for arrhythmia tracking and scoring
CN114469106A (zh) * 2014-07-30 2022-05-13 生命信号公司 Ecg贴片及其使用方法
JP2018504148A (ja) 2014-10-31 2018-02-15 アイリズム・テクノロジーズ・インコーポレイテッドｉＲｈｙｔｈｍ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ，Ｉｎｃ． 無線式生体モニタリングデバイス及びシステム
JP2016087174A (ja) * 2014-11-06 2016-05-23 株式会社東芝 電子機器
JP2016087176A (ja) * 2014-11-06 2016-05-23 株式会社東芝 電子機器
TWI637723B (zh) * 2014-12-09 2018-10-11 國立交通大學 利用三個導程之差動電壓產生十二導程心電圖信號之方法與系統
JP6498325B2 (ja) 2015-05-13 2019-04-10 アライヴコア・インコーポレーテッド 不一致モニタリング
CN106388808B (zh) * 2015-06-26 2021-05-25 席剑 一种新型多通道心电图采集方案
WO2017039518A1 (en) * 2015-08-31 2017-03-09 Apaturambs Ab Ecg electrode patch device and method for electrocardiography
US10660536B2 (en) 2015-09-15 2020-05-26 Huami Inc. Wearable biometric measurement device
US10905329B2 (en) * 2016-06-09 2021-02-02 Biosense Webster (Israel) Ltd. Multi-function conducting elements for a catheter
CN106175751A (zh) * 2016-07-29 2016-12-07 上海市共进通信技术有限公司 一种编织型可穿戴式心电采集设备的电极传感器分布方法
WO2018020454A1 (en) * 2016-07-29 2018-02-01 Shingrani Rahul Method and system for cardiac health monitoring
CA3036792A1 (en) * 2016-11-01 2018-05-11 Anthony Balda Patch stack-up
US11116401B2 (en) 2016-11-11 2021-09-14 3M Innovative Properties Company Systems and methods for wireless physiology monitoring
US10314507B2 (en) * 2016-11-14 2019-06-11 Biosense Webster (Israel) Ltd. ASIC with switching noise reduction
USD821588S1 (en) 2017-01-26 2018-06-26 Michael J. Vosch Electrode patch array
USD821587S1 (en) 2017-01-26 2018-06-26 Michael J. Vosch Electrode patch array
CN111818846B (zh) * 2018-02-21 2023-04-04 株式会社心电技术研究所 心电系统、心电检测电极以及心电检测方法
US20190269344A1 (en) 2018-03-05 2019-09-05 Rakesh Shah Mobile Electrocardiogram System
JP7186395B2 (ja) * 2019-01-25 2022-12-09 国立大学法人滋賀医科大学 記録装置、記録方法およびプログラム
WO2020255141A2 (en) * 2019-06-20 2020-12-24 Omnysense Ltd A method for increasing cannabis yield via gene editing
US20240197229A1 (en) * 2019-06-27 2024-06-20 Vladimir Kranz Packet ECG for Heart Attack Diagnostics
CN110495873B (zh) * 2019-09-17 2021-01-22 联想(北京)有限公司 心电检测装置
US11246524B2 (en) 2020-02-12 2022-02-15 Irhythm Technologies, Inc. Non-invasive cardiac monitor and methods of using recorded cardiac data to infer a physiological characteristic of a patient
CN113317795B (zh) * 2020-02-29 2022-11-22 华为技术有限公司 信号测量方法及装置
KR20230047456A (ko) 2020-08-06 2023-04-07 아이리듬 테크놀로지스, 아이엔씨 생리학적 모니터링 장치를 위한 전기 부품
EP4192334A1 (en) 2020-08-06 2023-06-14 Irhythm Technologies, Inc. Adhesive physiological monitoring device
US11642065B2 (en) 2021-01-11 2023-05-09 Bardy Diagnostics, Inc. System for induction-based subcutaneous insertable physiological monitor recharging
CN113057646B (zh) * 2021-03-23 2022-04-22 天津工业大学 一种心电映射方法及系统
CN114469125B (zh) * 2022-02-17 2024-04-05 浙江荣泰健康电器有限公司 心电校准系统、方法、设备及存储介质
WO2023230310A1 (en) * 2022-05-26 2023-11-30 Mary Hitchcock Memorial Hospital, For Itself And On Behalf Of Dartmouth-Hitchcock Clinic System and method for real-time image registration during radiotherapy using deep learning
CN115956919B (zh) * 2022-12-07 2023-11-17 上海类比半导体技术有限公司 偏移自校准电路、方法、芯片及系统
EP4388979A1 (en) 2022-12-20 2024-06-26 Novosense AB Aggregate comprising a vital sign monitoring sensor body

Family Cites Families (29)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3943918A (en) * 1971-12-02 1976-03-16 Tel-Pac, Inc. Disposable physiological telemetric device
US4243044A (en) * 1978-09-07 1981-01-06 Hewlett-Packard Company Coupling circuit with driven guard
US4850370A (en) * 1987-07-22 1989-07-25 Dower Gordon E Method and apparatus for sensing and analyzing electrical activity of the human heart
GB8819477D0 (en) * 1988-08-16 1988-09-21 Wellcome Found Medicaments
US5168874A (en) * 1989-02-15 1992-12-08 Jacob Segalowitz Wireless electrode structure for use in patient monitoring system
US5307818A (en) * 1989-02-15 1994-05-03 Jacob Segalowitz Wireless electrocardiographic and monitoring system and wireless electrode assemblies for same
US5058598A (en) * 1990-08-03 1991-10-22 Nicklas John M Method and apparatus for synthesizing leads of an electrocardiogram
DE69305156T2 (de) * 1993-03-20 1997-02-13 Hewlett Packard Gmbh Empfänger für Differenzsignale
DE4329898A1 (de) * 1993-09-04 1995-04-06 Marcus Dr Besson Kabelloses medizinisches Diagnose- und Überwachungsgerät
US5944659A (en) * 1995-11-13 1999-08-31 Vitalcom Inc. Architecture for TDMA medical telemetry system
US6026321A (en) * 1997-04-02 2000-02-15 Suzuki Motor Corporation Apparatus and system for measuring electrical potential variations in human body
US6132371A (en) * 1998-05-20 2000-10-17 Hewlett-Packard Company Leadless monitoring of physiological conditions
US6398727B1 (en) * 1998-12-23 2002-06-04 Baxter International Inc. Method and apparatus for providing patient care
US6494829B1 (en) * 1999-04-15 2002-12-17 Nexan Limited Physiological sensor array
US6416471B1 (en) * 1999-04-15 2002-07-09 Nexan Limited Portable remote patient telemonitoring system
US6804550B1 (en) * 1999-09-29 2004-10-12 Draeger Medical Systems, Inc. Method and apparatus for frank lead reconstruction from derived chest leads
AU4599801A (en) * 2000-03-22 2001-10-03 Bosko Bojovic Method and system for ecg recording via telephone
EP1296591B1 (en) * 2000-04-17 2018-11-14 Adidas AG Systems for ambulatory monitoring of physiological signs
US6496705B1 (en) * 2000-04-18 2002-12-17 Motorola Inc. Programmable wireless electrode system for medical monitoring
US6441747B1 (en) * 2000-04-18 2002-08-27 Motorola, Inc. Wireless system protocol for telemetry monitoring
US6611705B2 (en) * 2000-07-18 2003-08-26 Motorola, Inc. Wireless electrocardiograph system and method
US20020045836A1 (en) * 2000-10-16 2002-04-18 Dima Alkawwas Operation of wireless biopotential monitoring system
US6567680B2 (en) * 2001-02-02 2003-05-20 Medical Data Electronics Disposable electro-cardiogram transmitter device and electrode node placement facilitator
US6526310B1 (en) * 2001-03-02 2003-02-25 Ge Medical Systems Information Technologies, Inc. Patient transceiver system which uses conductors within leads of leadset to provide phased antenna array
US6453186B1 (en) * 2001-04-13 2002-09-17 Ge Medical Systems Information Technologies, Inc. Electrocardiogram electrode patch
US6901285B2 (en) * 2002-05-17 2005-05-31 David M. Schreck System and method for synthesizing leads of an electrocardiogram
GB0317947D0 (en) * 2003-07-31 2003-09-03 Mar Reynolds Medical Del Ltd Reduced electrode electrocardiography system
US20050043640A1 (en) * 2003-08-21 2005-02-24 Chang Alexander C. Remote electrocardiogram for early detection of coronary heart disease
SE529087C8 (sv) * 2006-02-15 2007-05-08 System för trådlös generering av EKG-avledningar av standardtyp

Also Published As

Publication number Publication date
SE529087C2 (sv) 2007-04-24
WO2007094729A1 (en) 2007-08-23
EP1983895B1 (en) 2017-04-19
US20100234746A1 (en) 2010-09-16
US9364150B2 (en) 2016-06-14
US20130102871A1 (en) 2013-04-25
SE529087C8 (sv) 2007-05-08
US8315695B2 (en) 2012-11-20
CA2642088C (en) 2017-04-04
CN101384214B (zh) 2011-05-11
CA2642088A1 (en) 2007-08-23
EP1983895A4 (en) 2015-04-29
SE0600328L (sv) 2007-04-24
EP1983895A1 (en) 2008-10-29
CN101384214A (zh) 2009-03-11

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2635168T3 (es) Un sistema y un método para generación inalámbrica de derivaciones de ECG estándar
US11653867B2 (en) Contactless electric cardiogram system
EP1659936B8 (en) Apparatus and method for cordless recording and telecommunication transmission of three special ecg leads and their processing
US20110105928A1 (en) ECG Reconstruction For Atrial Activity Monitoring And Detection
JPH07508903A (ja) 無線心電図検査システムおよび無線電極アセンブリ
US20110028821A1 (en) Electrocardiographic Monitoring System and Method Using Orthogonal Electrode Pattern
WO2015196298A1 (en) A multi-parameter sensor system for measuring physiological signals
US11872044B2 (en) Electrocardiograph system, electrocardiographic measurement electrode, and electrocardiographic measurement method
CN109998520B (zh) 降低与感测的ecg信号相关联的噪声水平
KR20080084879A (ko) 무선통신을 이용한 생체신호 측정장치
EP4008248A1 (en) A system and method for electrical impedance tomography of an object, and an impedance measurement unit