ES2712649T3 - Método para procesar valores medidos de un dispositivo de mediación de diagnóstico - Google Patents

Abstract

Método para procesar valores medidos de un dispositivo de medición de diagnóstico, en el que el dispositivo de medición genera una serie de valores medidos que pueden representarse como vectores n-dimensionales, asumiendo n un valor de al menos 2, llevándose el método a cabo mediante un componente del dispositivo de medición que comprende una programación y sirve para calibrar el dispositivo de medición, y en el método se define un área de búsqueda para un segmento de reposo contenido en esta área de búsqueda, en donde el segmento de reposo y un vector medio que se encuentra en este segmento de reposo se determinan a partir de las lecturas obtenidas en el área de búsqueda, y en donde este vector medio se determina como un vector de referencia para calibrar el dispositivo de medición, caracterizado porque el vector de referencia para la calibración se determina mediante un método numérico que con una cantidad de momentos seleccionados en el tiempo realiza al menos los siguientes cuatro pasos en el área de búsqueda: a) calcular el vector medio en un segmento de tiempo delta en cada momento seleccionado en el área de búsqueda; b) cálculo de una desviación media de todos los vectores del vector medio en el segmento de tiempo delta; c) identificación del segmento de reposo como segmento de tiempo delta con la desviación media más pequeña de todos los vectores del vector medio; d) Identificación del vector de referencia como vector medio en el segmento de tiempo delta identificado como segmento de reposo.

Description

DESCRIPCION

Metodo para procesar valores medidos de un dispositivo de medicion de diagnostico.

La invention se refiere a un metodo para procesar valores medidos de un dispositivo de medicion de diagnostico para senales biologicas, que puede mostrarse como vectores ndimensionales. En el diagnostico medico, tales dispositivos de medicion son conocidos, por ejemplo, en electroencefalograma o en todos los campos de la cardiografla y vectorcardiografla y cardiogoniometrla.

Tales dispositivos de medicion y su valor de diagnostico se basan, por ejemplo, en la medicion de la actividad electrica de un organo, siendo esta actividad diferente en el estado saludable y enfermo. En el caso del corazon, la cardiografla se basa en un campo electrico generado por las corrientes de membrana de las celulas musculares del corazon. El vector (suma) de este campo electrico generado por el corazon cambia en su magnitud y orientation espacial a lo largo del tiempo. El ciclo cardlaco, es decir, la secuencia electrica de cada latido del corazon, se puede dividir en diferentes secciones. En el electrocardiograma clasico, la onda P corresponde a la excitation auricular, la onda R a la despolarizacion ventricular y la onda T a la repolarizacion ventricular.

En la cardiogoniometrla descrita en el documento EP 0086429, utilizando cuatro electrodos toracicos cerca del corazon, las corrientes cardlacas se registran en cuatro proyecciones mutuamente ortogonales para medir el tamano de los potenciales y su ubicacion en el espacio. El documento EP 1048000 muestra un desarrollo adicional de esta ciencia, que conduce a un analisis de calculo asistido por ordenador para mejorar la representation e interpretation de los resultados de la medicion.

Por ejemplo, en la representacion espacial de cardiografla vectorial o cardiogoniometrla, las ondas P, R y T mencionadas anteriormente se representan como bucles vectoriales P, R y T. Estos representan el camino que la punta del vector del campo electrico producido por el corazon experimenta durante el tiempo de un latido cardlaco. El vector de suma del campo electrico generado por el corazon se ejecuta temporalmente en tres bucles en el espacio 3D. El origen del vector de suma se puede considerar como el origen de un sistema de coordenadas para ese espacio. Este punto cero debe definirse, ya que los diferentes valores medidos resultan en funcion de la election del punto cero.

El punto cero debe, por un lado, corresponder a un valor cero justificado fisiologicamente y, por otro lado, puede determinarse de manera confiable a pesar de la variabilidad de la actividad miocardica debida a las diferencias individuales, el estado de estres, el estado de salud, etc. En consecuencia, es diflcil en un sistema fisiologico de este tipo, encontrar un punto cero confiable como punto de referencia para la calibration del dispositivo de medicion.

El documento WO 99/36860 describe un metodo para vectorizar cantidades electricas del corazon y una interfaz electrica para procesar dichas cantidades. En este caso, se determinan los puntos de inicio y final de una trayectoria de senal en el espacio, en particular un punto cero, que se define como el comienzo de la despolarizacion, y el "punto J" entre la despolarizacion y la repolarizacion del corazon. Esto se hace determinando las cantidades de valores de voltaje espacial ortogonalizados y diferenciando el curso del tiempo del resultado. Como resultado, se determina la situation temporal de las ubicaciones mlnimas en la trayectoria de senal de la cantidad. Ciertas posiciones mlnimas determinadas de esta manera pueden p. ej. utilizarse para activar los desfibriladores.

"Analysis Of Transient ST Segment Changes During Ambulatory Monitoring", Jager, F.; Mark, R.G. ; Moody, G.B; Proc. Computers in Cardiology Meeting, del 23 de septiembre de 1991, pags. 453-456, describe el analisis de un ECG utilizando mediciones que se promedian por primera vez en mas de 16 latidos del corazon, sin considerar ciertos latidos. Posteriormente, el punto cero isoelectrico se determina individualmente para cada electrodo de un sistema de dos canales, es decir, sin que tenga lugar un analisis basado en vectores.

El documento US 2009/0088655 A1 trata, entre otras cosas, de la determination de un valor de referencia en forma de un vector medio ("nivel isoelectrico medio"). Esto sucede individualmente para cada canal individual de una senal de ECG. En este caso: para cada canal, una distribution de frecuencia de los valores medidos se aproxima mediante una funcion de distribucion y el valor en el que se encuentra el maximo de la funcion de distribucion se selecciona como el valor de referencia para este canal.

El documento US 4.587.976 describe la determinacion del principio y el final de un complejo QRS. Esto se hace en base a la proyeccion del vectorcardiograma en diferentes niveles. Se calcula una velocidad espacial (mediante la resta de los vectores de voltaje), para la cual se calculan una velocidad promedio y una banda de velocidad para varios bucles QRS espaciales, y un analisis posterior se ocupa de la determinacion de un punto de inicio y un punto final del complejo QRS.

El documento WO 03/057031 muestra diferentes parametrizaciones del vector espacial de los potenciales cardlacos, por ejemplo, mediante la velocidad espacial del pico vectorial, los puntos de velocidad espacial minima y maxima, los valores maximos y medios de la velocidad en el bucle T o R, el punto J, etc. Para comparacion, se puede suavizar, ortogonalizar y normalizar el perfil del pico del vector. En la normalization, por ej. normaliza cada bucle (P, R, T) con su potencial maximo respectivo para que los tres tengan el mismo potencial maximo.

El documento WO 2006/011144 A2 describe un sistema de medicion de ECG con electrodos en lugares no comunes del cuerpo. Sus senales de medicion se convierten en senales que corresponden a las posiciones habituales de los electrodos. En cada caso, se calcula un vector promedio para un solo perlodo del latido del corazon. Esto se realiza tanto para el sistema de medicion como para los electrodos estandar, segun el cual se determina una transformation de compensation a partir de varias mediciones de los dos vectores medios, lo que permite la conversion de las mediciones del nuevo sistema de medicion en valores correspondientes a los electrodos estandar. Los valores de referencia o valores cero para los potenciales electricos se determinan como valores instantaneos mediante la sustraccion de las senales electricas en el triangulo Einthoven y se usan para calcular los vectores de voltaje de los electrodos (conductores aumentados) con respecto al valor cero, nuevamente como valores instantaneos.

El documento US 5.749.367 describe el analisis y la comparacion de senales de ECG utilizando "Kohonen Feature Maps" en una red neuronal. Las caracterlsticas de una senal de ECG escalar se extraen para formar un vector de caracterlsticas en un espacio de caracterlsticas. El analisis se refiere a la formation de agrupaciones y la clasificacion de dichos vectores.

El documento EP 1 108 390 A2 muestra un dispositivo para analizar senales individuales o caracterlsticas de una senal cardlaca. En este caso, cuando se detecta un evento como una extraslstole, se compara un valor relacionado con el tiempo en el evento con un valor medio determinado previamente. Esto puede ser usado para juzgar el evento. Se supone que la referencia temporal es la despolarizacion o la senal cero posterior. Solo se considera una medida escalar de un solo sensor.

El documento US 2004/0111021 describe un metodo para determinar un evento isquemico debido al curso de senales cardiograficas de vectores. Las senales en los rangos QRS, ST y T se evaluan utilizando metodos especiales y los resultados se comparan con los valores de referenda. La evaluation incluye un analisis y representation de las formas de onda 3D de las senales, en particular la determination de una diferencia vectorial con respecto a las senales (correspondientes a un estado no isquemico), la determinacion de la position temporal del punto J y otros puntos caracterlsticos. En el area ST, se puede detectar un desplazamiento, i.e. que la senal no vuelve al punto cero. Esto se considera un indicador de un evento isquemico. El desplazamiento tambien puede ser visible en las regiones QRS y T, y por lo tanto puede determinarse a partir de una diferencia vectorial para mediciones en estado saludable. Preferiblemente, el desplazamiento se mide inmediatamente despues del final del intervalo QRS. La determinacion de los tiempos caracterlsticos en la forma de onda se realiza sobre la base de la magnitud del vector de voltaje.

El documento WO 99/36860 describe un metodo para vectorizar cantidades electricas del corazon y una interfaz electrica para procesar dichas cantidades. En este caso, se determinan los puntos de inicio y final de un curso de senal espacial, en particular un punto cero, que se define como el comienzo de la despolarizacion, y el "punto J" entre la despolarizacion y la repolarizacion del corazon. Esto se hace determinando las cantidades de valores de voltaje espacial ortogonalizados y diferenciando el curso del tiempo del resultado. Como resultado, se determina la sincronizacion de las ubicaciones mlnimas en la forma de onda de la cantidad. Ciertas posiciones mlnimas determinadas de esta manera pueden, por ejemplo, utilizarse para activar los desfibriladores.

Por lo tanto, el objeto de la invention es proporcionar un metodo para calibrar un dispositivo de medicion de diagnostico para mostrar senales biologicas, en particular potenciales biologicos, como vectores n-dimensionales, que supere esta dificultad para encontrar una definition de punto cero confiable y biologicamente significativa. Este objeto se logra mediante un metodo tal como se define en la reivindicacion independiente. Las reivindicaciones dependientes definen realizaciones ventajosas de la invencion SMRDEL A ET AL: "Advanced detection of ST segment episodes jn 24-hour ambulatory ECG data by automated tracking of transient ST segment reference level", [COMPUTERS IN CARDIOLOGY], NUEVA YORK, NY: IEEE , EE. UU., VOL. 29, 22 de septiembre de 2002, paginas 325-328, que muestra: En cada senal de un ECG multicanal, se realiza una busqueda de un segmento plano individualmente y, a partir de esto se determina individualmente el punto de referencia isoelectrico para esta senal. Se selecciona uno de estos puntos de referencia y determina el tiempo para un punto de referencia final para todas las demas senales.

SMRDEL A ET AL: "An algorithm to estimate the ST segment level in 24hour ambulatory ECG records", COMPUTERS IN CARDIOLOGY, 2008, IEEE, PISCATAWAY, NJ, EE. UU., 14 de septiembre de 2008, paginas 701-704, XP031406651, muestra, en lo que se refiere a la determinacion de un punto cero isoelectrico, esencialmente el mismo procedimiento que el documento mencionado anteriormente.

Por lo tanto, el objetivo de la invencion es proporcionar un metodo para procesar valores de medicion de un dispositivo de medicion de diagnostico para mostrar senales biologicas, en particular potenciales biologicos, como vectores n-dimensionales, el cual supere esta dificultad de encontrar una definicion de punto cero confiable y biologicamente significativa. Este objeto se logra mediante un metodo tal como se define en la revindication independiente. Las reivindicaciones dependientes definen realizaciones ventajosas de la invencion. El metodo de acuerdo con la invencion para procesar valores medidos de un dispositivo de medicion de diagnostico se refiere a dispositivos de medicion que generan una serie de valores medidos que pueden representarse como vectores n-dimensionales. N toma un valor de al menos 2. Se define un area de busqueda para un segmento de reposo contenido en esta area de busqueda. El area de busqueda se define como aquel area que es escaneada buscando un segmento de reposo. El segmento de reposo es una seccion en la que el vector cambia poco. Este segmento de reposo y un vector medio que se encuentra en este segmento de reposo se determinan a partir de los valores medidos obtenidos en el area de busqueda. El vector medio en el segmento de reposo se establece como un vector de referencia para la calibration del dispositivo de medicion.

En esta memoria de patente, el termino dispositivos de medicion de diagnostico no solo incluye dispositivos de medicion para diagnostico, sino dispositivos de medicion en todas las areas de la medicina humana y veterinaria, en particular tambien dispositivos de medicion, que se utilizan en aplicaciones terapeuticas y quirurgicas.

En una realization, el area de busqueda corresponde a un promedio de una pluralidad de secuencias de valores medidos periodicamente recurrentes.

Es una idea basica de la invention definir el vector de punto cero o punto de referencia (vector de referencia) para la calibracion del dispositivo de medicion como un vector medio, que preferiblemente se encuentra en el centro de un segmento de tiempo, llamado segmento de reposo, variando mlnimamente la cantidad del vector. Dicho segmento de reposo puede estar en una fase de reposo por causas biologicas, como por ejemplo en una fase de reposo de un ciclo fisiologico repetitivo, como es el caso del latido del corazon descrito anteriormente. Sin embargo, el segmento de reposo tambien puede corresponder a una fase de reposo emplricamente puramente comprobable de la senal, sin que necesariamente se conozcan relaciones causales para esta fase de reposo. En el caso de una determination emplrica de la fase de reposo, se determina un area temporal de busqueda para el segmento de reposo, que contiene una fase de reposo emplricamente comprobable y / o con base fisiologica en la salida de la senal. Sin embargo, tambien es posible un barrido por todo el perlodo de la medicion buscando un segmento de reposo.

Como medida del cambio en la senal sirve por ejemplo el cambio de valor medido por tiempo. En general, se obtiene una medida de cuanto difieren los valores medidos de un valor medio en un segmento de tiempo de comparacion. Como medida tal entran en consideration por ejemplo, la media aritmetica de las cantidades de desviaciones, pero tambien la varianza o la desviacion estandar u otras dimensiones matematicamente significativas para la desviacion media. En el texto a continuation, se usara generalmente el termino cambio de valor medido para cada medida significativa de desviacion media de un valor de medio.

En la determinacion emplrica de la fase de reposo, el cambio en los valores medidos en un segmento de tiempo delta puede compararse con el cambio en los valores medidos en otros segmentos de tiempo, y el segmento de tiempo con un cambio mlnimo en el valor medido puede identificarse como segmento de reposo. Los segmentos de tiempo delta se pueden seleccionar como "ventanas moviles" o como segmentos de tiempo delta superpuestos o singulares alrededor de tiempos de medicion seleccionados en el transcurso del tiempo de medicion. Dependiendo de la aplicacion, se pueden establecer diferentes condiciones para el cambio de los valores medidos dentro de un segmento de tiempo delta para cumplir el criterio “segmento de reposo". Tales criterios son, por ejemplo, que la desviacion media (media aritmetica de los resultados de las desviaciones, desviacion estandar, varianza, etc.) de la media en el segmento de tiempo de comparacion de los valores medidos en el segmento de reposo sea de un tercio, preferiblemente la mitad, y mas preferiblemente al menos en una magnitud menor que la desviacion promedio en segmentos de tiempo de comparacion fuera de la fase de reposo.

Por supuesto, un experto en la materia definira de manera significativa los segmentos de tiempo de comparacion o las ventanas moviles de tal manera que correspondan aproximadamente al tamano de la fase de reposo esperada para no promediar entre si fases activas y no activas. Normalmente, la duration de los segmentos de tiempo de comparacion se elige de tal modo que estos sean un multiplo de los perlodos de fluctuation caracterlstica de la senal, pero a lo sumo una pequena fraccion (por ejemplo, como maximo 1/10 o como maximo 1/20) de un ciclo completo. Para senales ca^acas, los segmentos de tiempo de comparacion, por ejemplo, tienen preferiblemente una longitud de entre 5 ms y 100 ms, preferiblemente entre 10 ms y 50 ms, mas preferiblemente entre 15 ms y 30 ms, por ejemplo, 20 ms. En el caso general (es decir, no solo en relacion con las senales cardiacas), los periodos de fluctuation caracteristica de la senal pueden determinarse, por ejemplo, mediante transformation de Fourier (el periodo buscado corresponde al inverso de la frecuencia en la que el espectro de Fourier esta en su maximo), a menudo pudiendo el ojo del experto puede establecer mejor los segmentos de tiempo de comparacion que un algoritmo matematico.

Por lo tanto, el area de busqueda puede abarcar todo el periodo de medicion, es decir por ejemplo, valores medidos sobre al menos un ciclo de senal completo o incluso solamente una parte del periodo de medicion. Tambien es posible llevar a cabo este procedimiento para encontrar un segmento de reposo primero sobre segmentos de tiempo mayores y repetirlo dentro de un segmento de reposo identificado, lo que conduce a un refinamiento creciente del metodo para identificar el punto de reposo.

De acuerdo con una realization preferida, un segmento de reposo puede identificarse en cualquier area de busqueda en la que este presente una fase de reposo. Esto se aplica tanto cuando el area de busqueda incluye todo el periodo de medicion como cuando solo cubre parte del periodo de medicion.

De acuerdo con una realizacion preferida adicional, el area de busqueda para un segmento de reposo no abarcara todo el curso de tiempo de la medicion, sino que se limita a un periodo de tiempo biologicamente significativo dentro del curso de tiempo completo de la medicion. Un area de busqueda con base biologica se puede determinar, por ejemplo, a partir de datos empmcos que indiquen fases de reposo fisiologicas y / o del conocimiento sobre el transcurso del proceso fisiologico que se investigara, en particular mediante sus fases de actividad fisiologica minima o nula. Tal restriction del area de busqueda senala el segmento de reposo con cambio mmimo en el valor medido de la senal y el vector medio en el centro de este segmento de reposo como una fase de reposo fisiologico.

Una gran ventaja de este metodo para procesar valores medidos de un dispositivo de medicion es que se puede utilizar para todos los registros de senales biologicas que pueden representarse como vectores n-dimensionales, por ejemplo, como vectores bidimensionales o tridimensionales o como n-tuplas multicanales, que representan un valor medido en un momento espedfico. Como ejemplo de una aplicacion multicanal se menciona aqu el conocido ECG de 12 canales. En la cardiograria vectorial, el vector suma del campo electrico generado por el musculo cardiaco se representa como un vector tridimensional.

El metodo para calibrar un dispositivo de medicion se describe a continuation en detalle utilizando el ejemplo de cardiografia y, en particular, la cardiograria vectorial, esto no significa que la invention este limitada a aplicaciones cardiograficas.

Un punto cero establecido fisiologicamente, que por lo tanto es adecuado como punto de referencia para la calibration de un dispositivo de medicion de la actividad cardiaca electrica, se ubica en el lugar con el potencial electrico mas bajo posible, despues de que toda excitation haya desaparecido y no haya comenzado ninguna nueva. El punto cero que cumple esta condition como punto de referencia para la calibracion se define correspondientemente como el punto cero isoelectrico. Si este punto cero coincidiera con el punto cero isoelectrico, la medicion del vector del campo electrico generado por el corazon en una fase de reposo teoricamente arrojaria un potencial de 0 voltios en todos las derivaciones. Sin embargo, los potenciales medidos de las derivaciones se distorsionan por las perturbaciones del sistema de medicion, como se menciono anteriormente, de manera que incluso en un instante de medicion en el que esta presente un potencial completamente isoelectrico, nunca se mide exactamente 0 voltios en todas las derivaciones. Con la ayuda del metodo de acuerdo con la invention, el punto cero puede determinarse como el punto de referencia para la calibration de tal modo que se corresponda lo mejor posible con el punto cero isoelectrico, es decir, que un potencial de 0 V en los datos medidos siempre se muestre en su mejor aproximacion, si realmente habla existido en el cuerpo un potencial de reposo.

En el transcurso del ciclo cardlaco, el vector del campo electrico generado por el corazon en varias fases cortas de reposo se acerca al cero isoelectrico definido teoricamente, especialmente en las fases posteriores a la excitation auricular (onda P) y antes de la despolarizacion ventricular (onda R). ) justo antes del llamado punto Z, as! como despues de la despolarizacion y antes de la repolarizacion ventricular (onda T) en el llamado punto J y nuevamente despues de la repolarizacion ventricular y antes de la excitacion auricular del siguiente latido. Lo mas importante para la determination del punto cero isoelectrico es la fase de reposo antes de la despolarizacion de las camaras (onda R), porque entonces la continuation de la actividad electrica en el nodo AV descansa y, por lo tanto, aun no se alcanza el punto Z y no hay aun potenciales de action de celulas ventriculares del miocardio y tampoco aun ha comenzado la repolarizacion de las celulas auriculares.

Ademas, la invencion se basa en una observation realizada en registros en reposo de aproximadamente 1000 pacientes, de estudios, a saber, que en casi todos los registros de cursos potenciales de los pacientes existe un perlodo notable entre excitacion auricular, (onda P / bucle P) y despolarizacion ventricular (onda R / bucle R) en el que apenas varla el vector medido del campo electrico generado por el corazon. Varios puntos de medicion en sucesion en todas las derivaciones proporcionan entonces valores constantes que en este lapso de tiempo se dispersan alrededor de un centro imaginario. Este perlodo de tiempo con potencial isoelectrico corresponde a una fase de reposo con un cambio mlnimo en el vector y, dependiendo de la persona, suele durar entre 20 ms y 80 ms o incluso mas.

Como se establecio anteriormente, tambien la fisiologla del corazon establece dicha fase de reposo antes de la despolarizacion, en realizaciones preferidas del metodo, el area de busqueda se selecciona de modo que incluya esta fase de reposo, pero no se extiende a todo el curso del tiempo de un latido cardlaco. Por ejemplo, se extiende desde el maximo potencial de la excitacion auricular hasta el maximo de la despolarizacion ventricular. El area de busqueda tambien se puede elegir mas pequena, siempre que se asegure de que incluya la fase de reposo. Dentro del area de busqueda definido, con un metodo numerico ahora se determinan sobre la base de los datos sin procesar el segmento de reposo y el vector medio en su centro como vector de punto cero o vector de referencia. Este procedimiento garantiza que el punto cero caiga, como punto de referencia para la calibracion, en la fase de reposo fisiologico antes de la despolarizacion ventricular (onda R, bucle R) y se corresponde con la mejor aproximacion posible del punto cero isoelectrico.

Otra ventaja para las aplicaciones cardiologicas de este metodo es que incluso si la fase de reposo antes de la despolarizacion ventricular dura solo muy brevemente, lo que ocurre en algunos pacientes, todavla es posible determinar un punto cero fisiologicamente significativo como punto de referencia para la calibracion. Usando un metodo numerico como se describe a continuacion a modo de ejemplo, se determina un punto cero en el que el perfil de tiempo del vector cambia lo mas rapidamente posible, es decir, es lo maximo en reposo. Por lo tanto, el metodo es menos propenso a errores. El requisito mlnimo es solo que la onda-R del latido ya este claramente localizada, por lo que una localizacion aproximada aun no exacta puede ser suficiente.

Otra ventaja del metodo es que el calculo aplicado de un punto cero como punto de referencia tambien es invariante con respecto a una rotation y traslacion de los valores medidos. Puede aplicarse directamente a muestras no procesadas de una medicion, as! como a mediciones filtradas, suavizadas o promediadas, lo que proporciona resultados igualmente buenos en todos los casos.

El metodo de la invention tambien es adecuado para la calibration de dispositivos de medicion fuera de la cardiologla, por ejemplo, en la electroencefalografia para medir la actividad electrica del cerebro, en lo que de forma analoga a lo anterior, el area de busqueda para el punto cero de referencia se debe elegir de modo que en el pueda esperarse un segmento de reposo fisiologico. Otras aplicaciones del metodo de la invencion se refieren a la calibracion de dispositivos de medicion para otros procesos biologicos, como los procesos hormonales u otros procesos qulmicos o flsicos, en los que los datos medidos se recopilan durante un segmento de tiempo y se relacionan con un punto de referencia.

Otro aspecto de la invencion se refiere a un dispositivo de medicion que mide senales biologicas tales como potenciales y tiene medios para llevar a cabo el metodo como se describe anteriormente. Una realization preferida de un dispositivo de medicion mide los cambios potenciales de un organo humano o animal, como el corazon o el cerebro, por medio de electrodos, por ejemplo, en la superficie del cuerpo, derivando las senales y detectando, procesando y registrando estas senales como valores medidos utilizando dispositivos o componentes de dispositivos conocidos en la tecnica anterior. Estos dispositivos o componentes de dispositivo llevan medios para aplicar el metodo de calibracion del dispositivo de medicion segun la invencion. Los medios para aplicar el metodo de acuerdo con la invencion pueden ser, por ejemplo, la programacion del dispositivo o un componente del dispositivo o un componente de software.

Las realizaciones ejemplares del metodo se describiran con mas detalle en relation con las siguientes figuras.

Figura 1: section ampliada de un registro espacial de un latido cardlaco que muestra bucles vectoriales y maranas de vectores en reposo de un vectorcardiograma.

Figura 2: muestra un diagrama de flujo de un metodo ejemplar para determinar un punto cero como punto de referencia para la calibracion segun el punto cero electrico como centro geometrico de una marana de vectores en reposo.

La Figura 1 se refiere a la aplicacion del metodo para un dispositivo de medicion para cardiografla vectorial. Muestra una seccion ampliada de una representation espacial de los potenciales cardlacos, en donde para cada momento t se determino el vector del campo electrico generado por el corazon. El vectorcardiograma muestra la llnea de conexion de los vertices de estos vectores de una muestra a la siguiente. Cada ciclo cardlaco produce de este modo varios bucles caracterlsticos interrumpidos por fases en las que el vector (es decir, la fuerza y la orientation espacial del campo electrico) se mantienen relativamente constantes. Dicha fase de reposo es visible en la Figura 1 como una marana de llneas cortas (es decir, llneas de interconexion de vector a vector) que se desplazan alrededor de un punto medio O (marcado con una flecha larga) casi sin direction o dispersandose solo en el rango de microvoltios. Antes de la fase de reposo aqul contemplada antes del bucle-R, el vector se mueve saliendo desde el bucle-P (marcado con ocho flechas cortas) entrando en esta "bola en reposo", y tras esta fase de reposo sale de la bola y deja atras el punto cero rapidamente y a gran distancia para recorrer el bucle R a gran velocidad (R1 marca el tramo del bucle R que se aleja del punto cero). El final del bucle-R (R2) y el subsiguiente bucle-T (marcado con puntos) tambien se muestran en la figura. El punto cero isoelectrico O se encuentra en el centro geometrico de la marana delante del bucle R, y el origen de las coordenadas se ubica en el punto cero isoelectrico. Por definition, los tres ejes ortogonales A, A' y A", que aqul definen el espacio 3D, se intersecan en el punto cero. Las flechas Z discontinuas en forma de lanceta a lo largo de los bucles indican la secuencia de tiempo de la propagation del vector de campo en el espacio.

El metodo de la invention para calibrar un dispositivo de medicion de diagnostico para potenciales biologicos se puede aplicar a todos los metodos de registro de potenciales cardlacos, como el electrocardiograma, y no se limita a la realization descrita en esta figura para registros espaciales.

La Figura 2 muestra un diagrama de flujo de un metodo ejemplar para calibrar un dispositivo de medicion vectorcardiografico, en el que el punto cero se identifica como punto de referencia para la calibration como punto central geometrico de una marana vectorial quiescente.

Para calibrar un dispositivo de medicion cardiografica, primero se define a partir de los datos sin procesar de un ciclo cardlaco un area de busqueda temporal en el que se debe encontrar un segmento de reposo. El area de busqueda debe ser lo suficientemente grande como para contener una fase de reposo fisiologico y se extiende al maximo desde el maximo potencial de la excitation auricular (punta del bucle P) hasta el maximo potencial de la despolarizacion ventricular (punta del bucle R). El area de busqueda tambien puede elegirse mas pequeno, siempre que se asegure de que incluya un segmento de reposo.

Posteriormente, se selecciona un numero de veces tx para x = 1 ... n dentro de este area de busqueda. En intervalos de tiempo delta alrededor de estos tiempos tx, el vector de punto cero se determina numericamente a partir de los valores medidos de los vectores de senal y se utiliza para la calibracion como vector de referencia. Una posible variante de tal determination numerica comprende los pasos a) -d) de la Figura 2. La invencion no se limita a metodos que usan una determinacion numerica segun este ejemplo. Dependiendo de la aplicacion, las siguientes variantes por ejemplo pueden considerarse individualmente o, cuando sea posible, en combination:

- renuncia a selection de un area de busqueda, en lugar de ello promediar todo el area.

- determinacion de la varianza o desviacion estandar en cada uno de los intervalos de tiempo en lugar de formar la media aritmetica de las diferencias.

- promedios ponderados, por ejemplo considerando mas o menos relevantes los puntos mas alejados del momento tx.

- En el paso d), seleccion de otro vector caracterlstico, por ejemplo, seleccionando un valor medido especlfico en lugar de un valor promedio (asumiendo que un solo valor medido ya es representativo en el caso del pequeno cambio en el valor medido detectado en el segmento de reposo).

- Seleccion de un segmento de tiempo no identico con el intervalo de tiempo tx como segmento de reposo. Por ejemplo, puede seleccionarse un segmento de tiempo que contenga solo una region central del intervalo de tiempo y ser calculado all! el valor promedio, en particular si los intervalos de tiempo se eligen relativamente grandes. Por otro lado, tambien es posible seleccionar un area mas grande que contenga completamente el intervalo de tiempo, por ejemplo, si es de esperar que el segmento de reposo se encuentre en un perlodo de tiempo de reposo relativo mas largo.

La magnitud del vector de punto cero determinada en este metodo como el vector medio de una marana de vectores en reposo corresponde en la practica a la diferencia entre el potencial medido en la fase de reposo y el punto cero isoelectrico, y por ello el vector de punto cero se puede utilizar en el metodo de calibration como correction de punto cero biologicamente razonable.

La calibracion o la correccion del punto cero se pueden llevar a cabo de varias maneras, como es per se conocido al experto en la materia. En una realization del metodo de acuerdo con la invention, el vector de punto cero o el vector de referencia se resta del vector de todos los valores medidos de un ciclo cardlaco o de todo el perlodo de medicion. En otras realizaciones, primero se calculan los vectores cero de varios latidos cardlacos, luego se promedian, y luego se resta el vector cero promediado del vector de cada medicion. Por supuesto, la correccion del punto cero tambien se puede ejecutar y mostrar graficamente. Por ejemplo, los vectores cero sucesivos pueden estar conectados por una llnea recta u otra curva de conexion util, como una spline o una curva de aproximacion determinada numericamente.

Otro uso ventajoso de la determination del punto cero es el calculo del punto Z. El punto Z (punto cero) en cardiologla es el momento en que comienza la despolarizacion ventricular. Por lo tanto, define el comienzo de la onda R o bucle R. No es igual al punto cero isoelectrico, pero se encuentra poco despues y, por lo tanto, su potencial no debe corregirse a un potencial de 0 voltios. El punto Z se ubica en el tiempo en donde el vector abandona espacialmente la marana que representa la fase de reposo para atravesar el bucle R. Por lo tanto, generalmente esta cerca del punto cero isoelectrico y puede estar dentro o fuera del segmento de reposo.

Despues de haber encontrado el mejor punto cero posible correspondiente al punto cero isoelectrico, el punto Z tambien se puede encontrar de una manera similar: Se define un rango de busqueda de tiempo en el que se encuentra el punto Z. El rango de busqueda debe ser lo suficientemente grande como para incluir el punto Z y se extiende desde la velocidad promedio mas baja del vector hasta el punto en que la magnitud del vector se ha alejado del cero isoelectrico en el resultado Epsilon y antes del maximo R no vuelve a acercarse ya mas a el. El en el resultado Epsilon se puede definir en microvoltios y debe tener un adecuado valor bajo.

Por supuesto, cualquier otro punto en el curso del ciclo cardlaco se puede determinar de esta manera, siempre que una dependencia de dicho punto se pueda representar en el punto cero. Por supuesto, tal uso de metodo de acuerdo con la invencion tambien puede transferirse a la medicion de otros procesos biologicos.

Claims (9)

REIVINDICACIONES

1. Metodo para procesar valores medidos de un dispositivo de medicion de diagnostico, en el que el dispositivo de medicion genera una serie de valores medidos que pueden representarse como vectores n-dimensionales, asumiendo n un valor de al menos 2, llevandose el metodo a cabo mediante un componente del dispositivo de medicion que comprende una programacion y sirve para calibrar el dispositivo de medicion, y en el metodo se define un area de busqueda para un segmento de reposo contenido en esta area de busqueda, en donde el segmento de reposo y un vector medio que se encuentra en este segmento de reposo se determinan a partir de las lecturas obtenidas en el area de busqueda, y en donde este vector medio se determina como un vector de referencia para calibrar el dispositivo de medicion, caracterizado porque el vector de referencia para la calibration se determina mediante un metodo numerico que con una cantidad de momentos seleccionados en el tiempo realiza al menos los siguientes cuatro pasos en el area de busqueda:

a) calcular el vector medio en un segmento de tiempo delta en cada momento seleccionado en el area de busqueda;

b) calculo de una desviacion media de todos los vectores del vector medio en el segmento de tiempo delta;

c) identificacion del segmento de reposo como segmento de tiempo delta con la desviacion media mas pequena de todos los vectores del vector medio;

d) Identification del vector de referencia como vector medio en el segmento de tiempo delta identificado como segmento de reposo.

2. Metodo segun la reivindicacion 1, caracterizado porque el dispositivo de medicion es adecuado para registrar una actividad electrica de un musculo cardlaco.

3. Metodo segun la reivindicacion 2, caracterizado porque un area de busqueda temporal para el segmento de reposo fisiologico se extiende desde un maximo potencial de una excitation auricular hasta un maximo potencial de una despolarizacion ventricular de un ciclo cardlaco.

4. Metodo segun una de las reivindicaciones 2 o 3, en el que el vector de referencia se usa para calibrar el dispositivo de medicion restando el vector de referencia de los vectores de todos los valores medidos de un ciclo cardlaco o un perlodo de medicion completo.

5. Metodo segun una de las reivindicaciones 2 a 4, caracterizado porque primero se calculan los vectores de punto cero de varios latidos cardlacos, luego se promedian y luego se resta el vector de punto cero promedio del vector de cada valor medido de un ciclo cardlaco.

6. Metodo segun la reivindicacion 1, caracterizado porque a partir de la serie de valores medidos generados por el dispositivo de medicion de diagnostico, se determina al menos un punto de medicion caracterlstico, para cuya determination el vector de referencia determinado sirve como punto de referencia, en donde el punto de medicion caracterlstico es un punto Z, definiendose el punto Z como primer valor medido que se encuentra despues del punto cero, cuya magnitud se corresponde con al menos un valor de umbral Epsilon en el sistema de coordenadas con el vector de referencia como punto cero y que ya no queda por debajo de dicho umbral.

7. Dispositivo para medir senales biologicas, caracterizado porque al menos un componente del dispositivo de medicion comprende una programacion para llevar a cabo el metodo segun una de las reivindicaciones 1- 6.

8. Dispositivo segun la reivindicacion 7 para medicion de senales biologicas, en el que las senales son potenciales, y el dispositivo comprende al menos dos electrodos y un instrumento o componentes de instrumento para detectar valores medidos correspondientes a las senales de estos electrodos, asl como para el procesamiento de valores medidos y para representar los valores medidos procesados.

9. Dispositivo segun la reivindicacion 8, caracterizado porque es un dispositivo cardiografico o cardiogoniometrico.