ITUB20154646A1

ITUB20154646A1 - Metodo e circuito di amplificazione con attenuazione dei disturbi da deriva termica in un sistema per la registrazione ecg prolungata e continua

Info

Publication number: ITUB20154646A1
Application number: ITUB2015A004646A
Authority: IT
Inventors: Pietro Rossi; Giancarlo Monari
Original assignee: Miocardio Soc A Responsabilita Limitata
Priority date: 2015-10-13
Filing date: 2015-10-13
Publication date: 2017-04-13

Description

METODO E CIRCUITO DI AMPLIFICAZIONE CON ATTENUAZIONE DEI DISTURBI DA DERIVA TERMICA IN UN SISTEMA PER LA REGISTRAZIONE ECG PROLUNGATA E CONTINUA

Descrizione

La presente invenzione si inserisce nel settore dedicato alla produzione di apparecchiature elettromedicali, nello specifico caso con funzione di diagnosi, e si riferisce in particolare ad un metodo e ad un circuito di amplificazione con attenuazione dei disturbi dovuti alla deriva termica in un sistema per la registrazione ecg prolungata e continua.

Come noto, i disturbi del ritmo cardiaco sono tra le più frequenti disfunzioni dell’apparato cardiovascolare e rappresentano le patologie del cuore che richiedono frequenti accessi ai pronto soccorso e negli ambulatori cardiologici.

Nell'ambito delle attività di prevenzione, soprattutto delle conseguenze derivanti dalle patologie cardiache, si è verificato da tempo che le aritmie (tachiaritmie e bradi aritmie) possono essere parossistiche e non facilmente diagnosticabili con un ECG eseguito a riposo, in ambulatorio e di breve durata.

Per tali ragioni già negli anni ‘50 sono state messe a punto delle strumentazioni per la registrazione ecg prolungata e continua, aventi lo scopo di analizzare l'attività elettrica del cuore nelle 24 ore, o in tempi più lunghi.

Questo procedimento che si avvale delle strumentazioni anzidette, viene denominato elettrocardiogramma dinamico o "sistema di Holter" e si svolge applicando degli elettrodi al torace del paziente e registrando i dati su un piccolo registratore portatile che viene ad egli consegnato.

L’apparecchio consente di registrare tutti i battiti del cuore per 24 ore in tutte le diverse situazioni della vita quotidiana. Questo permette di registrare tutta l’attività elettrica del cuore e di correlarla con gli eventuali sintomi segnalati dal paziente.

La registrazione ottenuta viene rielaborata e visualizzata su un monitor oppure stampata, permettendo così di studiare un'eventuale alterazione del battito del cuore o la presenza di segni di una cardiopatia ischemica, ossia possibili condizioni riferibili ai sintomi accusati dal paziente.

Nel tempo tali strumenti sono stati ridotti di dimensione e migliorati nelle funzioni per rendere l’esame più confortevole e per aumentare la disponibilità collaborativa del paziente.

Attualmente, i registratori Holter sono stati molto migliorati, e si sono messi a punto sistemi che risultano affetti, il meno possibile, da disturbi che rendono difficile la lettura e l'interpretazione dei segnali cardiografici rilevati. Infatti, i dispositivi noti, proprio per la loro configurazione costruttiva, comportano anche il rischio di registrare, con alta probabilità, segnali estranei, generati soprattutto durante il movimento.

Ciò è dovuto all’uso di cavi elettrici che collegano il dispositivo di registrazione con gli elettrodi adesivi, di tipo standard, applicati alla cute del paziente e che favoriscono la generazione di rumori da artefatti. La conseguenza è che la traccia ecg, a volte, non risulta leggibile, soprattutto nelle parti registrate durante il movimento del paziente. Il danno che questi disturbi possono determinare può essere rilevante, se si considera che dai segnali che essi vanno ad inquinare si devono ottenere informazioni di importanza vitale per un paziente. Nei casi più limitati, questi disturbi alterano qualità e risoluzione del tracciato ECG rendendolo, in alcuni punti, non solo alterato, ma addirittura illeggibile.

Come è noto, praticamente tutti i sistemi elettronici non sono esenti da disturbi e quasi sempre si presentano problemi legati al rumore termico ed alle sue componenti aleatorie. La causa che determina l'insorgere del rumore consiste nel fatto che il numero di particelle cariche localmente non è costante.

Il rumore termico, più comune, viene prodotto in ogni sistema reale dissipativo che si trovi a temperatura diversa dallo zero assoluto. Il rumore in natura si muove secondo la relazione 1/f, dove f è la frequenza, in pratica in proporzione inversa rispetto alla frequenza.

La rappresentazione del rumore termico è statisticamente costituita da una curva gaussiana a valore medio nullo, che deriva, secondo il Teorema centrale del limite, dagli 'infiniti' contributi elementari indipendenti delle singole particelle mosse dall'agitazione termica. Il rumore termico elettrico si può osservare rilevando che ai capi di un resistore, al quale non è applicata alcuna tensione, si presenta comunque una tensione di rumore variabile nel tempo, che dipende dalla temperatura T: vn(t)

Da prove sperimentali, questa tensione di rumore, che genera ovviamente una corrente continua ^n(i) — vn(t)f Eiai capi di un resistore a circuito aperto può essere statisticamente calcolata come valore quadratico medio secondo la seguente relazione:

vi = = ikTRAf

dove k — 1.38<■>10<-23>J/K è la costante di Boltzman

T è la temperatura in gradi Kelvin

Af è la banda di frequenza di osservazione.

Lo spettro di potenza unilatero della tensione di rumore, calcolato su questa base sperimentale, è dato da:

S„(u) = 4

e lo spettro di potenza della corrente di rumore:

i?

La potenza di rumore massima che un resistore può erogare (ovvero la potenza erogata in condizioni di carico adattato) non dipende invece dalla resistenza ma solo dalla temperatura, come descrive la formula di Nyquist:

V<2>

Alì

In pratica il rumore termico fa fluttuare il segnale come in figura 3.

Un'altra fonte di disturbo deriva dal fatto che il segnale da amplificare è di livello molto basso e il trasduttore, in questo caso costituito da ciascuno degli elettrodi adesivi, si trova a distanza non trascurabile dall'amplificatore. Una soluzione usata è quella di usare cavetti schermati, i quali però sono in grado di filtrare i disturbi a radiofrequenza, ma ben poco possono contro quelli a bassa frequenza. Anche le resistenze e le capacità parassite prodotte dai cavetti contribuiscono ad accrescere i disturbi inducendo tensioni che si propagano con differenza di fase non trascurabile fino ai capi dell'amplificatore.

Un metodo per rimediare a questo problema, denominato "shield driving" e schematizzato in figura 4, prevede di applicare alla guaina di schermatura dei cavi una tensione ausiliaria Vco/w. In questo modo, essendo VA~ VB, le capacità parassite, ad esempio del cavo A, vengono alimentate con una tensione pari a<(r><-<1 ,1>, '<· ] 3⁄4>o e pertanto la loro influenza é quasi del tutto annullata. Analogo discorso per il cavo B. In altre parole questa tecnica non elimina i disturbi, ma impedisce al cavo di sfasarli.

Quando non è possibile collegare il traasduttore (elettrodo di rilevamento) con un cavo schermato, allora si ricorre ad una tecnica alternativa, nota come bootstrapping, che consiste neiramplificare la tensione ausiliaria Vco/w =(VA VB )/2 e ad applicarla con segno invertito al corpo del trasduttore che si ritiene essere la fonte del disturbo. In pratica, si applica una contro-reazione in modo da rendere minimo il disturbo.

Questa tecnica viene usata ad esempio in campo medico nel rilievo dell’elettrocardiogramma, come mostrato in figura 5.

Un tipico schema elettrico di un ECG con riferimento gamba destra per ridurre i disturbi da deriva termica, è riportato in figura 6. La VR viene bufferizzata, invertita e inviata all’elettrodo di riferimento per il pilotaggio attivo. La resistenza finale da 100 ΚΩ ha lo scopo di mantenere entro i limiti previsti dalla normativa la corrente che circola sul paziente, che deve essere inferiore a 10 μΑ.

A parte i disturbi che compiscono i segnali rilevati, un altro problema è dato invece dalla scomodità dell'applicazione dei sistemi di rilevamento e registrazione, i quali prevedono la necessità di applicare cerotti adesivi sulla cute per mantenere in contatto gli elettrodi, la disposizione di cavi elettrici in più punti lungo il torace, e in genere l'impossibilità di fare una doccia.

Poiché le informazioni utili si ottengono nel corso della intera giornata di esecuzione dell'esame, mentre il paziente svolge tutte le funzioni abituali della giornata, si presenta la necessità di non rovinare le componenti elettroniche dell'apparecchio, per cui è preferibile non sudare eccessivamente, evitare di fare la doccia, quindi non svolgere attività sportive ed altre che potrebbero compromettere il funzionamento del dispositivo anche solo distaccando gli elettrodi dalla cute.

Scopo della presente invenzione è quindi quello di superare tutte o almeno molte delle criticità sopracitate con la finalità di registrare un segnale di migliore qualità, riducendo rumori, disturbi e le derive elettriche.

Altro scopo dell'invenzione è quello di fornire un sistema configurato in modo tale da ottenere un sostanziale miglioramento della qualità del segnale rilevato, privo di tratti non leggibili riferiti a condizioni e situazioni nelle quali la verifica dell'attività cardiaca riveste un'importanza fondamentale per le corretta diagnosi ed una efficace prevenzione.

Un ulteriore scopo dell'invenzione è quello di fornire il sistema suddetto realizzato mediante una soluzione per quanto possibile semplice e che non comporti costi elevati nella sua realizzazione e nella successive implementazione.

Questi ed altri scopi che risulteranno chiari dalla seguente descrizione, sono tutti ottenuti mediante un metodo ed un circuito per l'attenuazione dei disturbi da deriva termica in un sistema per la registrazione ecg prolungata e continua, comprendente un'unità di raccolta dei segnali corrispondenti all'attività elettrica cardiaca ed una pluralità di elettrodi applicati sul torace del paziente per il rilevamento dell'attività elettrica cardiaca e collegati a detta unità di raccolta dei segnali, dalla quale detti segnali vengono trasferiti ad un centro di elaborazione ed analisi di detti segnali, detto metodo essendo caratterizzato dal fatto di prevedere il prelievo, mediante un terminale di contatto con la cute del tipo “Patch", che costituisce l'elettrodo di riferimento, di un segnale elettrico di superficie di riferimento, che comprende il livello di potenziale del corpo umano unitamente con altri segnali di disturbo determinati da fenomeni elettromagnetici e termici dell'ambiente circostante, il quale segnale viene immesso nello stadio finale di amplificazione di detto circuito elettronico in un punto centrale tra due resistenze di guadagno, in modo tale da modulare dinamicamente il guadagno dell’amplificatore dello stadio finale, la modulazione dello stadio finale essendo connessa circuitalmente all’amplificatore differenziale per calcolare la differenza con il segnale rilevato dagli altri due elettrodi posti lateralmente a detto circuito elettronico, al fine di ridurre tutti gli effetti derivanti dai disturbi a bassa frequenza ed anche del rumore termico per ottenere tracce ECG più leggibili ed interpretabili rendendo così più agevole le diagnosi aritmologiche.

Le caratteristiche dell'invenzione non emergenti da quanto detto sopra, saranno rese evidenti nella seguente descrizione, da considerare con riferimento alle unite tavole di disegno, nelle quali:

la figura 1 e la figura 2 illustrano un sistema per la registrazione ECG continua del tipo a fascia che incorpora la presente invenzione, visto rispettivamente su un lato e sul lato opposto;

la figura 3 illustra una rappresentazione del segnale elettrico rilevato disturbato per effetto del rumore termico;

la figura 4 e la figura 5 illustrano raffigurazioni semplificate per la correzione del segnale disturbato secondo l'arte nota;

la figura 6 rappresenta un tipico schema elettrico di registratore ECG, con configurazione atta a ridurre i disturbi da deriva termica secondo l'arte nota;

la figura 7 rappresenta lo schema semplificato della disposizione aggiuntiva del circuito elettronico in accordo con l'invenzione che, applicata in un sistema di registrazione ECG, consente di limitare il disturbo da deriva termica;

la figura 8 illustra lo schema semplificato del circuito elettronico che implementa il metodo oggetto della presente invenzione e che include la disposizione aggiuntiva di figura 6.

Con riferimento alle suddette figure, si 1 si è indicata la fascia di un sistema per la registrazione ecg prolungata e continua messo a punto dalla Richiedente e reso oggeto di una domanda di breveto depositata alla stessa data della presente domanda.

La fascia 1 è destinata ad avvolgere il torace del paziente e viene tenuta stretta mediante mezzi di congiunzione costituiti da una porzione di velcro 10 (figura 2) atta ad aderire al capo opposto della fascia 1 medesima. Per mantenere la tensione della fascia 1 attorno al torace, essa è costituita da una prima porzione A di un materiale anelastico e da una seconda porzione E di un materiale elastico.

Rispetto al materiale usato, la fascia 1 può essere costituita da tessuto oppure da un’unica struttura di materiale plastico sintetico o gommoso, senza per questo escludere l'impiego di altri materiali idonei. I mezzi di congiunzione, oltre che dal velcro già citato, possono essere anche realizzati in altro modo noto, ad esempio con cinghiette e fibbie, o ancora con mezzi di attacco a scatto o gancetti, secondo le diverse esigenze che si possono presentare caso per caso.

A puro titolo di esempio non limitativo, la fascia 1 può avere larghezza media di 3,5 cm, uno spessore compreso nell'intervallo da 3 a 6 mm ed una lunghezza di circa 100 cm, o comunque secondo quanto necessario ad avvolgere un torace.

Lungo il bordo superiore 11 della fascia 1, ossia quello destinato a rimanere rivolto verso l'alto quando la fascia viene indossata, è previsto un rialzo a forma di onda 7, la cui funzione risulterà chiarita nel seguito.

Il sistema in oggetto comprende un'unità di raccolta dei segnali corrispondenti all'attività elettrica cardiaca, costituito da un circuito elettronico 2 che si trova posizionato lungo la porzione anelastica A della fascia 1, circa in posizione longitudinalmente centrale ed in prossimità del margine inferiore 6 della fascia. Il circuito elettronico 2 può essere, ad esempio, inserito tra due strati del tessuto che forma la fascia 1 , oppure annegato in essa, se costituita da materiale plastico sintetico oppure gomma. La zona della fascia 1 interessata dal circuito elettronico 2 presenta quindi uno spessore maggiore, ad esempio di 6 mm. In corrispondenza della faccia posteriore della fascia 1, o lungo il margine inferiore 6 della medesima, è prevista un'apertura per l'accesso ad una porta USB associata al circuito 2.

Il rilevamento dell'attività elettrica del cuore viene eseguito dall'unità di raccolta (circuito elettronico 2) mediante l'uso di una pluralità di elettrodi applicati sul torace del paziente (non illustrati) ad essa collegati tramite mezzi di connessione 3, 4, 5, nel presente caso costituiti da bottoni di connessione 3, 4, 5, detti anche terminal snap, collegati a detto circuito elettronico 2 mediante corrispondenti conduttori 13, 14, 15.

I bottoni di connessione 3, 4, 5, detti anche terminal snap, sono fissati al tessuto della fascia, oppure annegati nel materiale plastico sintetico o gommoso che la costituisce. In ogni caso, i bottoni o snap sono uniti alla fascia per il tramite di supporti elastici 23, 24, 25 che forniscono un sostegno elastico dei bottoni, quasi come un ammortizzatore, così da evitare lo strappo degli elettrodi adesivi.

Questo sistema di supporto dei bottoni o snap consente di evitare, o quanto meno ridurre sostanzialmente, la produzione di artefatti dovuto al movimento dei bottoni o snap, dovuti alla trazione meccanica della fascia che può arrivare a comportare il distacco parziale o totale degli elettrodi durante il movimento del paziente.

Due bottoni o snap di connessione laterali 3, 4 si trovano disposti in corrispondenza o in prossimità del bordo inferiore 6, rispetto alla larghezza della fascia 1, ad una distanza tra essi tale da rimanere localizzati ai lati del torace del paziente, mentre un terzo bottone o snap di connessione centrale 5, si trova in porzione intermedia tra i due bottoni o snap di connessione laterali 3, 4 e verticalmente distanziato dal piano orizzontale passante tra questi ultimi, ad esempio di circa 3 cm.

Si intende che oltre ai due bottoni o snap laterali 3,4 si possono disporre altri bottoni o snap (non illustrati) per la rilevazione di altri segnali elettrici, in modo da avere contemporaneamente più derivazioni elettrocardiografiche.

Sono inoltre previsti mezzi di alimentazione 8, costituiti nel presente caso da una batteria applicata alla fascia 1 e collegata al circuito elettronico 2 mediante un relativo cavetto 18 con un idoneo connettore.

La batteria 8, o pacco batterie trattandosi in realtà di più batterie collegate insieme, è unita in modo amovibile alla fascia 1, ad esempio può essere introdotta entro un sacchetto di tessuto impermeabilizzato (non illustrato) unito in adesione alla fascia 1 tramite una porzione di tessuto tipo velcro, oppure con altri sistemi di adesione idonei. Questo sistema consente di sostituire il pacco batterie, quando scarico, o di inserirne uno con batterie di diverse caratteristiche, ad esempio più o meno potenti, secondo le necessità.

Può essere anche previsto l'uso di batterie non estraibili, ad esempio di tipo dedicato e con uno spessore molto limitato (2-3 mm), con larghezza leggermente inferiore alla larghezza della fascia (circa 3 cm) e di lunghezza pari a circa 5-6 cm o quanto necessario, per ragioni di tecnica costruttiva. Tali batterie possono essere inserite o annegate all’interno del materiale che costituisce lo spessore della fascia (tessuto, plastica, gomma o altri materiali idonei, come ben visibile nella figura 3). In questo caso, anche per compensare la minore capacità di ciascuna di esse, le batterie potranno essere posizionate in differenti aree lungo la parte anelastica della fascia (monolateralmente o bilateralmente), come illustrato in via esemplificativa e non limitativa in figura 3.

Sulla faccia anteriore della fascia 1, in corrispondenza del circuito elettronico, sono previsti una apertura per un interruttore 17 ed una finestra per un LED 16, aventi la funzione rispettivamente di mettere in funzione il sistema e di segnalarne il corretto funzionamento.

Oltre alla particolare disposizione circuitale, in accordo con l'invenzione sono stati previsti alcuni accorgimenti tesi a ridurre per quanto possibile i disturbi derivanti dalle interferenze a bassa frequenza e quelli prodotti dagli effetti termici.

Un primo accorgimento prevede di collocare gli elettrodi molto vicini all'amplificatore differenziale, in modo da ridurre la differenza di percorso e ridurre gli effetti delle interferenze a bassa frequenza.

Secondo il metodo in oggetto, si esegue una misura dall'elettrodo di riferimento di un segnale elettrico di superficie, che contiene sia il livello di potenziale del corpo umano che altri disturbi noti, come quelli causati dai campi elettromagnetici, termici, ecc. provenienti dall’ambiente circostante. Il segnale dell’elettrodo di riferimento viene immesso nello stadio finale dell’amplificatore, in un punto centrale tra le due resistenze di guadagno (si veda la figura 7) in modo tale da modulare dinamicamente il guadagno dell’amplificatore dello stadio finale. La modulazione dello stadio finale è connessa circuitalmente all’amplificatore differenziale per calcolare la differenza con il segnale rilevato dagli altri due elettrodi posti lateralmente al circuito. Tale metodo consente di ridurre tutti gli effetti derivanti dai disturbi a bassa frequenza ed anche quelli dovuti al rumore termico. Il segnale elettrocardiografico finale così ottenuto risulterà con una significativa riduzione della deriva termica.

Tale metodologia garantisce il risultato sopra descritto solo se l’elettrodo di riferimento viene posizionato esattamente a metà distanza tra i due elettrodi laterali e non sulla stessa linea di conduzione dei due elettrodi laterali. Infatti l’elettrodo di riferimento si trova posto a livello dell’onda della fascia (circa 3-4 cm al di sopra della linea congiungente i due elettrodi laterali).

In accordo con l'invenzione, il circuito elettronico adottato prevede che mediante un terminale di contatto con la cute del tipo “Patch" (cerotto) viene prelevato un segnale di disturbo termico, il quale viene differenziato nell'ultimo stadio di amplificazione, in modo tale che la differenza tra il segnale di disturbo ed il segnale rilevato corrispondente all'attività elettrica cardiaca applicato nell’ultimo stadio di amplificazione riduca sostanzialmente la deriva termica per ottenere tracce ECG più leggibili ed interpretabili rendendo così più agevole le diagnosi aritmologiche.

L'elettrodo utilizzato per il rilevamento del segnale di disturbo termico può essere, ad esempio, quello collegato al terzo bottone o snap di connessione centrale 5, usato anche come elettrodo di riferimento, mentre gli altri due elettrodi hanno la funzione vera e propria di rilevamento del segnale cardiografico.

In dettaglio, con riferimento alla disposizione circuitale d'ingresso illustrata in figura 7, si è adottata la tecnica proposta dalla teoria che riduce l’assorbimento di corrente nei due morsetti di ingresso, e il guadagno di tensione risulta essere quello dato dalla relazione:

R R.

R. R,

j; — z

Ε' anche disponibile la tensione di modo comune - che, come verrà mostrato nel seguito, viene impiegata per minimizzare l’effetto dei disturbi termici.

La differenza rispetto all'arte nota del circuito oggetto dell'invenzione e del metodo da esso implementato è che il segnale di disturbo termico, prelevato dall’elettrodo di riferimento, viene connesso allo stadio finale deH’amplificatore in un punto centrale tra le due resistenze di guadagno, per modulare dinamicamente il guadagno deN’amplificatore stesso ed in modo da ridurre sostanzialmente la deriva termica.

Una volta indossata la fascia 1 e collegati gli elettrodi, il circuito elettronico inizia immediatamente la raccolta dei segnali rilevati corrispondenti al segnale elettrocardiografico di superficie e a registrarli. Essi possono poi essere inviati automaticamente ogni ora oppure con cadenza temporale programmabile ad un data center cardiologico, interagendo wireless con un software dedicato scaricabile su dispositivi elettronici mobili (Telefono, PC, Tablet, o ancora altri sistemi di elettronici di visualizzazione grafica) oppure direttamente tramite una SIM dati inserita nella circuiteria del sistema.

Inoltre, il paziente che indossa la fascia 1, in caso di sintomi aritmici potrà, parallelamente alla memorizzazione dei dati nella memoria del dispositivo, visualizzare la traccia ecg sul proprio cellulare o tablet, ed inviarla immediatamente al proprio cardiologo e centro medico di refertazione.

Da quanto esposto in precedenza, risulta evidente che tutti gli scopi preposti sono stati ottenuti grazie al dispositivo oggetto dell'invenzione.

E' stato ottenuto un sistema che presenta ridotte dimensioni e compattezza. La fascia consente la registrazione di una o più derivazioni (tre derivazioni) senza uso di cavi elettrici fuoriuscenti dal sistema, e all'interno del suo spessore rimane inclusa tutta la circuiteria che serve per la registrazione del segnale elettrico cosi come l’alimentazione energetica, mediante le batterie 'sottili<1>.

La qualità del segnale risulta migliorata dato che gli accorgimenti adottati riducono gli artefatti da trazione degli elettrodi e la disposizione degli elettrodi adesivi sotto la fascia che consente una costante compressione degli stessi, evitando che possano staccarsi. Questi accorgimenti, insieme alle accortezze circuitali menzionate in precedenza, consentono di utilizzare il sistema anche per registrare una buona qualità del segnale anche durante l'attività sportiva.

La possibilità di poter sostituire il pacco batterie conferisce flessibilità funzionale che consente di applicare batterie con potenza differente e che potranno consentire un tempo di registrazione variabile in funzione delle esigenze cliniche, così ad esempio per registrazione di breve, medio e lungo tempo ovvero ore giorni o settimane.

Inoltre, il sistema assicura interattività funzionale, per rendere rapida la rilevazione delle aritmie, con la possibilità di inviare automaticamente i dati registrati ogni ora, oppure con cadenza temporale programmabile, ad un data center cardiologico interagendo wireless oppure direttamente tramite una SIM dati.

Inoltre, il soggetto che indossa la fascia di registrazione, nel caso riconosca dei sintomi aritmici, potrà, parallelamente alla memorizzazione dei dati, visualizzare la traccia ecg sul proprio cellulare o tablet ed inviarla immediatamente al proprio cardiologo e centro medico di refertazione.

Infine, dal momento che il sistema consente al paziente di indossare in modo autonomo la fascia e tutti i componenti ad essa associati, egli può liberarsene temporaneamente, ad esempio per fare una doccia.

Si intende che quanto sopra è stato descritto a titolo puramente esemplificativo e non limitativo. Pertanto, possibili modifiche e varianti dell'invenzione si considerano rientranti neH'ambito protettivo accordato alla presente soluzione tecnica, così come sopra descritta e nel seguito rivendicata.

Claims

RIVENDICAZIONI 1. Metodo per l'attenuazione dei disturbi da deriva termica in un sistema per la registrazione ecg prolungata e continua, comprendente un'unità di raccolta dei segnali (2) corrispondenti all'attività elettrica cardiaca ed una pluralità di elettrodi applicati sul torace del paziente per il rilevamento dell'attività elettrica cardiaca e collegati a detta unità di raccolta dei segnali (2), dalla quale detti segnali vengono trasferiti ad un centro di elaborazione ed analisi di detti segnali, detto metodo essendo caratterizzato dal fatto di prevedere il prelievo, mediante un terminale di contatto con la cute del tipo “Patch", che costituisce l'elettrodo di riferimento, di un segnale elettrico di superficie di riferimento, che comprende il livello di potenziale del corpo umano unitamente con altri segnali di disturbo determinati da fenomeni elettromagnetici e termici dell'ambiente circostante, il quale segnale viene immesso nello stadio finale di amplificazione di detto circuito elettronico in un punto centrale tra due resistenze di guadagno, in modo tale da modulare dinamicamente il guadagno dell’amplificatore dello stadio finale, la modulazione dello stadio finale essendo connessa circuitalmente all’amplificatore differenziale per calcolare la differenza con il segnale rilevato dagli altri due elettrodi posti lateralmente a detto circuito elettronico (2), al fine di ridurre tutti gli effetti derivanti dai disturbi a bassa frequenza ed anche del rumore termico per ottenere tracce ECG più leggibili ed interpretabili rendendo così più agevole le diagnosi aritmologiche.
2. Metodo secondo la rivendicazione 1, in cui detti elettrodi vengono applicati al torace del paziente in posizione prossima all'amplificatore differenziale di detto circuito elettronico di amplificazione, in modo da ridurre i disturbi a bassa frequenza, e l’elettrodo di riferimento si trova posizionato esattamente a metà distanza tra due elettrodi laterali, 3-4 cm al di sopra della linea congiungente i due elettrodi laterali e non sulla stessa linea di conduzione dei due elettrodi laterali.
3. Circuito elettronico di amplificazione con attenuazione dei disturbi da deriva termica in un sistema per la registrazione ecg prolungata e continua, comprendente un'unità di raccolta (2) dei segnali corrispondenti all'attività elettrica cardiaca, all'interno della quale si trova detto circuito elettronico, ed una pluralità di elettrodi applicati sul torace del paziente per il rilevamento dell'attività elettrica cardiaca e collegati a detta unità di raccolta dei segnali (2), dalla quale detti segnali vengono trasferiti ad un centro di elaborazione ed analisi di detti segnali, detto circuito elettronico essendo caratterizzato dal fatto di comprendere un terminale di contatto con la cute per la rilevazione di un segnale che viene iniettato all’ultimo stadio dell’amplificatore di detto circuito elettronico, in modo tale che la differenza tra il segnale rilevato dall’elettrodo indifferente ed il segnale elettrico rilevato dagli altri due punti di contatto con la cute riduca sostanzialmente la deriva termica per ottenere tracce ECG più leggibili ed interpretabili rendendo così più agevole le diagnosi aritmologiche.
4. Circuito elettronico secondo una delle rivendicazioni da 1 a 3, in cui detta unità di raccolta dei segnali (2) è applicata ad un sistema a fascia per la registrazione ecg prolungata e continua, con detta fascia 1 costituita da tessuto e/o materiale plastico sintetico o gommoso per avvolgere il torace di un paziente e dotata di mezzi di rilevamento dei segnali cardiografici del paziente, con mezzi di congiunzione (10) dei capi estremi di detta fascia (1) e con mezzi di alimentazione (8) connessi a detto circuito elettronico (2).
5. Circuito elettronico secondo la rivendicazione 4, in cui detti mezzi di rilevamento dei segnali cardiografici del paziente comprendono bottoni di connessione (3, 4, 5) detti anche terminali snap, per il collegamento di detto circuito elettronico (2) a detti elettrodi, uniti alla fascia per il tramite di supporti elastici (23, 24, 25) atti a fornire un sostegno elastico dei bottoni o snap e collegati a detto circuito elettronico (2) mediante corrispondenti conduttori (13, 14, 15), in cui un bottone o snap di connessione centrale (5) si trova situato in corrispondenza del polo superiore della regione della fascia (1) definita da un rialzo a forma di onda (7), in posizione intermedia tra due bottoni o snap di connessione laterali (3, 4) e verticalmente distanziato dal piano orizzontale passante tra questi ultimi, con il bottone o snap di connessione centrale (5) collegato a detto elettrodo di riferimento e di rilevamento del segnale di disturbo termico, mentre i due bottoni o snap di connessione laterali (3, 4) sono collegati ad elettrodi di rilevamento dei segnali cardiografici.
6. Circuito elettronico secondo la rivendicazione 5, in cui lungo detta fascia (1) oltre ai due bottoni o snap laterali (3, 4), sono disposti altri bottoni o snap per la rilevazione di altri segnali elettrici, in modo da avere contemporaneamente più derivazioni elettrocardiografiche.
7. Circuito elettronico secondo una delle rivendicazioni da 3 a 6, in cui detti mezzi di rilevamento sono costituiti da bandelle di materiale altamente conduttivo, quale grafite, applicate sulla fascia e destinate a posizionarsi direttamente a contatto con la cute del paziente quando la fascia viene indossata.
8. Circuito elettronico secondo una delle rivendicazioni da 3 a 7, in cui detta fascia è costituita per una sua prima porzione (A) da un materiale anelastico, all’interno del quale si trova posizionato detto circuito elettronico (2), e per una sua seconda porzione (E) da un materiale elastico.
9. Circuito elettronico secondo una delle rivendicazioni da 3 a 8, in cui detti mezzi di alimentazione sono costituiti da una batteria (8) unita in modo amovibile a detta fascia (1) e collegata a detto circuito elettronico mediante un corrispondente cavetto (18), oppure realizzata con spessore molto limitato e annegata all’interno del materiale costituente lo spessore di detta fascia, oppure ancora da un pacco batterie (8) o da due singole batterie poste in maniera simmetrica ai lati di detto circuito elettronico (2) ed unite in modo amovibile o inamovibile alla fascia (1).