MXPA01006504A - Dispositivo para reducir el ruido de senal en una senal electrocardiografia fetal. - Google Patents

Abstract

Un aparato para reducir el ruido de senal en una senal ECG fetal obtenida por medio de utilizar una configuracion de cargas ECG unipolar 1, 3 detectando consiguientemente un vector de onda T predominante y evitando cambios en la forma de onda ECG, debidos a la rotacion fetal a traves del canal de nacimiento. La senal ECG es transmitida por medio de un primer enlace de senalizacion 5 hacia los componentes de reduccion de ruido de senal, los cuales incluyen a un filtro analogo 7 un filtro de paso alto digital 9 para atenuar bajas frecuencias y con una frecuencia de corte predeterminada, la frecuencia de corte siendo esencialmente entre 0.2 y 1.7 Hz y un filtro digital adicional 11. La senal ECG filtrada es colocada como una senal de salida desde la configuracion electrica por medio de un segundo enlace de senalizacion 13.

Description

DISPOSITIVO PARA REDUCIR EL RUIDO DE SEÑAL EN UNA SEÑAL ELECTROCARDIOGRAFÍA FETAL DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN La presente invención se refiere a un método y 5 aparato para reducir el ruido de señal, en una señal electrocardiográfica (ECG) fetal, tipicamente una señal obtenida al utilizar una configuración de carga ECG unipolar, la cual detecta un vector de onda T predominante, a la vez de evitar cambios en la forma de 10 onda del electrocardiograma, debidos a la rotación fetal a través del canal de nacimiento. La observación fetal durante el parto es ya una práctica clínica normal. El propósito es identificar eventos anormales y deficiencias de oxigeno fetal, en 15 particular. Desde su introducción en los sesentas, se ha hecho evidente que el monitoreo fetal electrónico por rredio de solamente el análisis de la frecuencia cardiaca fetal, no proporciona toda la información requerida para una identificación óptima de un feto que sufra de falta 20 de oxigeno. Durante los últimos 20 años, han progresado los trabajos para aclarar cuáles señales fetales pueden usarse para proporcionar información adicional. Desde principios de los setentas, el análisis de la forma de Ref.: 131058 ¿** ?tki?am~ •ÉbnriiaamaHifai üt^ m onda del electrocardiograma fetal ha sido estudiado a partir de aspectos fisiológicos, de procesamiento de señales y clínicos {Rosen KG: Fetal ECG waveform anaiysis in labour . Fetal Monitoring . Physiolcgy and techniques of antenatal and intrapartum assessment . ad. Spencer JAD). Castle House Publications . Páginas 184-187,1989) . Se ha encontrado que el intervalo ST y la amplitud de onda-T fueron de particular interés. La Fig. 1 ilustra dos latidos cardiacos consecutivos con diferentes componentes ECG de interés mientras era identificada la observación fetal. Se ha encontrado que cambios en el intervalo ST del electrocardiograma fetal (ECG) son parte de los componentes que reflejan el esfuerzo del corazón del feto durante el parto. Básicamente, los cambios que aparecen en el intervalo ST debidos a la falta de oxigeno, pueden ser divididos en 3 clases: 1. Aumento en ST con el segmento ST incrementado y la amplitud de onda T; 2. Aparición de los llamados cambios ST bifásicos, con un segmento ST con un declive negativo; 3. Aparición de ondas T negativas.

Estos descubrimientos han sido aplicados en una prueba clínica en la cual, la forma de onda ST (es decir, en segmento ST más la onda T) dei electrocardiograma fetal, mostró proporcionar más información útil que la mera detección de los intervalos RR (frecuencia cardiaca fetal) {Westgate J, M Harris, JSH Curnow, RR Greene: Plymouth randomised trial of cardiotocogram only versus ST wavefcrm plus cardiotocogram for mtrapartum monitoring ; 2400 casos. Am J Obstet Gynaecol 169 (1993) 1151). A través de los años, han sido identificados varios problemas que respectan a la calidad de señal electrocardiográfica fetal. Claramente, es un requisito previo el ser capaz de detectar la forma de onda ST y asi, uno de los requerimientos principales para el análisis de forma de onda ST del electrocardiograma fetal, es una configuración de carga ECG fetal que sea consistente y permita la identificación del vector T durante el parto. La configuración del nivel ECG convencional usada para el monitoreo feral es la configuración de carga ECG fetal bipolar. Aqui, ambos electrodos de exploración están localizados estrechamente entre si sobre la parte de presentación del cuerpo fetal, es decir, la cabeza ó el trasero. Como una consecuencia de la ubicación de los electrodos, existe una sensibilidad máxima para los cambios de forma de onda del electrocardiograma, con una jg^j? i^^ ?isrribución vectorial principal en ei plano horizontal del feto. Sin embargo, datos experimentales han mostrado una representación máxima del vector de cn?a T a io largo del eje longitudinal del feto. Consecuentemente, la carga ECG fetal estándar, muy apropiada cuando se usa solamente la onda R para la detección de la frecuencia cardiaca fetal, no permitirá la detección precisa de los cambios en la amplitud de la onda T. Esto puede ser realizado solamente por medio de construir una carga ECG que sea sensible a los cambios de forma de onda ECG que aparezcan en el eje longitudinal del feto. Es conocido en la literatura que el uso de una configuración de carga ECG fetal unipolar permite la detección del vector de onda T principal con más precisión que la configuración de carga ECG bipolar estándar {Líndekrantz K, Lilja H, Widmark C, Rosen KG: The fetal ECG during labour . A suggested standard. J. Biomed. Eng. 1988; 10: 351-353) . En ésta configuración, uno de los electrodos de exploración está localizado un tanto distante dei feto, por ejemplo sobre la piel materna. Se ha encontrado que el muslo materno es un lugar adecuado. El otro electrodo de exploración es la aguja estándar de electrodo del pericráneo colocada bajo la piel de la parte fetal que se presente.

Un problema adicional es la existencia del rui?c de señal, el cual es mucho más significativo cuando la forma de onda S-T está siendo estudiada, que en el caso del monitoreo ECG fetal convencional. Una ilustración de los cambios progresivos en el segmento ST del electrocardiograma fetal, grabado durante el parto, se presenta en las Figs. 2a-c. La linea base del electrocardiograma, como se indica por la presente invención, también está ilustrada. La aparición de cambios bifásicos en el segmento ST siguen un patrón, el cual es ejemplificado en las Figs. 2a-c. Esta es una grabación secuencial que muestra promedios ECG de 30 latidos. Como puede verse en las Figs. 2a-c, los segmentos ST son clasificados en una escala de tres niveles que reflejan la relación que existe entre el declive negativo del segmento ST, comparado con la linea base del electrocardiograma. Como será apreciado, para ser capaz de efectuar éste tipo de análisis, se requiere de una calidad de señal muy alta en lo que respecta a un bajo ruido de frecuencia. A pesar de que la configuración de electrodos ECG fetal unipolar, descrita anteriormente, permite que sea identificado el vector T, se genera un problema de la señal de ruido al mismo tiempo. El electrodo de la piel materna es sensible a los movimientos de la madre, ... . . «=^^^^A provocando ruidos tanto en bajas frecuencias íarre:ac-os en movimiento) como en altas frecuencias (actividad muscular) . Otra fuente de ruido es la interferencia procedente de frecuencias de red. Asi, las fuentes de ruido de señal pueden ser resumidas como: A. Componentes de alta frecuencia relacionados con la actividad muscular. B. Interferencia procedente de frecuencias de red. C. Ruidos de baja frecuencia generados abundantemente por los movimientos fetales y maternos.

Cualquier sistema para evaluar la forma de onda ST del electrocardiograma fetal, tiene que reducir la interferencia procedente de éstas fuentes potenciales de ruido de señal, pero obviamente, cualquiera de éstas técnicas aplicadas para reducir el ruido de señal no deberán interferir significativamente con la forma de onda ST. Mas aún, el procesamiento de señal deberá ser realizado continuamente en tanto el estado de la administración de oxigeno al feto pueda cambiar de un minuto a otro, y cualquier retraso en la representación de los datos de ia forma de onda ECG pudieran presentarse como desventajas.

La técnica utilizada en la prueba Plymouzr. {Westgate et al, 1993) usó un procesamiento de señal de filtrado análogo indiscutiblemente con cierto éxito. Sin embargo, existieron limitaciones en cuanto a lo que pudiera obtenerse. La amplitud de señal y del pericráneo fetal (complejo QRS) varia normalmente entre 100 y 400 µV, aunque la onda T es normalmente de solo 1/10 de una amplitud de la señal de cresta, asi es de que debe tenerse mayor cuidado en no interferir con ésta parte de baja amplitud de la señal. El uso de filtros de paso alto análogos para reducir desplazamientos de la linea base en frecuencia baja (es decir, por debajo de 1 Hz), presenta el riesgo de afectar marcadamente la amplitud de onda T y los lmeamientos instituidos por la Asociación Americana del Corazón {American Heart Association) , la cual recomienda un corte de baja frecuencia de solamente 0.05 Hz (recomendaciones eiectrocardiográficas para la estandarización de cargas y de especificaciones para instrumentos en la circulación VCG/ECG. American Heart Association Commitee, 1975, páginas 1-25) . Estos lineamientos fueron seguidos en la prueba Plymouth . Como consecuencia, las técnicas de filtrado análogo del arte precedente reducirán, solamente hasta un punto muy limitado, los ruidos de baja frecuencia generados por los movimientos del electrodo y la interpretación de los datos tiene que ser consiguientemente limitada a cambios más robustos. Existe en consecuencia la necesidad para mejorar la calidad del electrocardiograma fetal, para permitir una valoración continua y detallada de los cambios en la forma de onda ST durante el parto. De acuerdo con la presente invención, se proporciona un método para reducir el ruido en una señal electrocardiográfica fetal, comprendiendo conectar unos electrodos al feto y a la piel materna en una configuración unipolar, y alimentar la señal detectada por los electrodos a través de un primer filtro de paso alto, la frecuencia de corte del primer filtro de paso alto siendo entre 0.2 y 2.7 Hz. La invención también proporciona un aparato para obtener una señal electrocardiográfica fetal que comprenda unos electrodos de exploración para conectarse al feto y a la piel materna en una configuración unipolar, con el objetivo de detectar una señal electrocardiográfica y un dispositivo de reducción de ruido de señal enlazando a los electrodos, por medio de un primer enlace de señalización, en donde el dispositivo de reducción de ruido de señal comprende un i i A ? ti primer filtro de paso alto, la frecuencia de corte del primer filtro siendo entre 0.2 y 2.7 Hz. Tipicamente, un electrodo está fijado al pericráneo fetal y el otro está fijado al muslo materno. La "frecuencia de corte" como se usa aqui, se refiere a la frecuencia por debajo de la cual, toma lugar un grado significativo atenuación de señal, por ejemplo -3 dB . En formas preferidas de la invención, puede existir una atenuación tan pequeña como de 0.1 dB en la mayoria de la banda de paso y alrededor de una atenuación de 40 dB en la mayoria de la banda eliminada. Consiguientemente, puede verse que la invención proporciona un filtrado de señal que utiliza una frecuencia de corte mucho mayor de lo que habia podido pensarse en el arte precedente. Esto está basado en el reconocimiento que, a pesar de que las fluctuaciones en la linea base de la señal electrocardiográfica (debidas al movimiento, respiración, impedancia, variaciones, etc.) pueden tener una amplitud significativamente más alta que la forma de onda ST, la mayoria de la energía en fluctuación sobre la linea base se encuentra en un rango de frecuencia menor que el rango de frecuencia del intervalo ST. Esto se encuentra ilustrado en el espectro mostrado en la Fig. 3. Asi, la invención proporciona un modelo de mejoramiento de calidad de señal que permite >.. . . -. i í^^^^i la presentación precisa de los cambios en la forma de onda del electrocardiograma dentro de la frecuencia del intervalo ST . La señal puede ser alimentada directamente desde los electrodos hasta el dispositivo de reducción de ruidos de la invención, ó ésta puede ser filtrada previamente, por ejemplo utilizando el aparato del arte precedente descrito anteriormente, tal como un filtro de paso de banda análogo que tiene frecuencias de corte de aproximadamente 0.05 y 100 Hz. El corte anterior sirve para eliminar los niveles de corriente directa y los componentes de muy baja frecuencia que pudieran, de otra manera, disminuir la gama dinámica de la señal. En el dispositivo de la invención, una frecuencia de corte de hasta 2.7 Hz ha sido encontrada como satisfactoria, ya que la relación T/QRS no es afectada cuando la frecuencia cardiaca fetal se encuentre por encima de los 100 latidos / minuto. Sin embargo, con el objetivo de proporcionar un rendimiento óptimo con frecuencias cardiacas menores, se prefiere que la frecuencia de corte sea menor a 1.7 Hz. Para optimizar la reducción de ruido, la frecuencia de corte será preferentemente mayor a 0.7 Hz y se cree que alrededor de 1.2 Hz es la frecuencia de corte más efectiva de todas .

^^ El primer filtro de paso alto puede ser un filtro análogo, pero es altamente deseable que éste filtro añada el minimo de distorsión de fase y asi, se cree que ésta invención pueda ser realizada más fácilmente utilizando técnicas digitales, en cuyo caso la señal será digitalizada antes de ser pasada a través del primer filtro de paso alto. Como ha sido discutido anteriormente, otra fuente de ruido de señal es la interferencia procedente de frecuencias de red. Con el objetivo de disminuir la influencia de la red, el dispositivo también comprende preferentemente un filtro de ranura de frecuencias de red para atenuar el contenido de las frecuencias de red de la señal electrocardiográfica, el filtro de ranura de frecuencias de red siendo aplicado preferentemente a la señal electrocardiográfica en conexión con el primer filtro de paso alto. El filtro de ranura de frecuencias de red es configurado para corresponder con la frecuencia de red local, por ejemplo a 50 Hz ó a 60 Hz. Ya que los filtros digitales modernos pueden mejorar substancialmente la relación señal / ruido sin provocar cambios no deseados en la forma de onda de la señal, pueden utilizarse una gran variedad de filtros digitales con cortes muy angostos, para reducir la interferencia . faUhÁ-a MÉiriliittii de frecuencias tanto bajas como altas, asi como del ruido de red. Los pasos de reducción de ruido descritos anteriormente pueden ser combinados con pasos adicionales. Por ejemplo, una técnica para efectuar la reducción de ruido de una señal repetitiva, es la de utilizar promedios con coeficientes iguales ó ponderados. Sin embargo, existen limitaciones y como un ejemplo, los complejos ECG con un desplazamiento marcado de su linea base pueden destruir al complejo promediado, provocando que se genere información errada. Pudiera ser consiguientemente ventajoso que pudiera eliminarse la mayor cantidad de ruido de señal antes de promediar la señal . Aún los modernos filtros digitales (de paso alto, en éste caso), pueden dejar una parte del ruido de baja frecuencia dentro de la señal, lo cual durante un intervalo R-R, puede ser visto como un desplazamiento ó un declive de la linea base. Ésta desviación en la señal disponible, comparada con el electrocardiograma real, pudiera en ciertas circunstancias dificultar la elaboración de un análisis calificado del segmento ST. Consecuentemente, la invención también incluye preferentemente un paso en el que el ruido de baja frecuencia residual de la señal electrocardiográfica .Uiu^t^üat. continua, es atenuado adicionalmente utilizando principios de substracción vectorial. Una ventaja con dicho filtro es la capacidad para operar inmediatamente después de una posible pérdida de la señal, con la señal electrocardiográfica excediendo la gama dinámica. Consiguientemente, se proporciona preferentemente un segundo filtro de paso alto para atenuar adicionalmente el ruido de señal en una señal electrocardiográfica fetal digitalizada, en donde el ruido de señal es constituido primordialmente por fluctuaciones de linea base en la señal electrocardiográfica . La señal electrocardiográfica comprende tipicamente una secuencia de complejos de electrocardiograma (complejos ECG) en la forma de muestras no compensadas, cada complejo incluyendo a un complejo QRS, el segundo filtro de paso alto siendo colocado después del filtro de paso alto de la frecuencia de corte, el filtro de paso alto adicional comprendiendo: unos medios para identificar los complejos ECG de la señal electrocardiográfica y sus puntos P-Q; unos medios para obtener una función aproximada a una curva entre un punto P-Q y unos puntos P-Q precedentes ó subsecuentes mediante la utilización de un número de puntos P-Q procedentes y subsecuentes, el número siendo por lo menos uno; y unos medios para ^ «¡^ . • J * * * formar las muestras compensadas hacia una señal de salida . Una manera de implementar la sustracción vectorial es que los medios para obtener una función se aproxime a una curva, son configurados para determinar los declives de lineas entre los puntos P-Q y puntos P-Q procedentes ó subsecuentes; y valores compensados y[?] se tienen de acuerdo con: y[i] = x [ i ] -m-k ( i-ipq) , en donde i, x[i], m, k y ipq denotan un Índice para cada muestra, una muestra no compensada con el índice i, el nivel del punto P-Q para el presente complejo, el declive para el presente complejo, el Índice para la muestra del punto P-Q, respectivamente. En el caso de que un polinomio de primer grado no sea suficiente, es posible que los medios para obtener una función aproximada a la curva, sean configurados para determinar los polinomios con grado mayor a 1, los polinomios que estén basados en un punto P-Q y los puntos P-Q precedentes y/ó subsecuentes. En algunas circunstancias, pudiera ser posible proporcionar una señal con una calidad tal, que la promediación de la señal fuera innecesaria. Sin embargo, cuando éste no sea el caso, puede ser ventajoso que el dispositivo también comprenda un filtro de promediación que sea preferentemente aplicado a la señal y en conexión con el segundo filtro de paso alto. Preferentemente, la promediación toma lugar sobre veinte ó treinta ciclos. Un número mas alto tendría el riesgo de provocar una atenuación perceptible a la altura de la onda T. Una modalidad de la invención será ahora descrita, a manera de ejemplo solamente y con referencia a los dibujos adjuntos: la Fig. 1 ilustra dos latidos cardiacos consecutivos con los dos diferentes componentes ECG de interés para la presente invención, para observación fetal; las Figs. 2a-2c presentan una ilustración de los cambios progresivos en el segmento ST del electrocardiograma fetal grabado durante el parto. Los segmentos ST son indicados por medio de flechas. También se ilustra la linea base del ECG indicada por la presente invención; la Fig. 3 presenta un espectro ejemplificativo que incluye fluctuaciones de la linea base y una gama de frecuencias del intervalo ST; la Fig. 4 presenta una ilustración del impacto del filtrado de paso alto sobre la amplitud de onda T, cuantificada por medio de la relación T/QRS, a diferentes niveles de frecuencias cardiacas fetales; la Fig. 5 presenta un diagrama de bloques del dispositivo reductor de ruido de la modalidad; la Fig. 6 presenta una gráfica que se refiere al espectro de frecuencia completo de una modalidad preferida de un filtro de la presente invención, éste filtro siendo un filtro (de ranuras múltiples) de paso alto a 1.5 Hz; la Fig. 7 presenta una gráfica que se refiere a una primer región de corte de una modalidad preferida de un filtro de la presente invención, éste filtro siendo un filtro (de ranuras múltiples) de paso alto a 1.5 Hz; la Fig. 8 ilustra que un filtro de substracción que será utilizado en la modalidad; la Fig. 9 ilustra un filtro de dos etapas utilizado en la modalidad.

Dirigiéndonos primero a la Fig. 5, se proporciona una vista superior de un aparato de monitoreo fetal en uso. Un primer electrodo 1 está fijado a la cabeza 2 del feto y un segundo electrodo 3 está fijado al muslo materno 4. Las cargas del electrodo 5 transmiten la señal electrocardiográfica detectada hacia el dispositivo de reducción de ruidos (mostrado generalmente como 6), cuya estructura está descrita a mayor detalle más adelante. Un conjunto adicional de ¿¿?é*tí Aí m? ? ?^É?ia ^* ?.^^^—^——^^**^?^^—^^*¡tJb? ¿?¿¿m^ cargas 13 transmite la salida procedente del dispositivo 4 hacia un aparato de despliegue en pantalla, tal como un monitor (no mostrado) . La primera etapa 7 del dispositivo reductor de ruido contiene filtros análogos convencionales para reducir los componentes de corriente directa y de baja frecuencia de la señal. La frecuencia de corte de ésta etapa es de 0.05 Hz. Ésta etapa también contiene un filtro de paso bajo a 100 Hz, para retirar 10 comparativamente a componentes de alta frecuencia. La primer etapa sirve para reducir los requerimientos de la siguiente etapa 8, la cual es un convertidor análogo a digital que opera a 500 Hz. La señal digitalizada es entonces alimentada a 15 una etapa 9 de un primer filtro ECG digital, la cual tiene una frecuencia de corte de 1.2 Hz (para 3 dB de atenuación) y que atenúa la señal a menos de 0.1 dB por encima de 1.5 Hz. Ésta también contiene a los filtros de ranura para retirar la interferencia de suministro a la 20 red. Ésta etapa será discutida mas ampliamente después. Subsecuentemente, la señal es procesada adicionalmente en una etapa 10. Ésta sirve para detectar los complejos QRS dentro de la señal electrocardiográfica y para definir sus puntos PQ . En 25 combinación con el filtro del vector 11, ésta permite ^^¿a^.,,^.. UUKbÁ que el ruido residual de baja frecuencia sea retirado por medio del proceso de substracción vectorial descrito anteriormente . La parte final del dispositivo 6 es la etapa 12, 5 la cual efectúa el cálculo de los valores HR, la promediación ECG y el análisis de forma de onda ECG en la manera conocida, antes de que los datos de salida sean transmitidos a través de las cargas 13, hasta una pantalla del despliegue y/ó una impresora. 10 Como ha sido discutido previamente, la sección 9 del filtro ECG comprende un filtro de paso alto, con una frecuencia de corte de 1.2 Hz e incluye a otras bandas de eliminación de ranura para rechazar el ruido de suministro a la red. Éste es desfase lineal (es decir, 15 tiene un retardo constante de grupo) en la banda de paso. Las Fig. 6 y 7 ilustran las caracteristicas de ésta sección de filtro. El filtro puede ser realizado en un gran número de maneras. Dos ejemplos son: 20 1. Un filtro de respuesta impulsiva finita (FIR) que consiste de una ó varias etapas en serie, ó 2. Un 'filtro de substracción', en donde la señal de salida es simplemente la señal de entrada con 25 el ruido sustraído en el dominio del tiempo. El ruido es el resultado de un filtro con la respuesta de frecuencia inversa comparada con la figura anterior, ver Fig. 8.

Un ejemplo del primer tipo de filtro es un filtro FIR serial de dos etapas, con las dos siguientes funciones de transferencia. Un ejemplo de éste tipo de filtro se presenta en la Fig. 9. El bloque hl presentado en la Fig. 9 es un filtro FIR con la siguiente función de transferencia: ?<N\ y(n) = ?ECG(n - i).h\{i) ?=0 El bloque h2 presentado la Fig . 9 , es un f iltro FI R con la s iguiente función de trans ferencia : ;<?'2 FiltECG(n) = ?y(n - i).hl{i) ?=0 Las Figs. 6 y 7 muestran a la frecuencia de corte de paso alto en 1.2 Hz para una atenuación de 3 dB . Aparte de ésta característica de corte, existen un sinnúmero de caracteristicas que afectan a los valores NI y N2 y a los coeficientes relacionados, tales como : Ondulación en la banda de paso. Atenuación en la banda de eliminación. Declive de la respuesta de frecuencia desde la banda de eliminación hasta la banda de paso, es decir, 5 qué tan amplia es la banda de eliminación (ésta no podrá ser igual a los 1.2 Hz de arriba, ya que pudiera resultar en un número indefinido de coeficientes para un filtro digital) . En añadidura, las funciones de transferencia 10 serán afectadas (posiblemente resultando en implementaciones más simples) si es que la banda de eliminación de ranura es utilizada ó no, ó si la característica de ranuras está relacionada con la característica de la primer región de corte de paso 15 alto. Consiguientemente, no es relevante ninguna configuración absoluta de coeficientes, pero la característica principal es la frecuencia de corte de paso alto (en algún nivel de atenuación) , como se 20 ilustra en la Fig. 7, a 1.2 Hz. Se ha llevado a cabo una comparación experimental de las modalidades de la presente invención, con dispositivos de reducción de ruido que tienen diferentes filtros de paso alto. Ésta comparación fue realizada 25 mediante la aplicación de una serie de filtros digitales irr ffilÉWBIAi ii J a un conjunto de datos electrocardiográficos fetales almacenados con las siguientes características: El electrocardiograma es grabado a partir de un electrodo de piel y uno del pericráneo. La señal electrocardiográfica ha pasado a través del filtro análogo de paso de banda, con frecuencias de cortes de 0.05 y 100 Hz. El ECG análogo es muestreado y convertido de análogo a digital con 500 Hz. Cambios distintos en el intervalo ST con una relación T/QRS en incremento a varios niveles de frecuencia cardiaca fetal. La razón para comprobar a diferentes niveles de frecuencia cardiaca fetal, son las marcadas fluctuaciones que pudieran ocurrir y así, podemos asumir que la gama de frecuencias del intervalo ST puede cambiar dependiendo a la frecuencia cardiaca. Fueron aplicados los siguientes filtros con un mínimo de distorsión de fase: 1. Ningún filtro digital fue utilizado (TQRS - 0 Hz) . 2. N2 de ranura múltiple con banda de paso 0- 48.5, 51.5-148.5 Hz etc., HP1 adicional con ranuras múltiples, con banda de paso 0.5-124.5 Hz, 125.5-249.5 Hz (TQRS - Hz) . 3. N2 de ranura múltiple con banda de paso 0- 48.5, 51.5-148.5 Hz etc., HP1 adicional con ranuras múltiples, con banda de paso 1-124 Hz, 126-249 Hz (TQRS - 1 Hz) . 4. Ranura múltiple con banda de paso 1.5-48.5 Hz, 51.5-98.5 Hz, 101.5-148.5 Hz, etc. (TQRS - 1/2 Hz). 5. Igual que el filtro número 4 con respecto a los 50 Hz y a los sobretonos, pero con una banda de paso de ranuras múltiples adicional 2-123 Hz y 127-248 Hz (TQRS - 1/2 Hz) . 6. Igual que el filtro número 4 con respecto a los 50 Hz y a los sobretonos, pero con una banda de paso de ranuras múltiples adicional 2.5-122.5 Hz, 127.5-247.5 Hz (TQRS - 2^ Hz) . 7. Igual que el filtro número 4 con respecto a los 50 Hz y a los sobretonos, pero con una banda de paso de ranuras múltiples adicional 3-122, 128-247 Hz (TQRS - 2 Hz) .

En éste experimento, las bandas de paso se refieren a aquellas frecuencias en donde ocurre la atenuación a menos de 0.1 dB . Como puede verse en la Fig. 7, la respuesta de frecuencia típica de los filtros utilizados es una respuesta tal, que la frecuencia de corte definida con referencia a la atenuación de 3 dB afeüS»*»...* .*,- ... .............. A. ^^¿Étf sea 0.3 Hz menor aproximadamente. En el caso de los filtros de ranura, el extremo superior de la banda de paso es aproximadamente 0.3 Hz mayor para 3 dB que para una atenuación de 0.1 dB . Lo siguiente puede encontrarse al examinar los datos desplegados en la Fig. 4. Las frecuencias entre paréntesis se refieren a los valores de corte correspondientes para la atenuación de 3 dB : 1. Un filtro con un paso alto de 3 Hz (2.7 Hz) afecta a la relación T/QRS con una falsa disminución de la relación grabada, sin importar la frecuencia cardiaca fetal . 2. La relación T/QRS no es afectada por los filtros de paso alto de < 3.0 Hz (2.7 Hz) cuando los datos del electrocardiograma están muestreados en frecuencias cardiacas fetales > 100 latidos / minuto aproximadamente . 3. Cuando la frecuencia cardiaca cae por debajo de aproximadamente 100 latidos por minuto, las características del filtro se hacen aún más importantes y se requiere que un paso alto a < 2 Hz (1.7 Hz) no afecte a la relación T/QRS.

" - *"*• * Consiguientemente, puede verse que mediante la invención, es posible atenuar el ruido de una señal electrocardiográfica fetal a frecuencias más altas de lo que había sido posible anteriormente. En vista de la distribución de frecuencias de ruido discutida anteriormente, esto permite una reducción de ruidos de señal mucho mayor, lo que a su vez, permite un monitoreo fetal más confiable. Se hace constar que, con lo relativo a esta fecha, el mejor método conocido por la solicitante para llevar a la práctica la citada invención, es el que resulta claro de la presente descripción de la invención .

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Claims (22)

REIVINDICACIONES
1. Habiéndose descrito la invención como antecede, se reclama como propiedad lo contenido en las siguientes reivindicaciones: 1. Un método para reducir el ruido en una señal electrocardiográfica fetal, caracterizado porque comprende conectar unos electrodos al feto y a la piel materna en una configuración unipolar y alimentar la señal detectada por los electrodos a través de un primer filtro de paso alto, la frecuencia de corte del primer filtro de paso alto siendo entre 0.2 y 2.7 Hz.
2. 2. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la frecuencia de corte es menor a 1.7 Hz.
3. 3. El método de conformidad con la reivindicación 1 ó 2, caracterizado porque la señal también es alimentada a través de un filtro de ranura, el filtro de ranura estando configurado para atenuar el contenido de la frecuencia de red de la señal.
4. 4. El método de conformidad con la reivindicación 3, caracterizado porque el filtro de ranura atenúa ^«áiüakrifa componentes de señal que tengan frecuencias de 50 Hz ó 60 Hz.
5. 5. El método de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la señal es digitalizada antes de pasarse a través de un segundo filtro de paso alto.
6. 6. El método de conformidad con la reivindicación 5, caracterizado porque la señal comprende una secuencia de complejos ECG en la forma de muestras sin compensar, cada complejo ECG incluyendo a un complejo QRS y el método comprendiendo adicionalmente los pasos de: identificar los complejos ECG de la señal electrocardiográfica y sus puntos P-Q; obtener una función que se aproxime a una curva entre el punto P-Q y unos puntos P-Q precedentes ó subsecuentes, por medio de utilizar un número de puntos P-Q precedentes y subsecuentes, el número siendo por lo menos uno; y usar las muestras compensadas para derivar una señal de salida.
7. 7. El método de conformidad con la reivindicación 6, caracterizado porque el paso de obtener una función que se aproxima a la curva, comprende determinar los •iii áÉiiitfiUfeiUÉi á* áim\mm declives de líneas entre los puntos P-Q y los puntos P-Q precedentes y subsecuentes; y los valores compensados y[i] son obtenidos de acuerdo a: y[i] = x [ i ] -m-k ( i-ipq) , en donde i, x[i], m, k y ipq denotan un Índice para cada muestra, una muestra sin compensar con Índice i, el nivel del punto P-Q para el presente complejo, el declive para el presente complejo, el índice para la muestra del punto P-Q, respectivamente.
8. 8. El método de conformidad con la reivindicación 6, caracterizado porque el paso de obtener una función que se aproxime a la curva, comprende la determinación de polinomios de grado más alto a uno, los polinomios estando basados en un punto P-Q y en puntos P-Q precedentes y/ó subsecuentes.
9. 9. El método de conformidad con la reivindicación 6, 7 u 8, caracterizado porque comprende adicionalmente el paso de hacer pasar la señal a través de un filtro de promediacíón asociado con el segundo filtro de paso alto .
10. 10. El método de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque comprende adicionalmente el paso de desplegar por lo menos una parte de la señal filtrada. t? n
11. 11. Un aparato para obtener una señal electrocardiográfica fetal, caracterizado porque comprende unos electrodos de exploración para conectarse con el feto y con la piel materna en una configuración unipolar, con el objetivo de detectar una señal electrocardiográfica y un dispositivo de reducción de ruido de señal, enlazando a los electrodos por medio de un primer enlace de señalización, en donde el dispositivo de reducción de ruido de señal comprende a un primer filtro de paso alto, la frecuencia de corte del primer filtro siendo entre 0.2 y 2.7 Hz.
12. 12. El aparato de conformidad con la reivindicación 11, caracterizado porque la frecuencia de corte es menor a 1.7 Hz.
13. 13. El aparato de conformidad con la reivindicación 11 ó 12, caracterizado porque la señal también es alimentada a través de un filtro de ranura, el filtro de ranura siendo configurado para atenuar contenidos de frecuencias de red de la señal.
14. 14. El aparato de conformidad con la reivindicación 13. caracterizado porque el filtro de ranura atenúa a componentes de señal que tengan frecuencias de 50 Hz ó 60 Hz . # á&£ -- < mi im
15. 15. El aparato de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado porque la señal es digitalizada subsecuentemente, después de haberse pasado a través de un segundo filtro de paso alto.
16. 16. El aparato de conformidad con la reivindicación 15, caracterizado porque el segundo filtro de paso alto comprende : unos medios para identificar los complejos ECG de la señal electrocardiográfica y sus puntos P-Q; unos medios para obtener una función que se aproxima a una curva entre un punto P-Q y unos puntos P-Q precedentes ó subsecuentes, por medio de utilizar un número de puntos P-Q precedentes ó subsecuentes, el número siendo por lo menos uno; y unos medios para usar las muestras compensadas para derivar una señal de salida.
17. 17. El aparato de conformidad con la reivindicación 16, caracterizado porque los medios para obtener una función aproximada a la curva, están configurados para determinar los declives de lineas entre los puntos P-Q y los puntos P-Q precedentes ó subsecuentes; y los valores compensados y[i] son obtenidos de acuerdo a: y[i] = x [ i ] -m-k ( i-ipq) , en donde i, x[i], m, k y ipq denotan un * »^^¿áa?a índice para cada muestra, una muestra sin compensar con índice' i, el nivel del punto P-Q para el presente complejo, el declive para el presente complejo, el Índice para la muestra del punto P-Q, respectivamente.
18. 18. El aparato de conformidad con la reivindicación 16, caracterizado porque los medios para obtener una función que se aproxima a una curva, están configurados para determinar polinomios con un grado mayor a uno, los polinomios estando basados en un punto P-Q y unos puntos P-Q precedentes y subsecuentes.
19. 19. El aparato de conformidad con la reivindicación 16, 17 ó 18, caracterizado porque comprende adicionalmente un filtro de promediación asociado con el segundo filtro de paso alto.
20. 20. El aparato de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque comprende unos medios para desplegar en pantalla, por lo menos, una parte de la señal reducida en ruido.
21. 21. Un aparato para reducir el ruido en una señal electrocardiográfica fetal caracterizado porque comprende un primer filtro de paso alto que tiene una frecuencia de corte entre 0.2 y 2.7 Hz y un segundo filtro de paso alto que comprende: unos medios para identificar complejos ECG de la señal electrocardiográfica y sus puntos P-Q; unos medios para obtener una función que se aproxime a una curva, entre un punto P-Q y unos 5 puntos P-Q precedentes ó subsecuentes, por medio de utilizar un número de puntos P-Q precedentes y subsecuentes, el número siendo por lo menos uno; y unos medios para usar las muestras compensadas, para derivar una señal de salida. 10
22. 22. El aparato de conformidad con la reivindicación 21, caracterizado porque comprende las caracteristicas de cualquiera de las reivindicaciones 11 a 14 y 17 a 20.