PT1139868E - Dispositivo para reduzir ruído de sinal num sinal ecg fetal - Google Patents

Description

DESCRIÇÃO "DISPOSITIVO PARA REDUZIR RUÍDO DE SINAL NUM SINAL ECG FETAL" A presente invenção refere-se a um método e aparelho para reduzir ruido de sinal num sinal ECG fetal, tipicamente, um obtido com a utilização de uma configuração de condutor de ECG unipolar que detecta um vector de onda T predominante ao mesmo tempo que evita alterações na forma de onda do ECG devido à rotação fetal através do canal de expulsão do feto. A monitorização fetal durante o parto é um procedimento clinico padrão. A finalidade é identificar eventos anormais e uma deficiência em oxigénio no feto em particular. Desde a sua introdução na década de sessenta, tem sido óbvio que a monitorização electrónica fetal analisando apenas o ritmo cardíaco do feto não proporciona toda a informação exigida para identificar, de um modo optimizado, se o feto está a sofrer de privação de oxigénio. 0 documento WO96/08996 divulga um método para analisar variações no ritmo cardíaco fetal ao longo do tempo com base em sinais de ritmo cardíaco obtidos de aparelhos convencionais. 0 documento US 5042499 divulga outro método para obter o ritmo cardíaco fetal no qual eléctrodos são acoplados à pele materna e o ECG materno é eliminado do sinal obtido, deixando apenas o sinal do feto. 1

Nos últimos 20 anos, tem-se continuado a trabalhar para clarificar que sinais fetais podem ser aproveitados para proporcionar informação adicional. Desde o inicio da década de setenta, a análise de formas de onda do electrocardiograma fetal tem sido estudada do ponto de vista fisiológico, de processamento de sinal e clinico (Rosén KG: Fetal ECG waveform, analysis in labour. Fetal monitoring. Physiology and techniques of antenatal and intrapartum assessment. ad. Spencer JAD). Castle House Publications, pp. 184-187, 1989). Verificou-se que o intervalo ST e a amplitude da onda T eram particularmente interessantes.

A Figura 1 representa dois ritmos cardíacos consecutivos em que se identificam os diferentes componentes de interesse do ECG durante uma monitorização fetal. Verificou-se que as alterações no intervalo ST do Electrocardiograma (ECG) fetal fazem parte dos componentes que reflectem o stress do ritmo cardíaco durante o parto. Basicamente, as alterações que aparecem no intervalo ST devido à privação de oxigénio podem ser divididas em 3 classes:

1. Subida de ST com segmento ST e amplitude de onda T aumentados;

2. Aparecimento das assim denominadas alterações ST bifásicas, com um segmento ST com um declive negativo; 3. Aparecimento de ondas T negativas.

Estas descobertas foram aplicadas num ensaio clínico no qual se demonstrou que a forma de onda ST (i. e., o segmento ST mais a onda T) do electrocardiograma fetal proporcionava mais informação útil do que a simples detecção de intervalos RR 2 (ritmo cardíaco fetal) (Westgate J, M Harris, JSH Curnow, RR Greene: Plymouth randomised trial of cardiotocogram only versus ST waveform plus cardiotocogram for intrapartum monitoring; 2400 cases. Am J Obstet Gynaecol 169 (1993) 1151). Vários problemas referentes à qualidade do sinal de ECG fetal foram identificados ao longo dos anos. Obviamente, é um pré-requisito poder detectar a forma de onda ST e, assim, um dos requisitos principais para analisar a forma de onda ST do electrocardiograma fetal, é uma configuração de condutor de ECG fetal que seja consistente e permita a identificação do vector T durante o parto. A configuração de nível ECG convencional utilizada na monitorização fetal é a configuração de condutor de ECG fetal bipolar. Neste caso, ambos os eléctrodos de exploração estão localizados perto um do outro na parte de apresentação do corpo fetal, i. e., a cabeça ou nádegas. Em consequência da localização dos eléctrodos, há uma sensibilidade máxima às alterações da forma de onda do ECG com uma distribuição vectorial principal no plano horizontal do feto. No entanto, dados experimentais mostraram uma representação máxima do vector de onda T ao longo do eixo longitudinal do feto. Assim, o condutor de ECG fetal padrão, bem adequado quando se utiliza apenas a onda R para detecção do ritmo cardíaco fetal, não irá permitir a detecção precisa de alterações na amplitude de onda T.

Isto só consegue ser feito ao construir um condutor de ECG que seja sensível a alterações da forma de onda do ECG que apareçam no eixo longitudinal do feto. Sabe-se, da literatura, que a utilização de uma configuração de condutor de ECG fetal 3

unipolar permite a detecção do vector de onda T principal de um modo mais preciso do que a configuração de condutor de ECG bipolar padrão (Lindecrantz G, Lilja H, Widmark C, Rosén KG: The fetal ECG during labour. A suggested Standard. J. Biomed. Eng. 1988; 10: 351-353). Nesta configuração, um dos eléctrodos de exploração fica localizado bem longe do feto, e. g., na pele materna. Verificou-se que a coxa materna era um local adequado. O outro eléctrodo de exploração é a agulha de eléctrodo de superfície padrão colocada sob a pele da parte fetal de apresentação.

Um outro problema é a existência de ruído de sinal que é bastante mais significativa quando a forma de onda ST está a ser estudada do que no caso da monitorização de ECG fetal convencional. Uma ilustração de alterações progressivas no segmento ST do ECG fetal registadas durante o parto é apresentada nas Figuras 2a-c. A linha de base do ECG, como indicado pela presente invenção, também está representada. O aparecimento de alterações bifásicas no segmento ST segue um padrão, que está exemplificado nas Figuras 2a-c. Isto é uma gravação sequencial que mostra médias de ECG de 30 batimentos. Como visto nas Figuras 2a-c, os segmentos ST são classificados numa escala de 3 níveis que reflectem a relação entre o declive negativo do segmento ST comparativamente com a linha de base do ECG. Como será reconhecido, poder efectuar este tipo de análise necessita de uma qualidade de sinal muito elevada no que se refere a ruído de baixa frequências.

Embora a configuração de eléctrodo de ECG fetal unipolar discutida acima permita a identificação do vector T, gera, ao mesmo tempo, um problema de ruído de sinal. O eléctrodo de pele materna é sensível a movimentos maternais gerando ruído de baixa 4 frequência (perturbações de movimento) e de alta frequência (actividade muscular). Outra fonte de ruído é a interferência das frequências de rede.

Assim, as fontes de ruído de sinal podem ser resumidas como: A. Componentes de alta frequência relacionadas com actividade muscular. B. Interferência das frequências de rede. C. Ruído de baixa frequência gerado, em grande medida, por movimentos fetais e maternais

Qualquer sistema para avaliação da forma de onda ST do electrocardiograma fetal tem que reduzir a interferência destas potenciais fontes de ruído de sinal, mas, obviamente, quaisquer técnicas aplicadas para reduzir ruído de sinal não devem interferir significativamente com a forma de onda ST. Além disso, o processamento de sinal deve ser efectuado continuamente, dado que o estado do fornecimento de oxigénio ao feto pode mudar de um minuto para o outro e qualquer atraso na apresentação dos dados da forma de onda ECG seria desvantajoso.

A técnica utilizada no ensaio de Plymouth (Westgate et al. 1993) utilizou processamento de sinal com filtragem analógica, sem dúvida com algum sucesso. No entanto, houve limitações relativamente ao que se pôde conseguir. A amplitude de sinal ECG do escalpe fetal (complexo QRS) varia normalmente entre 100 e 400 pV, mas a onda T só tem, normalmente, 1/10 de uma amplitude do sinal de pico e, desse modo, há que ter muito cuidado de modo a não interferir com esta parte de baixa amplitude do sinal. A 5 utilização de filtros passa-alto analógicos para reduzir desvios de linha de base de baixa frequência (i. e., abaixo de 1 Hz) corre o risco de afectar acentuadamente a amplitude de onda T e directrizes instituídas pela Americam Heart Association recomendam um corte de baixa frequência de apenas 0,05 Hz (recomendações de Electrocardiografia para a normalização de condutores e de especificações de instrumentos na circulação ECG/VCG. Americam Heart Association Committee, 1975, Pp 1-25) . Estas directrizes foram seguidas no ensaio de Plymouth.

Consequentemente, as técnicas de filtragem analógicas da técnica anterior irão, apenas de um modo muito limitado, reduzir ruído de baixa frequência gerado por movimentos de eléctrodos e a interpretação de dados tem, por conseguinte, que ser limitada a alterações mais acentuadas. Há, por conseguinte, a necessidade de melhorar a qualidade do electrocardiograma fetal para permitir uma avaliação contínua e pormenorizada de alterações da forma de onda ST durante o parto.

De acordo com a presente invenção, proporciona-se um aparelho para obter um sinal ECG fetal compreendendo eléctrodos de exploração para ligação ao feto e à pele materna numa configuração unipolar de modo a detectar um sinal ECG e um dispositivo de redução de ruído de sinal ligado aos eléctrodos por meio de uma primeira ligação de sinalização, em que o dispositivo de redução de ruído de sinal compreende um primeiro filtro passa-alto, situando-se a frequência de corte do primeiro filtro entre 0,2 e 2,7 Hz.

Tipicamente, um eléctrodo é acoplado ao escalpe fetal e um é acoplado à coxa materna. 6 0 termo "frequência de corte", como aqui utilizado, refere-se à frequência abaixo da qual ocorre um grau significativo de atenuação de sinal, e. g., -3 dB. Em formas de realização preferidas da invenção, a atenuação pode ser tão pequena quanto 0,1 dB na maior parte da banda de passagem e aproximadamente 40 dB na maior parte da banda atenuada.

Assim, ver-se-á que a invenção proporciona filtragem de sinal utilizando uma frequência de corte bastante mais elevada do que se pensaria possível na técnica anterior. Isto deve-se ao reconhecimento de que, embora as flutuações de linha de base do sinal ECG (devidas a movimentos, respiração, variações de impedância, etc.) possam ter uma amplitude significativamente mais elevada do que a forma de onda ST, a maior parte da energia da flutuação de linha de base situa-se numa gama de frequências menores do que a gama de frequências do intervalo ST. Isto está ilustrado no espectro mostrado na Fig. 3. Assim, a invenção proporciona um modelo de melhoramento de qualidade de sinal que permite a apresentação precisa de alterações de formas de onda ECG dentro da gama de frequências ST. O sinal pode ser fornecido directamente dos eléctrodos para o dispositivo de redução de ruído da invenção ou pode ser pré-filtrado, e. g., utilizando o aparelho da técnica anterior discutido anteriormente, tal como um filtro passa-banda analógico tendo frequências de corte de cerca de 0,05 e 100 Hz. A última frequência de corte serve para eliminar níveis CC e componentes de muito baixa frequência que poderiam, caso contrário, diminuir a gama dinâmica do sinal. 7

No dispositivo da invenção, verificou-se que uma frequência de corte de até 2,7 Hz era satisfatória, pelo facto da proporção T/QRS não ser, em grande medida, afectada quando o ritmo cardiaco fetal está acima de 100 batimentos/min. No entanto, de modo a proporcionar um desempenho satisfatório com ritmos cardíacos mais baixos, é preferido que a frequência de corte seja inferior a 1,7 Hz. Para optimizar redução de ruído, a frequência de corte é, de um modo preferido, superior a 0,7 Hz e crê-se que por volta de 1,2 Hz seja a frequência de corte global mais eficaz. O primeiro filtro passa-alto pode ser um filtro analógico, mas é altamente desejável que este filtro possa contribuir com o mínimo de distorção de fase e, desse modo, crê-se que esta invenção pode ser conseguida mais facilmente utilizando técnicas digitais, caso em que o sinal é digitalizado antes de passar através do primeiro filtro passa-alto.

Como discutido anteriormente, outra fonte de ruído de sinal é a interferência das frequências de rede. De modo a diminuir a influência da rede, o dispositivo também compreende, de um modo preferido, um filtro rejeita banda de frequências de rede para atenuar o conteúdo de frequências de rede do sinal ECG, sendo o filtro rejeita banda de frequências de rede, de um modo preferido, aplicado ao sinal ECG em associação com o primeiro filtro passa-alto. O filtro rejeita banda de frequências de rede está configurado para corresponder à frequência de rede local, por exemplo, 50 Hz ou 60 Hz. Dado que os filtros digitais modernos podem melhorar substancialmente a proporção sinal/ruído sem provocar alterações indesejadas na forma de onda de sinal, pode utilizar-se uma multiplicidade de filtros digitais com cortes muito estreitos para reduzir a interferência das frequências baixas e altas, bem como o ruido da rede.

Os passos de redução de ruido descritos anteriormente podem ser combinados com outros passos. Por exemplo, uma técnica para obter redução de ruido de um sinal repetitivo é utilizar uma determinação de médias com coeficientes iguais ou ponderados. No entanto, há limitações e, como exemplo, complexos de ECG com desvio de linha de base acentuado podem corromper o complexo com a média calculada dando origem à geração de informação errónea. Seria, por conseguinte, vantajoso que se pudesse eliminar a maior quantidade possível de ruído de sinal antes da determinação de sinal médio.

Mesmo os modernos filtros digitais (neste caso passa-alto) podem deixar uma parte do ruído de baixa frequência no sinal que, durante um intervalo R-R, pode ser visto como um desvio ou declive de linha de base. Este desvio no sinal disponível, comparado com o ECG real, pode, nalgumas circunstâncias, dificultar uma análise qualificada do segmento ST. Por conseguinte, a invenção também inclui, de um modo preferido, um passo no qual ruído residual de baixa frequência do sinal ECG contínuo é ainda mais atenuado utilizando princípios de subtracção vectorial. Uma vantagem com este tipo de filtro é a capacidade de funcionar imediatamente depois de uma possível perda de sinal, excedendo o sinal ECG a gama dinâmica.

Assim, proporciona-se, de um modo preferido, um segundo filtro passa-alto para mais atenuação de ruido de sinal num sinal ECG fetal digitalizado quando o ruído de sinal é principalmente constituído por flutuações de linha de base do sinal ECG. 0 sinal ECG compreende, tipicamente, uma sequência de 9 complexos de ECG na forma de amostras não compensadas, incluindo cada complexo de ECG um complexo QRS, estando o segundo filtro passa-alto disposto depois do primeiro (frequência de corte) filtro passa-alto, compreendendo o filtro passa-alto adicional: um meio para identificar complexos de ECG do sinal ECG e os seus pontos P-Q; um meio para obter uma função de aproximação a uma curva entre um ponto P-Q e pontos P-Q precedentes ou subsequentes utilizando um número de pontos P-Q precedentes e subsequentes, sendo o número, pelo menos, um; e um meio para formar as amostras compensadas num sinal de saída.

Um modo de implementação da subtracção vectorial é que o meio para obter uma função de aproximação à curva está configurado para determinar declives de linhas entre pontos P-Q e pontos P-Q precedentes ou subsequentes; e valores y[i] compensados são obtidos de acordo com: y[i]=x[i]-m-k(i-ipq), em que i, x[i], m, k e ipq indicam, respectivamente, um índice para cada amostra, amostra não compensada com índice i, o nível do ponto P-Q para o presente complexo, o declive para o presente complexo, o índice para a amostra de ponto P-Q.

No caso de um primeiro grau polinomial não ser suficiente, é possível que o meio para obtenção de uma função de aproximação à curva seja configurado para determinar polinómios com grau superior a um, sendo os polinómios baseados num ponto P-Q e pontos P-Q precedentes e/ou subsequentes.

Nalgumas circunstâncias, pode ser possível proporcionar um sinal de tal qualidade que a determinação de sinal médio seria desnecessária. No entanto, quando não é este o caso, pode ser vantajoso se o dispositivo também compreender um filtro de determinação de médias que é, de um modo preferido, aplicado ao 10 sinal ECG em associação com o segundo filtro passa-alto. A determinação de médias ocorre, de um modo preferido, de vinte a trinta ciclos. Um número superior correria o risco de provocar uma atenuação apreciável da altura da onda T.

Irá, agora, descrever-se uma forma de realização da invenção, apenas a titulo de exemplo, e fazendo referência aos desenhos em anexo: A Figura 1 representa dois ritmos cardíacos consecutivos com as diferentes componentes de interesse de ECG da presente invenção para supervisão fetal.

As Figuras 2a-2c apresentam uma ilustração de alterações progressivas no segmento ST do ECG fetal registadas durante o parto. Os segmentos ST estão indicados por setas. A linha de base de ECG indicada pela presente invenção também está representada. A Figura 3 apresenta um espectro exemplificativo incluindo gamas de frequências de flutuações de linha de base e de um intervalo ST. A Figura 4 apresenta uma ilustração do impacto da filtragem passa-alto na amplitude de onda T quantificada pela proporção T/QRS, a diferentes níveis de ritmo cardíaco fetal. A Figura 5 apresenta um diagrama de blocos do dispositivo de redução de ruído da forma de realização. 11 A Figura 6 apresenta um gráfico relacionado com o espectro completo de frequências de uma forma de realização preferida de um filtro da presente invenção, sendo este filtro um filtro (multi-rejeição de banda) passa-alto de 1,5 Hz. A Figura 7 apresenta um gráfico relacionado com uma primeira região de corte de uma forma de realização preferida de um filtro da presente invenção, sendo este filtro um filtro (multi-rejeição de banda) passa-alto de 1,5 Hz. A Figura 8 representa um filtro de subtracção a utilizar na forma de realização. A Figura 9 representa um filtro de dois andares utilizado na forma de realização.

No que se refere, em primeiro lugar, à Figura 5 proporciona-se uma visão genérica de um aparelho de monitorização fetal em funcionamento. Um primeiro eléctrodo 1 está acoplado à cabeça 2 do feto e um segundo eléctrodo 3 está acoplado à coxa 4 materna. Condutores 5 de eléctrodo transmitem o sinal ECG detectado para o dispositivo de redução de ruído (mostrado, genericamente, como 6), cuja estrutura é descrita posteriormente de modo mais pormenorizado. Um outro conjunto de condutores 13 transmite a saída do dispositivo 6 para um aparelho de visualização, tal como um monitor (não mostrado). 0 primeiro andar 7 do dispositivo de redução de ruído contém filtros analógicos convencionais para reduzir componentes CC e de baixa frequência do sinal. A frequência de corte deste andar é 0,05 Hz. Este andar também contém um filtro passa-baixo de 12 100 Hz para remover, comparativamente, componentes de alta frequência. O primeiro andar serve para reduzir as exigências do andar 8 seguinte que é um conversor analógico-digital funcionando a 500 Hz. O sinal digitalizado é, depois, fornecido a um primeiro andar 9 de filtragem digital de ECG que tem uma frequência de corte de 1,2 Hz (para atenuação 3 dB) e que atenua o sinal a menos de 0,1 dB acima de 1,5 Hz. Também contém filtros rejeita banda para remover interferência da rede pública. Este andar é discutido posteriormente de modo mais exaustivo.

Subsequentemente, o sinal continua a ser processado no andar 10. Este serve para detectar os complexos QRS no sinal ECG e para definir os seus pontos PQ. Em combinação com o filtro 11 vectorial, permite a remoção de ruído residual de baixa frequência por meio do processo de subtracção vectorial descrito anteriormente. A parte final do dispositivo 6 é o andar 12 que efectua o cálculo de valores HR, determinação de médias de ECG e análise de forma de onda ECG de modo conhecido antes dos dados de saída serem transmitidos, por meio de condutores 13, para um ecrã de visionamento e/ou uma impressora.

Como discutido anteriormente, a secção 9 de filtragem ECG compreende um filtro passa-alto com uma frequência de corte de 1,2 Hz e inclui outras bandas de rejeição para eliminação de ruído de rede pública. Tem uma resposta de fase linear (i. e., tem um atraso de grupo constante) na banda de passagem. As 13

Figuras 6 e 7 ilustram as caracteristicas desta secção de filtragem. 0 filtro pode ser realizado de várias formas. Dois exemplos são: 1. Um filtro FIR consistindo em um ou vários andares.

OU 2. Um 'filtro de subtracção' no qual o sinal de saida é simplesmente o sinal de entrada com o ruido subtraído no domínio do tempo. 0 ruído é o resultado de um filtro com a resposta de frequência inversa comparativamente com a figura acima, ver Figura 8.

Um exemplo do primeiro tipo de filtro é um filtro FIR de dois andares em série com as duas funções de transferência seguintes. Um exemplo deste género de filtro é apresentado na Figura 9. 0 bloco hl apresentado na Figura 9 é um filtro FIR com a função de transferência seguinte: i<Nl 5>(n) = Σ ECG(n-i).hl(i) 1=0 0 bloco h2 apresentado na Figura 9 é um filtro FIR com a função de transferência seguinte: i<N2

Filt ECG(n) = 52 y(n-i).h2(i) i-o 14

As Figuras 6 e 7 mostram a frequência de corte passa-alto em 1,2 Hz para uma atenuação de 3 dB. Para além desta caracteristica de corte, há várias caracteristicas que afectam os valores NI e N2 e os coeficientes relacionados, tais como:

Oscilação na banda de passagem.

Atenuação na banda de rejeição.

Declive da resposta de frequência da banda de rejeição para a banda de passagem, i. e., quão larga é a banda de rejeição (não pode ser igual aos 1,2 Hz acima, iria dar origem a um número indefinido de coeficientes para um filtro digital).

Além disso, as funções de transferência irão ser afectadas (resultando, possivelmente, em implementações mais simples) se se utilizarem, ou não, bandas de rejeição ou se a característica das rejeições estiver relacionada com a característica da primeira região de corte passa-alto.

Por conseguinte, não é relevante haver uma definição absoluta de coeficientes, mas a característica principal é a frequência de corte passa-alto (nalgum nível de atenuação), como ilustrado na Figura 7, a 1,2 Hz.

Uma comparação experimental de formas de realização da presente invenção com dispositivos de redução de ruído tendo diferentes filtros passa-alto foi realizada. Isto foi efectuado pela aplicação de uma série de filtros digitais a um conjunto de dados de ECG fetal armazenados com as seguintes características: 15 0 ECG é registado a partir de um eléctrodo de pele e escalpe. 0 sinal ECG passou por um filtro passa-banda analógico com freguências de corte de 0,05 e 100 Hz. O ECG analógico é amostrado e convertido em AD com 500 Hz.

Alterações distintas no intervalo ST com T/QRS crescente a niveis variáveis de ritmo cardiaco fetal. A razão para ensaiar diferentes niveis de ritmo cardiaco fetal é a possibilidade de ocorrência de flutuações acentuadas e pode assumir-se gue a gama de freguências do intervalo ST pode variar dependendo do ritmo cardiaco.

Aplicaram-se os filtros seguintes com distorção de fase minima: 1. Não se utilizaram quaisquer filtros digitais (TQRS-OHz). 2. Multi-rejeição N2 com banda de passagem 0-48, 51.5- 148,5 Hz, etc. Multi-rejeição HPI adicional com banda de passagem 0,5-124,5 Hz, 125,5-249,5 Hz (TQRS-l/2Hz). 3. Multi-rejeição N2 com banda de passagem 0-48,5 Hz, 51.5- 148,5 Hz, etc. Multi-rejeição HPI adicional com banda de passagem 1-124 Hz, 126-249 Hz (TQRS-lHz). 4. Multi-rejeição com banda de passagem 1,5-48,5 Hz, 51.5- 98,5 Hz, 101,5-148,5 Hz, etc (TQRS-l/2Hz) . 16 5. 0 mesmo que o filtro n° 4 referente a 50 Hz e harmónicas superiores, mas banda de passagem multi-rejeição adicional 2-123 Hz e 127-248 Hz (TQRS-2Hz). 6. O mesmo que o filtro n° 4 referente a 50 Hz e harmónicas superiores, mas banda de passagem multi-rejeição adicional 2,5-122,5 Hz e 127, 5-247, 5 Hz (TQRS-2i/2Hz) . 7. O mesmo que o filtro n° 4 referente a 50 Hz e harmónicas superiores, mas banda de passagem multi-rejeição adicional 3-122 Hz e 128-247 Hz (TQRS-3Hz).

Nesta experiência, as bandas de passagem são consideradas como aquelas frequências onde ocorre uma atenuação inferior a 0,1 dB. Como se pode ver na Figura 7, a resposta em frequência típica dos filtros utilizados é tal que a frequência de corte definida relativamente à atenuação de 3 dB é, aproximadamente, 0,3 Hz inferior. No caso dos filtros rejeita banda, a extremidade superior da banda de passagem é, aproximadamente, 0,3 Hz superior para uma atenuação de 3 dB do que para uma de 0,1 dB. 0 seguinte pode ser o resultado do exame dos dados exibidos na Figura 4. As frequências, em parênteses, referem-se aos valores de corte correspondentes para uma atenuação de 3 dB: 1. Um filtro com uma passagem alta de 3 Hz (2,7 Hz) afecta a proporção T/QRS com uma falsa descida da proporção registada independentemente do ritmo cardíaco fetal. 2. A proporção T/QRS não é, em grande medida, afectada pelos filtros passa alto de < 3,0 Hz (2,7 Hz) quando os 17 dados de ECG sao amostrados a ritmos cardíacos fetais > aproximadamente 100 batimentos/min. 3. Quando o ritmo cardíaco cai abaixo de aproximadamente 100 batimentos por minuto, as características de filtragem tornam-se ainda mais importantes e é exigida uma passagem alta < 2 Hz (1,7 Hz) para não afectar a proporção T/QRS.

Assim, pode ver-se que, por meio da invenção, é possível atenuar ruído de sinal ECG fetal a frequências mais altas do que se pensava anteriormente possível. Considerando a distribuição de frequências de ruído discutidas acima, isto permite uma muito maior redução de ruído de sinal que, desse modo, permite uma monitorização fetal mais fiável.

Lisboa, 3 de Março de 2009 18

Claims (12)

1. REIVINDICAÇÕES 1. Aparelho para obter um sinal ECG fetal compreendendo eléctrodos (1, 3) de exploração para ligação ao feto e à pele materna numa configuração unipolar de modo a detectar um sinal ECG e um dispositivo (6) de redução de ruído de sinal ligado aos eléctrodos por meio de uma primeira interligação (5) de sinalização, caracterizado por o dispositivo de redução de ruído de sinal compreender um primeiro filtro (9) passa-alto, situando-se a frequência de corte do primeiro filtro entre 0,2 e 2,7 Hz.
2. 2. Aparelho como reivindicado na reivindicação 1, em que a frequência de corte é inferior a 1,7 Hz.
3. 3. Aparelho como reivindicado na reivindicação 1 ou 2, em que o sinal também é fornecido através de um filtro rejeita banda, estando o filtro rejeita banda configurado para atenuar o conteúdo de frequências de rede do sinal.
4. 4. Aparelho como reivindicado na reivindicação 3, em que o filtro rejeita banda atenua componentes de sinal tendo frequências de 50 Hz ou 60 Hz.
5. 5. Aparelho como reivindicado na reivindicação 3, em que o sinal é subsequentemente digitalizado antes de passar por um segundo filtro passa-alto.
6. 6. Aparelho como reivindicado na reivindicação 5, em que o segundo filtro passa-alto compreende: 1 - um meio para identificar complexos de ECG do sinal ECG e os seus pontos P-Q; - um meio para obter uma função de aproximação a uma curva entre um ponto P-Q e pontos P-Q precedentes ou subsequentes utilizando um número de pontos P-Q precedentes e subsequentes, sendo o número, pelo menos, um; e - um meio para utilizar as amostras compensadas para obter um sinal de saida.
7. 7. Aparelho como reivindicado na reivindicação 6, em que o meio para obter uma função de aproximação à curva está configurado para determinar declives de linhas entre pontos P-Q e pontos P-Q precedentes ou subsequentes; e valores y[i] compensados são obtidos de acordo com: y[i]=x[i]-m-k(i-ipq), em que i, x[i], m, k e ipq indicam, respectivamente, um índice para cada amostra, amostra não compensada com índice i, o nível do ponto P-Q para o presente complexo, o declive para o presente complexo, o índice para a amostra de ponto P-Q.
8. 8. Aparelho como reivindicado na reivindicação 6, em que o meio para obtenção de uma função de aproximação à curva é configurado para determinar polinómios com grau superior a um, sendo os polinómios baseados num ponto P-Q e pontos P-Q precedentes e/ou subsequentes.
9. 9. Aparelho como reivindicado na reivindicação 6, 7 ou 8, compreendendo ainda um filtro de determinação de médias associado com o segundo filtro passa-alto. 2
10. 10. Aparelho como reivindicado em qualquer reivindicação anterior, compreendendo ainda um meio para exibir, pelo menos, parte do sinal com ruído reduzido.
11. 11. Aparelho para redução de ruído num sinal ECG fetal compreendendo um primeiro filtro passa-alto tendo uma frequência de corte entre 0,2 e 2,7 Hz e um segundo filtro passa-alto compreendendo - um meio para identificar complexos de ECG do sinal ECG e os seus pontos P-Q; - um meio para obter uma função de aproximação a uma curva entre um ponto P-Q e pontos P-Q precedentes ou subsequentes utilizando um número de pontos P-Q precedentes e subsequentes, sendo o número, pelo menos, um; e - um meio para utilizar as amostras compensadas para obter um sinal de saída.
12. 12. Aparelho como reivindicado na reivindicação 11, compreendendo ainda as características de qualquer das reivindicações 1 a 4 e 7 a 10. Lisboa, 3 de Março de 2009 3