PT850016E

PT850016E - Aparelho e metodo de monitorizacao cardiaca

Info

Publication number: PT850016E
Application number: PT96929409T
Authority: PT
Inventors: Lee Gamlyn; Siobhan O'sullivan; Philip Needham; Tom Harris
Original assignee: Cardionetics Limited
Priority date: 1995-09-05
Filing date: 1996-09-03
Publication date: 2000-05-31
Also published as: AU705016B2; CA2230995A1; AU6882496A; DE69605676D1; EP0850016B2; EP0850016B1; DE69605676T2; JP4001916B2; EP0850016A1; ATE187621T1; US5749367A; HK1014854A1; GB9518094D0; ES2141528T3; WO1997008989A1; NZ316566A; JPH11512012A

Description

DESCRIÇÃO "APARELHO E MÉTODO DE MONITORIZAÇÃO CARDÍACA" O presente invento diz genericamente respeito a um aparelho e a um método próprios para monitorizar o funcionamento do coração de um paciente. Mais especifícamente, o presente invento diz respeito à análise de sinais de electrocardiógrafo obtidos a partir de um paciente que utiliza uma rede neural para monitorizar alterações no funcionamento ou no desempenho do coração de um paciente.

Os sinais eléctricos associados à expansão e contracção muscular do coração e respectivas câmaras são frequentemente monitorizados para se determinar condições de doença do coração, assim como a deterioração e a melhoria da condição do coração, em particular a seguir a intervenções cirúrgicas ou outros tratamentos da doença. Os pacientes são submetidos a exercícios ou a processos de reabilitação para melhorar o funcionamento do coração.

Sinais eléctricos do coração são normalmente detectados por meio de elementos almofadados ou contactos condutores fixados à parede externa do tórax e directamente ligados por meio de fios a uma máquina adequada que proporciona um traçado gráfico da forma das ondas, para um adequado dispositivo de visualização no qual a forma gráfica das ondas é representada para ser analisada por uma pessoa dotada de treino adequado. No entanto, isto requer que o paciente se ache permanentemente ligado por meio de fios ao aparelho de monitorização e além disso requer a intervenção de uma pessoa dotada de treino adequado. -2-

No documento EP-A-0 433 626 é descrita uma técnica geral de monitorização EMG em que o único pré-processamento que ocorre é a supressão de ruído e a utilização de um limiar, a fim de se detectar picos. Esta técnica diz particularmente respeito à identificação de picos e à observação de picos semelhantes no sinal EMG. Esta técnica é utilizada para classificar impulsos e para isso são utilizadas "formas nominais de impulsos" ou "vectores de biblioteca", indo desse modo a forma dos impulsos EMG variar grandemente. Neste documento não é feita qualquer referência à necessidade de identificação de características da forma das ondas.

No documento "PROCEEDINGS OF 1994 IEEE INTERNATIONAL CONFERENCE ON NEURAL NETWORKS, vol. 6, 27 de Junho de 1994-2 de Julho de 1994, ORLANDO, US, páginas 3552-3558, TONI CONDE: «automatic neural detection of anomalies in electrocardiogram (ecg) signals»" é divulgado um método para a monitorização de anomalias nos sinais de ECG, em que o sinal de ECG é pré-processado por meio de um processo que consiste primeiro numa filtragem passa-baixo para suprimir o ruído e depois na realização de um método de predição linear. Este método de predição linear dá origem ao erro residual que compreende o mesmo número de pontos de amostragem que são usados para formar um vector de elevada dimensionalidade. Este é depois introduzido num mapa auto-organizado de características de Kohonen. Este documento faz referência à utilização de um conjunto completo de pontos de amostragem que dá origem a sensibilidade significativamente reduzida, uma vez que as características importantes irão ser abafadas por ruídos extrínsecos. Além disso, a rede neural descrita neste documento actua como um classificador. Qualquer sinal de ECG introduzido irá dar origem à classificação desse sinal numa das classificações. Por outras palavras, apesar do vector introduzido poder estar situado a uma considerável distância de um nó da rede que representa uma condição cardíaca particular, se esse nó for o nó do espaço altamente dimensional que se acha mais próximo do vector introduzido, este último irá ser atribuído a esse nó, isto é, irá partir-se do princípio de que o sinal de ECG introduzido pertence a essa classe de defeitos cardíacos.

Por conseguinte, um dos objectivos do presente invento consiste em proporcionar um aparelho e um método de monitorização cardíaca que sejam capazes de fazer de uma maneira automática a monitorização de alterações na condição cardíaca.

De acordo com um aspecto, o presente invento proporciona um aparelho de monitorização cardíaca compreendendo uns meios de detecção próprios para se obter um sinal de electrocardiógrafo proveniente de um paciente durante uma fase de monitorização, uns meios de pré-processamento próprios para processar o referido sinal de electrocardiógrafo para realçar as características importantes do sinal de electrocardiógrafo e suprimir o ruído e gerar uma pluralidade de n valores representativos das características do referido sinal de electrocardiógrafo, uns meios de armazenamento próprios para armazenar uma pluralidade de m vectores de referência n-dimensionais, uns meios de rede neural de Kohonen próprios para receber a referida pluralidade de valores durante a fase de monitorização, para formar um vector n-dimensional a partir da referida pluralidade de valores e para comparar os referidos vectores n-dimensional com a referida pluralidade armazenada de m vectores de referência n-dimensionais que definem um mapa n-dimensional de características de Kohonen para se determinar a proximidade entre o referido vector n-dimensional e os referidos vectores de referência, e uns meios de emissão próprios para emitir um sinal se os referidos meios de rede neural de Kohonen determinarem que o referido vector n-dimensional se encontra dentro ou fora de uma gama limiar dos referidos vectores de referência. -4-

De acordo com um segundo aspecto do presente invento é proporcionado um método de monitorização cardíaca conforme apresentado na reivindicação 41.

Num modo de realização específico, os meios de rede neural compreendem uns meios de rede neural de Kohonen e os vectores de referência formam um mapa n-dimensional de características de Kohonen. A fim de que os meios de rede neural de Kohonen vão gerar o mapa n-dimensional de características de Kohonen, de acordo com um modo de realização, durante uma fase de aprendizagem, uma pluralidade de valores de referência é introduzida na rede neural de Kohonen, sendo esses valores representativos de características de um sinal de electrocardiógrafo de referência. A rede neural de Kohonen vai gerar o mapa n-dimensional de características de Kohonen que possui a pluralidade m de vectores de referência e esses vectores de referência são armazenados nos meios de armazenamento. O sinal de electrocardiógrafo de referência também pode ser obtido a partir do paciente durante a fase de aprendizagem para proporcionar dados normais específicos do paciente, ou o sinal de electrocardiógrafo de referência também pode ser obtido a partir de uma grande amostra da população para representar o funcionamento normal geral do coração. Em qualquer dos casos, os meios de rede neural de Kohonen vão trabalhar durante a fase de monitorização para determinar se o vector n-dimensional ou o sinal de electrocardiógrafo se encontra fora de uma predeterminada gama dos vectores de referência. Se se determinar que o vector n-dimensional se encontra fora da gama predeterminada irá ser gerado um sinal de saída. Este sinal de saída pode ser usado para desencadear um acontecimento, tal como a geração de um aviso, ou o -5-

desencadeamento da operação de armazenamento do sinal de electrocardiógrafo numa condição de não processado ou sob a forma da pluralidade de valores. O sinal de electrocardiógrafo também pode ser armazenado numa forma comprimida em vez de sob a forma da pluralidade de valores. Além disso, o sinal de saída, que pode compreender um vector de erro, pode ser utilizado para pós-processamento, a fim de, por exemplo, monitorizar o nível de esforço experimentado pelo coração.

Num modo de realização alternativo, a fase de aprendizagem pode ser omitida e a pluralidade m de vectores de referência n-dimensionais que definem o mapa n-dimensional de características de Kohonen pode ser introduzida directamente onde estes foram previamente aprendidos, por exemplo noutra máquina.

Noutro modo de realização do presente invento que pode ser usado para a detecção de condições cardíacas específicas, pelo menos um conjunto de vectores de referência pode ser incorporado no mapa n-dimensional de características de Kohonen mediante introdução directa dos vectores ou mediante aprendizagem dos vectores a partir de um ou mais conjuntos de sinais de electrocardiógrafo que representam anormalidades conhecidas. Deste modo, quando durante a fase de monitorização for detectado pelos meios de rede neural de Kohonen que o vector n-dimensional se acha dentro de uma predeterminada gama dos vectores de referência anormais, pode ser gerado um sinal de saída que pode ser usado para desencadear um alarme e/ou desencadear o armazenamento do sinal de electrocardiógrafo.

Num modo de realização do presente invento, os meios de rede neural de Kohonen são próprios para realizar a comparação e a determinação através de um processo que consiste em determinar as diferenças entre os -6- vectores de referência e a pluralidade de valores para cada dimensão, em somar as diferenças dimensionais individuais, e em comparar a soma com um valor limiar de diferença.

Num modo de realização alternativo do presente invento, os meios de rede neural de Kohonen são próprios para realizar a comparação e a determinação através de um processo que consiste em traçar um gráfico da pluralidade de valores no mapa de características de Kohonen, em calcular as diferenças entre eles por meio da lei de Pitágoras, e em comparar as diferenças com pelo menos um limiar de diferença.

Por conseguinte, de acordo com qualquer um destes modos de realização, quando é determinado que o limiar foi excedido pode ser gerado um sinal de saída. Este sinal pode ser simplesmente um sinal de disparo ou pode compreender o vector de erro entre o vector n-dimensional e o mais próximo vector de referência no mapa n-dimensional de características de Kohonen. Se for emitido o vector de erro, este pode ser usado para pós-processamento juntamente com outros sinais relacionados com o funcionamento do coração, a fim de se medir o nível de esforço experimentado pelo coração.

Num modo de realização, o pós-processamento é realizado por uma rede neural tal como a percepção de multi-camada. Os outros sinais que podem ser introduzidos são por exemplo o ritmo cardíaco, a variabilidade do ritmo cardíaco, e outras características específicas relacionadas com a forma do sinal de electrocardiógrafo. A fim de se condicionar os sinais de electrocardiógrafo para introdução na rede neural de Kohonen, estes são pré-processados, a fim de proporcionar n valores para formar o vector n-dimensional.

Num modo de realização, os n valores são obtidos mediante um processo que consiste em extrair n importantes características do sinal de electrocardiógrafo, por exemplo mediante a selecção de picos e de outras características específicas.

Num modo de realização alternativo do presente invento, o sinal de electrocardiógrafo é transformado através da utilização de uma transformada de Fourier e/ou de uma transformada de Wavelett.

Devido ao facto de um traçado de electrocardiógrafo poder incluir batimentos cardíacos irregulares distintos, como por exemplo um batimento ectópico, um modo de realização do presente invento inclui uns meios próprios para remover os batimentos cardíacos irregulares distintos do sinal de electrocardiógrafo que é processado pela rede neural de Kohonen para gerar o sinal de saída.

Uma vez que esses batimentos cardíacos irregulares podem incluir componentes de frequências distintas, por exemplo um batimento ventricular ectópico compreende uma significativa componente de baixa frequência, pode ser utilizado um filtro passa-alto para remover esses batimentos e pode ser utilizado um filtro passa-baixo para identificar e indicar quando ocorrem esses batimentos. Num modo de realização alternativo do presente invento, a rede neural de Kohonen utiliza dois diferentes conjuntos de vectores de referência e funciona em duas etapas para separar inicialmente os batimentos irregulares distintos. Um primeiro conjunto de vectores de referência n-dimensionais é armazenado para identificação dos batimentos cardíacos irregulares distintos, e um segundo conjunto de vectores de referência n-dimensionais é armazenado para monitorização de batimentos cardíacos regulares. Durante a fase de -8- monitorização, a rede neural de Kohonen funciona para comparar inicialmente o vector n-dimensional com o primeiro conjunto armazenado de vectores de referência para identificar os batimentos cardíacos irregulares distintos, e para subsequentemente comparar um vector n-dimensional, formado a partir de batimentos cardíacos regulares que excluem os batimentos cardíacos irregulares distintos, com o segundo conjunto de vectores de referência n-dimensionais. Portanto, de acordo com este método, a rede neural de Kohonen pode identificar um batimento cardíaco irregular distinto por meio de um processo que consiste em determinar se o vector n-dimensional se encontra dentro de uma gama limiar do primeiro conjunto de vectores de referência.

Os batimentos cardíacos irregulares distintos que foram identificados podem então ser ignorados na etapa subsequente realizada pelos meios de rede de Kohonen e pode ser guardada uma contagem da sua ocorrência.

Além da remoção de batimentos cardíacos irregulares distintos do sinal de electrocardiógrafo, a fim de aumentar a relação sinal-ruído, o valor médio do sinal de electrocardiógrafo ou da pluralidade de valores é de preferência calculado sobre vários batimentos cardíacos regulares. Também, para se aumentar o grau de precisão, os valores médios são de preferência normalizados por meio de um processo que consiste em reduzir os valores e dividir pelo desvio padrão.

Deste modo, os sinais de electrocardiógrafo são processados para se remover batimentos irregulares distintos e para se melhorar significativamente a relação sinal-ruído, indo desse modo reduzir-se o número de falsas identificações de novos sinais de electrocardiógrafo pela rede neural de Kohonen. O presente invento pode portanto proporcionar um aparelho de monitorização cardíaca que pode monitorizar alterações no funcionamento do coração durante a fase de -9- monitorização. O aparelho pode ser acertado para funcionar utilizando dados normais específicos de pacientes ou dados normais representativos da população. O aparelho também pode ser capaz de detectar condições cardíacas específicas que são representadas por uma específica e distinta forma de electrocardiógrafo.

Quando o aparelho é utilizado com dados normais específicos de um paciente, a gama normal para o funcionamento do coração pode simplesmente ser aprendida durante a fase de aprendizagem, como por exemplo enquanto um paciente ainda se encontra hospitalizado ou submetido a cuidados intensivos. O funcionamento do coração pode subsequentemente ser comparado com a gama normal específica do paciente durante uma fase de monitorização, por exemplo depois do paciente ter tido alta do hospital ou depois deste ter passado por um período de observação numa sector fora da unidade de cuidados intensivos. Neste modo específico do paciente, se o funcionamento do coração for determinado pela rede neural de Kohonen como desviando-se da gama normal aprendida durante a fase normal, pode ser desencadeado um acontecimento como por exemplo fazer soar um alarme ou o armazenamento dos dados de electrocardiógrafo. O soar do alarme pode permitir a intervenção de uma pessoa adequadamente treinada. Apesar de poder indicar uma deterioração na condição do paciente, o alarme pode igualmente indicar uma melhoria na condição do paciente. Portanto, neste modo específico do paciente, em qualquer dos casos, se a gama normal de funcionamento do coração do paciente sofrer qualquer deslocação, o aparelho pode ser mais uma vez posto na sua fase de aprendizagem, a fim de voltar a aprender a gama normal de funcionamento do coração do paciente.

Um importante aspecto do presente invento é o de que no presente invento uma alteração no funcionamento do coração é determinada através da consideração de uma análise completa do sinal de electrocardiógrafo, em vez de -10-

se ter apenas em consideração a frequência do pulso. No presente invento a rede neural de Kohonen é capaz de analisar a forma do sinal de electrocardiógrafo. A vantagem de se dispor de dados de treino obtidos a partir da amostra da população é a de que alguma da informação contida no sinal de electrocardiógrafo é comum a todos os pacientes. Além disso, ao dispor-se de dados de treino obtidos a partir do paciente, também podem ser classificadas as características singulares de cada indivíduo. Através da obtenção de ambos os tipos de dados é possível fazer a classificação dos padrões de electrocardiógrafo.

Um modo de realização do presente invento pode compreender uma unidade portátil que é alimentada por uma pilha incorporada e que incorpora uma unidade de visualização e/ou uma saída áudio para indicar a presença de um alarme e/ou o nível de esforço. Também pode ser proporcionada a existência de um ligador para a transferência de dados classificados ou armazenados, a fim de permitir a exposição ou a impressão de dados para uma subsequente análise por uma pessoa adequadamente treinada. O presente invento também pode ser realizado sob a forma de um sistema de monitorização à distância em que os meios de detecção e os meios de emissão se encontram distantes um do outro e comunicam um com o outro por comunicação feita através do ar, isto é, sinais de radiofrequência. Isto tem a vantagem de fazer com que o paciente não vá ficar limitado pelos fios que normalmente são fornecidos juntamente com os aparelhos electrocardiógrafos e por conseguinte este sistema é ideal para ser utilizado numa ampla gama de aplicações. O modo de realização do presente invento sob a forma de um sistema de monitorização à distância pode apresentar muitas formas. Os sinais de electrocardiógrafo podem ser transmitidos numa forma analógica ou numa forma digital e o módulo que é fixado ao paciente pode realizar o processamento e - 11 - inclusive uma certa forma limitada de exposição e/ou de alarme. Noutro modo de realização para uma estação remota pode ser transmitido apenas um sinal de saída.

Modos de realização do presente invento irão a seguir ser descritos com referência aos desenhos anexos, nos quais: a Figura 1 é um exemplo de um traçado de electrocardiógrafo; a Figura 2 é um diagrama esquemático do aparelho de monitorização cardíaca de acordo com um modo de realização do presente invento; a Figura 3 é um diagrama esquemático mais pormenorizado do aparelho de acordo com um modo de realização do presente invento; a Figura 4 é um diagrama esquemático mais pormenorizado do aparelho de acordo com um segundo modo de realização do presente invento; a Figura 5 é um diagrama esquemático mais pormenorizado do aparelho de acordo com um terceiro modo de realização do presente invento; a Figura 6 é um diagrama esquemático mais pormenorizado do aparelho de acordo com um quarto modo de realização do presente invento; a Figura 7 é um diagrama esquemático mais pormenorizado do aparelho de acordo com um quinto modo de realização do presente invento; a Figura 8 é um diagrama que ilustra os princípios da transformação de Wavelett; a Figura 9a é um diagrama de um espaço padrão bidimensional ilustrando a detecção de novidades; a Figura 9b ilustra formas alternativas das zonas situadas em tomo dos vectores de referência; a Figura 10 é um diagrama de um espaço padrão bidimensional ilustrando os princípios da detecção de novidades; a Figura 11 é um diagrama de um espaço padrão bidimensional ilustrando simultaneamente os princípios da detecção de novidades e do diagnóstico de uma condição cardíaca específica; a Figura 12a é um diagrama esquemático de um aparelho de transmissão de acordo com um sexto modo de realização do presente invento; a Figura 12b é um diagrama esquemático do aparelho receptor de acordo com o sexto modo de realização do presente invento; as Figuras 13a e 13b são diagramas de circuitos do aparelho transmissor ilustrado na Figura 8a; as Figuras 14a e 14b são diagramas de circuitos do aparelho receptor próprio para gerar os dados analógicos em série no aparelho receptor da Figura 8b; a Figura 15 é um diagrama do sinal de electrocardiógrafo recebido; - 13 -

a Figura 16 é um diagrama da janela inicial dos dados de electrocardiógrafo recolhidos no funcionamento do sexto modo de realização do presente invento; a Figura 17 ilustra o método de identificação do pico de onda R; a Figura 18 ilustra o método de centragem de uma janela de um segundo em relação ao pico de onda R; a Figura 19 ilustra o método de determinação do ritmo cardíaco; as Figuras 20a, 20b e 20c ilustram a identificação dos doze valores do traçado de electrocardiógrafo; a Figura 21 ilustra uma visualização dos doze valores obtidos; as Figuras 22a e 22b são fluxogramas que ilustram o funcionamento do sexto modo de realização; a Figura 23 é um fluxograma que ilustra a etapa de extracção de características; e a Figura 24 é um diagrama esquemático de um sétimo modo de realização do presente invento.

Fazendo agora referência às figuras, vemos que a Figura 1 ilustra um traçado típico de electrocardiógrafo no qual podem ser vistas várias características P, Q, R, S e T. A forma e as dimensões de cada uma das - 14- características é uma indicação importante da condição e do funcionamento do coração. A forma do traçado de electrocardiógrafo para quaisquer dois pacientes nunca é exactamente a mesma e por conseguinte a detecção de diferenças e de condições cardíacas específicas para pacientes requer uma significativa especialização da parte dos profissionais de medicina. O presente invento destina-se a obter informação acerca da forma do traçado de electrocardiógrafo, a fim de permitir uma detecção automática de uma alteração. A Figura 2 ilustra de uma maneira extremamente esquemática um aparelho de monitorização à distância de acordo com um modo de realização do presente invento. Um paciente 100 é dotado de um invólucro portátil 200 que pode obter um sinal de electrocardiógrafo a partir do paciente 100 e transmitir esse sinal para a estação de base remota 600. O sinal de electrocardiógrafo pode ser obtido a partir do paciente através da utilização de eléctrodos convencionais, como por exemplo um sistema de três eléctrodos em linha, com práticas de medicina já existentes. Dois dos eléctrodos podem detectar um sinal diferencial, enquanto que o terceiro pode proporcionar um sinal comum ou de referência. O sinal detectado de uma maneira diferencial pode depois ser transmitido para a estação de base remota 600, a fim de ser analisado. Conforme se poderá aqui ver mais adiante de acordo com outro modo de realização do presente invento, a análise do sinal de electrocardiógrafo também pode ser realizada no interior do invólucro portátil 200 transportado pelo paciente.

De uma maneira conveniente, o invólucro portátil 200 pode ser transportado pelo paciente alojado num bolso de um colete, ou de qualquer outra peça de vestuário semelhante, de maneira a que os eléctrodos fiquem aplicados contra a pele do paciente na posição correcta. Em alternativa, os eléctrodos são fornecidos em separado do invólucro e ligados a este por meio de fios. Na estação de base remota 600 o sinal de electrocardiógrafo é recebido por um receptor 300 - 15- e passado para um computador neural 400 para processamento. O computador neural 400 analisa o sinal de electrocardiógrafo e passa o sinal para um dispositivo de visualização e de alarme audível 500 se for detectado um sinal de electrocardiógrafo novo. Um computador neural 400 também é capaz de armazenar o sinal de electrocardiógrafo para a análise convencional feita por um profissional de medicina especializado. A Figura 3 ilustra de uma maneira mais pormenorizada um modo de realização do presente invento em que o sinal de electrocardiógrafo é transmitido sob a forma de um sinal de radiofrequência. O sinal de electrocardiógrafo detectado pelos eléctrodos 1 é passado para um amplificador de instrumentos 2 que tem características de impedância de entrada muito elevada, de rejeição de sinais de modo comum muito baixa e de ganho para diante de 1.000 sobre uma largura de banda de 0,01 Hz a 500 Hz. A saída do amplificador 2 irá depois alimentar um circuito 3 de controlo automático de ganho, de resposta muito lenta para assegurar que o nível de pico do sinal de saída vai ser mantido num valor razoavelmente constante ao valor máximo permitido do nível de modulação sem introdução de distorção. O sinal é depois modulado numa forma modulada com um sinal de RF gerado pelo gerador de RF 5. Pode ser utilizada modulação de AM ou de FM conforme for apropriado. O sinal é depois passado para uma antena 6 para transmissão. O rádio-transmissor é um circuito de curto alcance e de baixa potência concebido para trabalhar no interior de um sector de um edifício ou de um hospital, e com uma estabilidade de frequência capaz de fazer com que múltiplos canais possam trabalhar dentro da banda de frequências. Na estação de base, um rádio-receptor compreendendo uma antena 7 e um desmodulador 8 recebe e desmodula o sinal cardíaco, um por canal, sendo cada um deles suficientemente sensível para detectar o sinal de baixa potência transmitido e suficientemente selectivo para descriminar entre sinais adjacentes sem interferência. O sinal cardíaco é depois convertido num sinal S5 r

- 16- digital por meio de um conversor analógico digital linear 9 a uma velocidade de amostragem de 500 Hz, resolvendo a sua amostra do sinal analógico num número binário entre doze e dezasseis bits de comprimento. O sinal de código binário é depois passado para o processador 12 para pré-processamento na unidade de pré-processamento 10. Os sinais do pré-processador são depois passados para a rede neural 11 para análise e se for determinado um traçado de electrocardiógrafo normal é desencadeada uma saída que no corrente exemplo vai fazer com que uma unidade de alarme 13 vá provocar um alarme audível e/ou visual. Além disso, ou em vez disso, a saída pode desencadear o armazenamento e possivelmente a visualização do traçado de electrocardiógrafo. A Figura 4 ilustra um segundo modo de realização do presente invento em que um sinal de electrocardiógrafo detectado pelos eléctrodos 1 é passado para um amplificador de instrumentação 2 e para circuito 3 de controlo automático de ganho como no caso do modo de realização anterior. No entanto, antes da transmissão para diante para o rádio-transmissor, o sinal é digitalizado por um conversor analógico digital 14 para formar uma corrente de bits binários que é depois utilizada para modular no modulador 4 o sinal de RF proveniente do gerador de RF 5.

Na estação de base, o receptor compreende a antena 7 e o desmodulador 8 vai desmodular o sinal recebido para proporcionar um sinal digital que é uma amostra digitalizada do sinal analógico original. Este sinal é depois passado para o processador 12 e é analisado da mesma maneira que no caso do modo de realização anterior.

Fazendo agora referência à Figura 5, vemos que nela se acha ilustrado um terceiro modo de realização do presente invento em que o sinal de electrocardiógrafo proveniente dos eléctrodos é directamente processado por um - 17- conversor analógico digital 15 capaz de promover uma resolução superior a um microvolt. Este sinal digitalizado é depois processado utilizando um processador de sinais digitais 16 para normalizar a amplitude, melhorar o nível da relação sinal-ruído e limitar a largura de banda do sinal. Os dados digitais provenientes do processador de sinais digitais 16 é depois usado para modular um sinal de RF proveniente do gerador de RF 5 utilizando o modulador 4.

Na estação de base o sinal de RF é desmodulado e o sinal digital em série é depois convertido para em paralelo na unidade 17. O sinal em paralelo compreende palavras codificadas de doze a dezasseis bits binários que são apresentadas ao processador 12 a uma velocidade de 500 Hz. O processador 12 •vai então trabalhar sobre o sinal recebido da mesma maneira que no caso dos modos de realização anteriores. A Figura 6 ilustra um quarto modo de realização do presente invento que é semelhante ao anterior modo de realização do presente invento com excepção de que a análise do sinal de electrocardiógrafo é realizada no interior do invólucro portátil transportado pelo paciente. O sinal de electrocardiógrafo proveniente dos eléctrodos 1 é passado para um conversor analógico digital 15 de alta resolução. A saída do conversor analógico digital 15 de alta resolução é depois passada para um processador de sinais digitais 16 para normalizar a amplitude, melhorar o nível da relação sinal-ruído e limitar a largura de banda do sinal. A saída do processador de sinais digitais 16 é depois passada para o processador 12 em que o sinal de electrocardiógrafo é primeiro pré-processado na unidade de pré-processamento 10. Os dados pré-processados são depois passados para a rede neural 11 para análise. Se for determinado um traçado de electrocardiógrafo novo, irá ser gerado um sinal de saída que no caso do presente modo de realização é um sinal de alarme. O sinal é então passado para o modulador 4 para modular o sinal de RF proveniente do gerador de RF 5. O sinal - 18- modulado é então transmitido pela antena 6. Na estação de base, a antena 7 recebe o sinal de RF modulado que é depois desmodulado no desmodulador 8. O sinal de alarme é depois passado para uma unidade de alarme 21 para gerar um alarme audível ou visual.

Além da unidade de alarme, a rede neural 11 pode emitir dados sumários do sinal cardíaco, como por exemplo o ritmo cardíaco. A unidade de alarme 21 também pode receber esses dados sumários para visualização. A Figura 7 ilustra um quinto modo de realização do presente invento que é semelhante ao modo de realização da Figura 6 com excepção de que os sinais são transmitidos em forma analógica. A saída da rede neural 11 é passada para um conversor digital analógico 22. A saída analógica do conversor digital analógico 22 é depois usada para modulação do sinal de RF proveniente do gerador de RF 5 no modulador 4.

Na estação de base, a saída analógica do desmodulador 8 é digitalizada utilizando um conversor analógico digital 22 e o sinal digital é depois passado para a unidade de alarme 21. Nos modos de realização 1 a 5 aqui anteriormente descritos, o próprio sinal de electrocardiógrafo em bruto não é adequado para processamento imediato pelo computador neural. Pequenas variações no sinal são significativas e precisam de ser detectadas, mas quando estão incorporadas na totalidade do sinal tomam-se numericamente insignificantes em comparação com o nível de ruído, tomando virtualmente impossível efèctuar a detecção de novidades no sinal em bmto. Para ultrapassar esta questão, são utilizadas técnicas de processamento de sinais digitais para se extrair informação do sinal recebido. A informação extraída compreende no sinal de electrocardiógrafo características significativas que são medidas e usadas pelo computador neural para detectar novidades. - 19-

As características que são importantes num sinal de electrocardiógrafo são a altura dos picos e a separação entre picos. Um método de pré-processamento do sinal de electrocardiógrafo é o que consiste em utilizar a transformada rápida de Fourier (FFT) (do inglês Fast Fourier Transform). A transformada rápida de Fourier obtém informação acerca da frequência. Outra técnica, ou técnica complementar, é a que consiste em usar a transformada de Wavelett. Em alternativa, conforme será a seguir descrito com referência ao sexto modo de realização, as características podem ser extraídas do sinal de electrocardiógrafo.

Num modo de realização, são recolhidas amostras do sinal de electrocardiógrafo à frequência de 50 Hz, sendo tipicamente usada uma amostra de 4 segundos que irá tipicamente proporcionar pelo menos cinco sinais de batimentos cardíacos completos no interior da janela. A preparação destes dados para é a transformada rápida de Fourier (FFT) pode assumir um certo número de formas. 1. As primeiras 128 amostras podem ser apresentadas a um algoritmo FFT padrão para se obter 64 componentes reais e 64 componentes imaginárias. 2. Na primeira quarta parte dos dados pode ser realizada uma busca de picos para se encontrar o sinal de maior amplitude. Este pode ser considerado como um ponto capital R no electrocardiógrafo. As 128 amostras seguintes podem ser apresentadas a um algoritmo FFT padrão para se obter 64 componentes reais e 64 componentes imaginárias. Isto tem a vantagem de fazer a sincronização dos dados e de dar origem a uma FFT com menos ruídos. 3. A busca de picos pode ser realizada na segunda quarta parte dos dados para se encontrar a amostra de maior amplitude. Esta pode ser considerada como um ponto R no electrocardiógrafo. A partir de um número fixo de amostras que precedem o pico podem ser escolhidas 128 amostras. Essas amostras podem -20- depois ser apresentadas ao algoritmo FFT padrão para se obter 64 componentes reais e 64 componentes imaginárias. Este método tem sobre o segundo método apresentado anteriormente a vantagem de reduzir o efeito de bordos provocado pelo início de uma amostra com um pico.

Qualquer um dos métodos anteriores pode ser melhorado através da utilização de apodização, isto é, um algoritmo de redução do efeito de bordo como uma janela de Hanning.

Na amostra apresentada à FFT é incluído mais do que um impulso para permitir que possa ser tomada em consideração a informação sobre o ritmo cardíaco. Um modo de realização alternativo pode utilizar um único impulso de electrocardiógrafo para o pré-processamento e um algoritmo distinto de ritmo cardíaco para calcular o ritmo cardíaco. Isto pode tomar a FFT mais sensível a subtis alterações na forma de onda do electrocardiógrafo.

De preferência, no mapa de características de Kohonen apenas são utilizadas as componentes reais da transformada rápida de Fourier. No entanto, também podem ser usadas as componentes imaginárias ou um espectro de potência em vez ou além das componentes reais.

Além da ou em vez da transformada rápida de Fourier, podem ser usadas transformadas de Wavelett para processar o sinal de electrocardiógrafo em bruto. Esta transformada vai funcionar mediante medição da similaridade do sinal em relação a um conjunto de funções de onda definidas. Na Figura 8 encontra-se ilustrado um desse tipo de conjunto de funções de onda. As funções de onda são dispostas segundo uma hierarquia, de maneira que a saída tenha uma natureza crescente. A transformada pode proporcionar tipicamente 64 valores. -21 -

Como com a transformada rápida de Fourier, podem ser apresentados múltiplos impulsos ou um único impulso com informação adicional sobre o ritmo cardíaco dada separadamente. O método das transformadas de Wavelett também requer que o sinal seja sincronizado.

Num modo de realização todos os valores produzidos pela transformada rápida de Fourier são usados como entradas para o mapa de características de Kohonen. Um sistema que utilize a transformada rápida de Fourier com uma janela de impulsos múltipla proporciona 64 valores que são as componentes reais da transformada rápida de Fourier e que formam um vector tendo 64 valores para o mapa de características de Kohonen. No caso de para uma única janela de impulsos serem usadas tanto a transformada rápida de Fourier como a transformada de Wavelett, são proporcionados 128 valores, compreendendo 64 valores da transformada rápida de Fourier e 64 valores da transformada de Wavelett. O computador neural funciona como um mapa de características de Kohonen. Uma rede neural deste tipo é já bem conhecida e quanto a isso pode ser encontrada referência em "Neural Network Architectures. An Introduction", J. Dayhoff, Van Nostrand, Reinhold 1990, páginas 163 a 191. r O mapeamento de características no mapa de características de Kohonen é um processo por meio do qual os vectores exemplo de treino são agrupados num espaço de características. Os valores pré-processados a partir de um sinal de electrocardiógrafo definem uma posição de vector num espaço Euclideano multidimensional. A dimensionalidade do espaço é determinada pelo número de características medidas, isto é, pelo número de valores. Por exemplo, se duas características forem medidas com valores de 5 e 3, a posição de vector para esse electrocardiógrafo é (5, 3) num espaço bidimensional. Nos modos de -22- realização do presente invento aqui anteriormente descritos, em que são proporcionados 64 valores de FFT, o espaço de características é um espaço a 64 dimensões. Para um modo de realização mais complexo que utiliza a saída da transformada rápida de Fourier e a saída da transformada de Wavelett, o mapa de características de Kohonen tem 128 dimensões.

No mapa de características de Kohonen é usada uma pluralidade de vectores de referência que são inicialmente posicionados de uma maneira aleatória no espaço multidimensional. Durante uma fase de aprendizagem quando são introduzidos valores no mapa de características de Kohonen, a posição dos vectores de referência é alterada para representar a distribuição dos valores no espaço de características. Cada um dos vectores de referência tem um ponto no espaço multidimensional que é o seu centro e que pode ter uma predefmida área de influência em seu redor. Isto encontra-se ilustrado na Figura 9a. A área que envolve o vector de referência define uma predeterminada distância no espaço padrão a partir do vector de referência. Como se pode ver na Figura 9a, a forma da área de influência pode variar entre radial, quadrado e losango, respectivamente. A área radial de influência é a que tem maior grau de precisão, mas é a mais complexa de calcular. A Figura 9a ilustra um único vector de referência num espaço bidimensional. Em tomo do vector de referência encontra-se a região predeterminada que é considerada como estando dentro da gama do vector de referência. Se o vector de referência representar um vector de referência aprendido ou um sinal de electrocardiógrafo, quando um valor de electrocardiógrafo é introduzido na fase de monitorização ele irá ser reconhecido se cair dentro da área de influência, ao passo que se cair fora da área de influência não irá ser reconhecido e portanto irá ser considerado como sendo uma novidade, o que irá dar origem à geração de um sinal de saída que pode, por -23 - exemplo, fazer disparar um alarme ou desencadear o armazenamento do sinal de electrocardiógrafo. Também pode ser emitido o vector de erro, que é o vector situado entre o vector de referência mais próximo e o vector dos dados de entrada.

Considerando por motivos de simplificação o padrão bidimensional para o espaço, se um vector de referência tiver uma posição (5; 3) e o sinal de electrocardiógrafo obtido durante uma fase de medição tiver uma posição de vector de (6; 2,5), a diferença entre os dois pode ser calculada através da lei de Pitágoras ou simplesmente através da soma das diferenças dimensionais individuais, que neste caso dá a diferença de 1,5. O mapeamento de características define posições de referência no espaço de características que descreve posições "normais" para um sinal de electrocardiógrafo. Em tomo de cada vector de referência pode ser estabelecido um limiar que descreve o limite dos vectores representados nesse espaço. Portanto, por exemplo a diferença de 2,2 pode ser definida como não sendo representada pelo vector "normal" e portanto existe uma novidade. Isto encontra-se representado na Figura 9a. A posição dos vectores de referência é determinada durante um processo de treino que é descrito de uma maneira mais pormenorizada no livro da autoria de J. Dayhoff. O algoritmo assume a forma de uma rede neural em cada neurónio define a posição de um vector de referência. Uma vez determinados os dados de amostra, é usado um processo iterativo de aprendizagem para encontrar a posição óptima para todos os vectores de referência com base na posição e na densidade dos dados de exemplo. Este é o processo de treino de redes. A Figura 10 ilustra um caso simples de um espaço padrão -24- bidimensional possuindo oito vectores de referência, cada um dos quais com a sua própria área de influência. Os valores de referência representam valores médios optimizados obtidos a partir dos valores de electrocardiógrafo durante a fase de aprendizagem e são colocados de acordo com a distribuição e a densidade no interior do espaço padrão. A periferia da área de influência de cada um dos vectores de referência define um limiar de normalidade para o sinal de electrocardiógrafo com base nos sinais de electrocardiógrafo durante a fase de aprendizagem. A Figura 10 ilustra dois valores de electrocardiógrafo para este hipotético exemplo bidimensional: um representa um sinal de electrocardiógrafo normal que cai dentro do limiar de normalidade e o outro representa um sinal de electrocardiógrafo novo que cai fora do limiar de normalidade.

Num modo de realização do presente invento, e que por exemplo um paciente está a ser monitorizado num ambiente inserido num hospital, são recolhidos do paciente dados de exemplo que são usados para instruir a rede. Num modo de realização alternativo os dados de instrução podem ser obtidos a partir de sinais de electrocardiógrafo provenientes de uma grande amostra da população. Irá ser definido um conjunto de vectores de referência e os vectores de referência recolhidos a partir do paciente serão únicos para esse paciente. Durante a fase de monitorização, os valores de electrocardiógrafo pré-processados são introduzidos no computador neural para se determinar a diferença entre os vectores de referência quer através da utilização da lei de Pitágoras ou simplesmente através da soma das diferenças dimensionais individuais. Em alternativa, pode ser usado um algoritmo de função de base radial. Neste caso, os centros e as larguras das funções são definidos por um processo de instrução semelhante ao anteriormente indicado. Cada centro tem uma região de influência que pode ser de forma radial, quadrada ou binária, -25- conforme representado nas Figuras 9a e 9b. Quando uma entrada é apresentada ao espaço patente, esta irá ser reconhecida se cair no interior de pelo menos uma região central, caso contrário irá ser tratada como uma novidade. A Figura 11 ilustra um outro modo de realização do presente invento, que proporciona alguma capacidade de diagnóstico. Neste modo de realização são definidos vectores de referência específicos que representam condições específicas, como por exemplo enfarte do miocárdio. Esta região no espaço padrão define uma condição cardíaca específica e pode ser obtida mediante introdução de sinais de electrocardiógrafo que se sabe que representam o funcionamento do coração durante essa condição específica. Neste modo de realização, se durante a fase de monitorização os valores do sinal de electrocardiógrafo caírem fora do limiar de normalidade e dentro da região de anormalidade, o aparelho poderá dar uma indicação acerca da condição cardíaca específica que surgiu.

Apesar da Figura 11 ilustrar no espaço padrão apenas uma única região que representa uma única condição cardíaca específica, é evidente que esta abordagem pode ser usada para definir no espaço padrão muitas regiões diferentes que representam muitas condições cardíacas específicas diferentes. O computador neural é portanto capaz de gerar um sinal que pode desencadear um alarme de natureza auditiva ou visual. Um modo de realização do presente invento também proporciona a capacidade de compensar o dispositivo de aviso audível ou visual de maneira a que este vá fornecer uma indicação da condição cardíaca específica que surgiu se esta tiver sido reconhecida pelo computador neural.

Fazendo referência às Figuras 12a e 12b, irá agora ser descrito um -26- sexto modo de realização do presente invento. A Figura 12a ilustra um módulo de transmissão que pode ser transportado por um paciente. Sinais de electrocardiógrafo convencionais LA, LG, RA são recebidos pelo amplificador de instrumentação 25 que amplifica o sinal diferencial e o emite para um filtro de anti-sinónimos 26 para mover altas frequências que podem provocar erros de amostragem. O sinal filtrado é depois passado para um conversor analógico digital 27 e o sinal digital é depois introduzido num registo de deslocamentos em série 28. O conversor analógico digital 27 e o registo de deslocamentos em série 28 estão sob o controlo da unidade 30 de sincronização e controlo de imagens. A saída do registo de deslocamentos em série 28 é depois introduzida no modulador e transmissor de RF 29 para transmissão do sinal de electrocardiógrafo para a estação de espaço remota através da antena 31. A Figura 12b ilustra esquematicamente a estação de base remota. O sinal de electrocardiógrafo transmitido é captado pela antena 32 e passado para o receptor e desmodulador de RF 33. O sinal de electrocardiógrafo desmodulado é convertido num sinal analógico em série pelo conversor digital analógico em série 34 sob o controlo da unidade 35 de sincronização e controlo de imagens. O sinal analógico em série é depois introduzido num cartão de entrada/saída 37 no interior do computador 36. Neste modo de realização o computador é um computador IBM (marca de produto) compatível e o cartão de entrada/saída é o cartão I/O analógico e digital de múltiplos canais Lab-PC+ comercializado pela firma National Instruments. O software de aquisição de dados utilizado é o software NI/DAQ comercializado pela firma National Instruments.

Irá agora ser feita uma descrição dos circuitos de que são formadas as unidades de transmissão e recepção ilustradas nas Figuras 12a e 12b.

As Figuras 13a e 13b ilustram o diagramas de circuitos do -27- amplifícador de instrumentação 25, do filtro de anti-sinónimos 26, do conversor analógico digital 27, do registo de deslocamentos em série 28, e da unidade 30 de sincronização e controlo de imagens da Figura 8.

Os eléctrodos colocados no paciente detectam um sinal diferencial de amplitude aproximadamente igual a um milivolt. Este sinal é depois passado por intermédio dos condensadores C5 e C6 e remove qualquer componente de corrente contínua e depois através de um filtro passa-baixo que compreende as resistências R7, R8 e o condensador Cl. O restabelecimento da corrente contínua do sinal de entrada é assegurado através da provisão das resistências de fuga R3, R4, R5 e R6 de 1 ΜΩ no ponto de ligação à terra. É utilizado um amplificador de instrumentação IC10 de impedância de entrada muito elevada tendo um ganho acertado a 2.000 para amplificar o sinal de electrocardiógrafo. A saída do IC10 é passada através de um filtro passa-baixo IC12 de ganho igual a uma unidade que tem uma frequência de "roll-off' inferior a 100 Hz. A saída do filtro passa-baixo IC12 é introduzida num conversor analógico digital IC9 de 12 bits. O conversor analógico digital é configurado de maneira a dar uma precisão de 12 bits da saída digital em série, mas apenas são usados os dez mais significativos bits de dados. O ciclo de conversão analógico digital começa quando o sinal de seleccionar pastilha (chip) (CS) (do inglês Çhip Select) do pino 20 é tomado baixo. Imediatamente a seguir a isso, o conversor analógico digital toma o pino 20 baixo indicando que este está ocupado. Quando a conversão está completa o sinal de ocupado irá ser tomado alto e, por intermédio de um multivibrador biestável J-KIC6. O sinal (CS) também irá ser tomado alto.

Ao mesmo tempo que ocorre cada etapa da conversão analógico digital por aproximações sucessivas, um bit de dados e um bordo de relógio são gerados pelo conversor analógico digital com o primeiro bit mais significativo. -28-

Estes são emitidos nos pinos 18 e 17, respectivamente. Os dados em série (SerDa) e o relógio (shln) são encaminhados para um registo de deslocamentos IC5 e os dados são cronometrados no registo de deslocamentos à velocidade HiCk de 1,5 micro-segundos por bit. A sincronização das imagens e o controlo da lógica compreendem quatro blocos principais: o oscilador e divisor, o contador, a lógica de controlo de passagem, e o registo de deslocamentos. O oscilador e divisor compreende três inversores IC2A, IC2C e IC2D ligados em série juntamente com uma resistência RI e um condensador é ligado à terra entre os inversores IC2A e IC2D. Isto forma um oscilador que funciona a 667 kHz que é a frequência HiCk. A saída do inversor IC2A é enviada para o divisor binário assíncrono IC1 que divide a HiCk por 256 para produzir um relógio de baixa frequência (LoCk) que funciona a 2,6 kHz. É usado um multivibrador biestável IC7A do tipo D para sincronizar a saída do divisor para HiCk. O contador compreende um contador programável síncrono IC3 acertado para dividir por treze. Ele faz isto sendo pré-acertado para três e depois contando para quinze, de maneira que quando se dá início à realização esta vai pré-acertar o contador para treze. Isto cria a velocidade de imagens de dados de 200 imagens por segundo a partir do relógio de 2.600 Hz. O início de cada imagem é indicado por um LoCk de impulsos Sync de amplos batimentos. Isto é gerado por um multivibrador biestável J-K IC6A quando a saída de Q3 do contador IC3 se toma alta, na transição de contagem de três para quatro, a entrada J do multivibrador biestável J-K IC6A é tomada alta e no bordo seguinte de elevação do LoCk, a saída Q Sync do multivibrador biestável J-K IC6A toma-se alta. Duas contagens depois, a saída Q2 do contador IC3 toma-se alta quando o contador passa de cinco para seis e a -29- entrada K do multivibrador biestável J-K IC6A toma-se alta. No bordo seguinte de elevação do LoCk, a saída Q do multivibrador biestável J-K cronometra de novo para baixo. Para impedir que o multivibrador biestável J-K IC6A vá comutar no bordo seguinte do LoCk, o multivibrador biestável J-K IC6A é mantido reacertado quando a saída Q4 do contador IC3 se toma alta. O Sync é usado para dar início a uma conversão analógico digital por meio de um processo que consiste em ter um detector de bordos de ataque, compreendendo um inversor IC4C e um multivibrador biestável J-K IC6A gera um impulso de um batimento que põe o multivibrador biestável J-K IC6A alto e o CS baixo para dar início à conversão analógico digital. A partir dos inversores IC4A e IC4B é criado um multivibrador biestável de acerto-reacerto para proporcionar controlo de passagem para dez batimentos do LoCk acertando do multivibrador biestável quando o contador IC3 da saída Q4 se tomar alto, conta oito, e reacertando o multivibrador biestável quando o Sync se tomar alto, conta três. A saída habilitar relógio (CkEn) é usada para controlar a passagem do relógio no registo de deslocamentos IC5. O registo de deslocamentos IC5 é configurado sob a forma de um registo de deslocamentos de doze bits. O conversor analógico digital IC9 gera os doze bordos de relógio a intervalos de 1,6 micro-segundos quando completa uma conversão e cada bit de dados é cronometrado no registo de deslocamentos IC5 usando isso. Os dados são cronometrados à velocidade muito mais baixa de 2.600 Hz. A passagem do LoCk é controlada com CkEn pelo inversor IC8B para deslocar os dados no registo de deslocamentos IC5. A. corrente de dados em série é misturada com o impulso Sync no inversor IC8D e a sua passagem é controlada com o LoCk invertido a partir do inversor IC4D, de maneira que na corrente de saída em série são gerados impulsos de dados de meia largura. Apenas dez bordos de LoCk são deixados passar para o registo de deslocamentos IC5, de maneira que os dois bits menos significativo são ignorados. -30-

Neste modo de realização é usado para transmissão um módulo de rádio de baixa energia protegido legalmente. Este módulo funciona a 433 MHz ou 458 MHz e em FM. A largura de banda de modulação encontra-se na região de 4.000 baud e portanto, no caso desta particular configuração, é capaz de manipular velocidades de dados de 2.600 baud. O circuito foi implementado segundo uma concepção de baixa energia, de maneira que pode funcionar a partir de pilhas de baixa capacidade energética.

Fazendo agora referência às Figuras 14a e 14b, vemos que o circuito receptor e descodificador compreende um receptor de FM protegido legalmente equipado com duas saídas, uma saída de sinais e um indicador de intensidade de sinal recebido (RS SI). Se o RS SI não se encontrar presente, o circuito descodificador é mantido reacertado. O sinal do RSSI é introduzido num díodo Dl para proporcionar um nível limiar para o corte quando a intensidade baixa de valor, mas antes que ocorra corrupção de dados. O transístor Q1 é usado para comutar o sinal para o disparador de submissão IC2A para produzir um sinal de dados válidos ValiDa. E usado um LED (díodo emissor de luz) verde D3 para indicar a presença deste sinal. O sinal de dados válidos também é usado para controlar a passagem dos dados em série de maneira a que apenas sejam aceites dados válidos. O transístor Q2 é um detector Sync. Desde que os impulsos de dados se encontrem presentes, o condensador Cl irá manter-se descarregado. Sempre que ocorrer um impulso Sync que tenha uma largura de dois batimentos, e por conseguinte mais longo do que qualquer outro impulso, a tensão entre os terminais do condensador Cl aumenta para o limiar do disparador de Schmitt IC2C e (SyncDet) toma-se baixo. O sinal toma-se alto no bordo de fuga do Sync. -31 - O sinal (SyncDet) é introduzido nos monoestáveis IC7A e IC7B. O monoestável IC7A é disparado no bordo de ataque do (SyncDet) e o monoestável IC7B é disparado no bordo de treino do (SyncDet). Os monoestáveis IC4A e IC4B são ligados em acoplamento cruzado para formar um oscilador. Esta técnica é usada a fím de ultrapassar quaisquer problemas associados com osciladores em que os poucos primeiros ciclos após terem sido habilitados irão ter um intervalo mais longo. Com os monoestáveis, o período de cada ciclo é determinado de uma maneira precisa. O oscilador que compreende os monoestáveis IC4A e IC4B ligados em acoplamento cruzado é disparado a partir da saída do monoestável IC7B. O contador pré-acertado IC1A conta 12 ciclos a partir do oscilador e depois pára. Ele desliga o relógio barrando a passagem ao monoestável IC4B. Ele é reacertado pelo IC7A e o IC7B faz disparar o monoestável IC4A para fazer com que o relógio comece a trabalhar. A passagem dos dados em série válidos é controlada pelos disparadores de Schmitt IC2B e IC2D e estes dados são enviados para registos de deslocamentos IC5A, IC5B e IC8A que são ligados de modo a dar doze bits de registo em série. Doze ciclos de relógio ocorrem deslocando em dez bits de dados e dois bits de Sync. Os bits de Sync são ignorados e os dois menos significativos bits de fundo do registo de deslocamentos são ignorados. Os dados são deslocados em série numa das imagens e no (SyncDet) da imagem seguinte os tampões de saída IC3, IC6 e IC9 são actualizados com dados. Dez bits de dados estão disponíveis para ser introduzidos no computador que pode depois usar esses dados para realizar extracção de dados e detecção de novidades. No presente modo de realização estes dados em paralelo não são usados.

Em vez de se usar os dados em paralelo é usada uma saída analógica em série proveniente do conversor analógico em série 10 e do filtro passa-baixo ligado ao amplificador IC11A. O conversor digital analógico em -32- série proporciona uma saída de 0 a 5 volt para dados binários cronometrados em série, em que os dados são cronometrados por Tl. O (SyncDet) é usado como sinal de carga ou de actualização. O amplificador IC11A é usado como um filtro passa-baixo para suavizar o sinal analógico.

Portanto, neste modo de realização, os sinais de electrocardiógrafo são transmitidos do módulo portátil do paciente para a estação de base remota para serem analisados. Agora irá ser feita referência ao método de análise realizado pelo sexto modo de realização do presente invento com referência às Figuras 15 a 23. Este método é realizado por um programa que corre no PC.

As Figuras 22a a 22b ilustram o método de análise deste modo de realização do presente invento. Na etapa SI os dados de electrocardiógrafo são introduzidos na forma ilustrada na Figura 15. Os dados são capturados a uma velocidade de amostragem de 1 kHz e armazenados sob a forma de um ficheiro *.WAV binário na etapa S2. O ficheiro *.WAV binário é convertido num ficheiro Excel (marca de produto) na etapa S3 e na etapa S4 é extraída informação sobre amplitudes. Na etapa S5 os dados são submetidos a uma sub-amostragem à frequência de 100 Hz. Na etapa S6 é tomada uma janela de três segundos, isto é, de 300 amostras, conforme representado na Figura 16. Na etapa S7 os dois segundos centrais são explorados para um pico de onda R. O pico é identificado conforme representado na Figura 17 e na etapa S8 é criada uma janela de um segundo com a onda R centralizada, conforme representado na Figura 18. Na etapa S9 a totalidade da janela de três segundos é normalizada de maneira a que a janela de um segundo apresente amplitudes compreendidas entre 0 e 1. Conforme ilustrado na Figura 22b, a etapa seguinte é a etapa S10 que é uma extracção de características. A Figura 23 ilustra as etapas no processo de extracção de características. Na etapa SI00 a onda T é identificada mediante procura do ponto mais elevado no interior de uma janela situada a uma distância pré-estabelecida -33- em relação à onda R. Esta distância é definida por uma informação prévia acerca dos electrocardiógrafos. Na etapa SI 10 são medidas as amplitudes de ambas as ondas S e R e na etapa SI20 é calculado o valor médio destas amplitudes, valor esse que é usado na etapa SI30 para localizar a onda R prévia ou seguinte na janela de três segundos mediante a procura de um pico acima do valor médio calculado. A maior secção da janela de três segundos para qualquer um dos lados da inicialmente localizada onda R é explorada a partir da onda R para localizar o ponto seguinte onde a amplitude é superior ao valor médio. Em tomo desta janela é depois colocada uma janela para localizar a onda R seguinte. A Figura 19 ilustra este processo. A partir do intervalo medido entre as ondas R, na etapa SI40 é calculado o ritmo cardíaco em batimentos por minuto. O valor calculado é um valor discreto que não é suavizado mediante cálculos de média ao longo do tempo. Na etapa SI50 a variabilidade de R para R, isto é, a variação do ritmo cardíaco, é calculada para os 200 mais recentes batimentos cardíacos e esse valor é emitido juntamente com a medição do ritmo cardíaco.

Depois o método entra numa série de etapas destinadas a identificar a presença de um padrão de batimentos cardíacos com uma determinada forma e a localizar batimentos irregulares tais como por exemplo um batimento ventricular ectópico ou um artefacto. Ocorre um batimento ventricular ectópico quando o trajecto de condução através do coração é iniciado a partir de um nó m r nocivo nos ventrículos. E importante localizar esses batimentos para o diagnóstico de tensões cardíacas, mas devem ser considerados espúrios com respeito à monitorização de condições cardíacas. O principal conceito que está por detrás desta parte do método é o que consiste em transferir o sinal da dimensão temporal para uma dimensão que -34- proporcione uma maior separação dos tipos de sinais. Neste particular modo de realização, isso é conseguido mediante segmentação do sinal. No entanto, podem ser utilizadas transformadas, tais como a transformada de Fourier, ou mais particularmente a transformada de Wavelett, a fim de se gerar os valores de necessidade.

Na etapa SI60 as posições das ondas P, Q e S são calculadas utilizando um conhecimento prévio da forma dos batimentos. O ponto médio das ondas P e Q ocorre durante aquilo que é designado por intervalo P - R. Este pode ser considerado como uma linha de base a partir da qual se procede à medição das amplitudes. O ponto médio das ondas S e T é importante sob o ponto de vista de diagnóstico com respeito ao período de recuperação dos ventrículos. Portanto, na etapa SI70 os pontos médios PQ e ST são determinados conforme representado na Figura 20a. A Figura 20b mostra o cálculo da amplitude desses pontos e na Figura 20c é ilustrado o cálculo de doze valores que é realizado na etapa SI80. A Figura 21 ilustra os doze valores que podem ser obtidos a partir do traçado de ECG.

Os doze pontos que são tomados para analisar a forma das ondas são os seguintes: -35-

amplitude

PQ amplitude

PQ

PQ -PQ amplitude " Q amplitude - ST amplitude P- amplitude " S amplitude T amplitude amplitude amplitude p 1 tempo - Q tempo P tempo - T L tempo Q tempo tempo Q tempo S tempo Q tempo - T i tempo S tempo T tempo

Tendo sido identificados os doze valores que representam o sinal de electrocardiógrafo, na etapa Sll é determinado se é requerido o modo de aprendizagem ou de monitorização. Se para determinar os vectores ou posições de referência dos neurónios na rede neural de Kohonen for requerido o modo de aprendizagem, a fase de aprendizagem é iniciada na etapa S12 mediante a definição do número e das posições iniciais dos neurónios. Na etapa SI3 os doze valores são então introduzidos na rede neural de Kohonen que na etapa S14 aprende de uma maneira adaptativa as posições dos neurónios. Isto irá continuar para cada uma das janelas de três segundos dos dados de ECG introduzidos que foram identificados na etapa S6.

Se na etapa Sll se determinar que é requerida a monitorização, os doze valores são introduzidos na rede neural de Kohonen para identificar batimentos ectópicos na etapa SI5. O princípio de funcionamento da rede neural -36- de Kohonen tanto no modo de aprendizagem como no modo de monitorização encontra-se descrito no livro da autoria de J. Dayhoff. Na etapa SI6 é determinado o neurónio (vector de referência) mais próximo e na etapa S17 é determinado o vector de erro entre o vector de entrada e o vector de referência mais próximo. Na etapa SI8 é determinado se o erro está ou não acima do limiar predeterminado. Se o limiar for ultrapassado, na etapa SI9 o ritmo ectópico é calculado e emitido, e na etapa S20 o batimento é marcado como sendo um batimento ectópico, de maneira que irá ser ignorado no ulterior processamento do sinal de electrocardiógrafo. O processamento poderá depois continuar como se na etapa S18 o limiar não tivesse sido ultrapassado, e na etapa S21 é calculado o valor médio das oito mais recentes sub-j anelas de um segundo, que não incluem nenhum batimento ectópico, por meio de um processo de cálculo de valor médio de medianas. Na etapa S22 é mais uma vez realizada a extracção de características da maneira representada na Figura 23. Na etapa S23 os doze valores são normalizados utilizando um desvio médio e padrão pré-calculado para cada valor. O desvio médio e padrão para cada dimensão é calculado para uns arbitrários 100 conjuntos de dados e cada valor é reduzido pelo valor médio e dividido pelo desvio padrão, a fím de normalizar os valores.

Na etapa S24 foi calculada e emitida a depressão do segmento ST. A depressão do segmento ST contém informação de diagnóstico com respeito à capacidade de recuperação dos ventrículos. Portanto, a depressão do segmento ST pode ser usada como uma indicação do nível global de esforço cardíaco.

Os doze valores normalizados são depois introduzidos na rede neural de Kohonen na etapa S25. A rede neural de Kohonen possui neurónios que foram ensinados durante a fase de aprendizagem (etapas S12, S13 e SI4). Na etapa S26 é determinado o neurónio mais próximo do vector introduzido e na etapa S27 são determinados os vectores de erro. Na etapa S28 é determinado se o -37-

limiar é ou não ultrapassado e em caso afirmativo na etapa S29 é gerado um sinal de saída que indica uma novidade. Na etapa S29 também pode ser emitida a etapa S27 em que são determinados os vectores de erro.

Se o limiar não for ultrapassado uma vez que o sinal tiver sido emitido na etapa S29 foi determinado que o limiar foi ultrapassado, podem ser analisadas as janelas de três segundos seguintes, isto é, o processo pode regressar à etapa S6. No método de funcionamento do sexto modo de realização são geradas cinco saídas e estas são o ritmo cardíaco em batimentos por minuto, a variabilidade do ritmo cardíaco (variabilidade de R - R), o ritmo ectópico, a depressão do segmento ST, e o sinal de saída da análise da rede neural de Kohonen. Cada uma destas diferentes medidas constituem um indicador significativo do esforço cardíaco e estes valores podem ser pesados e combinados de maneira a dar um nível global do esforço cardíaco. A pesagem a ser aplicada a estes sinais depende da aplicação em causa. A pesagem requerida pode ser calculada utilizando uma rede neural de Kohonen tal como a percepção de multi-camada. O funcionamento desta rede também é descrito no livro da autoria de J. Dayhoff. A capacidade para fazer a monitorização do nível geral de esforço experimentado pelo coração irá habilitar um vector de saída graduado de esforço cardíaco. Isto habilita o sistema a ter uma ampla gama de aplicações.

Fazendo agora referência à Figura 24, vemos que esta é uma representação esquemática de um sétimo modo de realização do presente invento, em que todas as características do processamento e da análise dos sinais são realizadas numa única unidade que pode ser uma unidade portátil. O sinal de electrocardiógrafo proveniente dos eléctrodos 100 é passado para um amplificador de instrumentação 200 e daí para um conversor analógico digital -38- 300. O sinal digitalizado é depois passado para o pré-processador 400 para se fazer o pré-processamento do sinal. O sinal pré-processado é depois passado para a rede neural 500 para ser analisado da maneira já aqui anteriormente descrita. A saída da rede neural é depois emitida para um dispositivo de saída 600 que pode compreender um dispositivo de visualização e/ou uma unidade de saída audível. O dispositivo de saída também desencadear o armazenamento de qualquer um dos sinais de electrocardiógrafo.

Apesar do presente invento ter sido descrito com referência a modos de realização específicos, é fácil de perceber que o presente invento não se acha limitado a esses modos de realização e deve-se reconhecer que este é passível de sofrer várias modificações dentro do âmbito do invento de acordo como este é reivindicado. Por exemplo, a saída visual ou audível pode indicar o nível de esforço experimentado pelo coração, ou pode mais especificamente proporcionar um aviso quando num paciente forem detectadas condições cardíacas específicas ou uma indesejável alteração no funcionamento do seu coração. Para desencadear o registo do traçado de electrocardiógrafo, a fim deste ser analisado por uma pessoa adequadamente treinada, também podem ser utilizadas a detecção de um particular nível de esforço, a detecção de uma alteração no funcionamento do coração, ou a detecção de uma condição cardíaca específica pela rede neural. Também pode ser registado o número de vezes que esses acontecimentos ocorrem e além disso o paciente também pode ser dotado de um dispositivo indicado para registar um ponto no tempo se e quando ele se sentir igualmente bem. Isso irá proporcionar informação adicional para permitir a identificação das condições cardíacas. Além disso, apesar do princípio ao fim ter sido feita referência à utilização da rede neural de Kohonen, o presente invento é aplicável a qualquer rede neural equivalente que seja capaz de proporcionar a -39- analise dos valores obtidos a partir do electrocardiógrafo.

Lisboa, 16 de Fevereiro de 2000

Agente Oficial da Propriedade Industrial RUA VICTOR CORDON» 14 1200 LISBOA

LEGENDAS DAS FIGURAS

Fie. 2: 300 - Receptor 400 - Computador neural 500 - Dispositivo de visualização e de alarme audível 600 - Estação de base remota

Fig^: 1 - eléctrodos 2 - ampl.

3 -CAG 4 - modulador 5 - gerador de rf 8 - desmodulador

9 -CAD 10- pré-proc. 11- rede neural 12- processador 13- alarme

Fig^4: 1 - eléctrodos 2 - ampl.

3 - CAG 4 - modulador 5 - gerador de rf 8 - desmodulador 10- pré-proc. 11- rede neural 12- processador 13- alarme -2-

Fig. 5: 1 - eléctrodos 4 - modulador 5 - gerador de rf 8 - desmod. 10- pré-proc. 11- rede neural 12- processador 13- alarme 15- CAD de alta resolução

16- PSD 17 - série para paralelo Fig. 6: 1 - eléctrodos 4 - modulador 5 - gerador de rf 8 - desmod. 10- pré-proc. 11- rede neural 12- processador 15- CAD de alta resolução 16- PSD 21- alarme

Fig. 7: I - eléctrodos 4 - modulador 5 - gerador de rf 8 - desmod. 10 - pré-proc. II - rede neural 12 -processador 15 - CAD de alta resolução

16 -PSD 21 - alarme

22 - CAD

22 (*)- CDA

Fig. 8: Ver legenda traduzida na própria figura. -3 -

Fig. 9a: 1 - Espaço padrão 2 - área de influência 3 - centro 4 - entrada reconhecida 5 - entrada não reconhecida portanto nova

Fig. 10: 1 - Espaço padrão 2 - limiar de normalidade 3 - vectores de referência 4 - normal 5 -nova

Fig. 11: 1 - Espaço padrão 2 - limiar de normalidade 3 - vector de referência 4 - normal 5 - não saudável 6 - vectores de referência anormais 7 - região de anormalidade

Fig. 12a: 25- Amplificador de Instrumentação 26- Filtro de Anti-sinónimos

27- Conversor AD 28- Registo de Deslocamentos em Série

29- Modulador e Transm. de RF 30- Sincronização e Controlo de Imagens

Fig, 12b:

33- Receptor e Desmodulador de RF 34- Conversor DA em Série 35- Sincronização e Controlo de Imagens Nota: além destas legendas, ver também legendas traduzidas na própria figura -4-

Fig. 22a:

51 - Introduzir dados de ECG 52 - Dados capturados a uma velocidade de amostragem de 1 kHz e

armazenados sob a forma de um ficheiro *.WAV 53 - Converter o ficheiro *.WAV num ficheiro Excel 54 - Extrair informação sobre amplitudes 55 - Sub-amostragem a 100 Hz 56 - Tomar uma janela de 3 segundos (300 amostras)

57 - Explorar os 2 segundos centrais para um pico de onda R 58 - Criar uma sub-janela de 1 segundo com a onda R centralizada 59 - Normalizar as amplitudes para ficarem entre 0 e 1

Fie. 22b: S10 - Extracção de características SI 1 - Modo de aprendizagem ou de monitorização? 512 - Definir o número e as posições iniciais dos neurónios 513 - Introduzir 12 valores na rede neural de Kohonen 514 - Aprender as posições dos neurónios 515 - Introduzir 12 valores na rede neural de Kohonen com neurónios para identificar batimentos ectópicos 516 - Encontrar o neurónio mais próximo 517 - Determinar o vector de erro 518 - O erro está acima do limiar? 519 - Calcular e emitir o ritmo ectópico 520 - Ignorar o batimento ectópico 521 - Calcular o valor médio das 8 mais recentes sub-janelas de 1 segundo 522 - Extracção de características 523 - Normalizar os dados

524 - Calcular e emitir a depressão do segmento ST 525 - Introduzir os 12 valores na rede neural de Kohonen com neurónios ensinados durante a fase de aprendizagem 526 - Encontrar o neurónio mais próximo 527 - Determinar o vector de erro 528 - O erro está acima do limiar? 529 - Sinal de saída

Nota: além destas legendas, ver também legendas traduzidas na própria figura. -5-

Fig. 23:

SI00 - Localizar a onda T

SI 10 - Medir a amplitude de R e T S120 - Tomar o valor médio das amplitudes das ondas R e T SI 30 - Localizar a onda R seguinte ou prévia na janela de 3 segundos procurando um pico acima do valor médio SI40 - Calcular e emitir o ritmo cardíaco SI50 - Calcular e emitir a variabilidade R-R para os 200 mais recentes batimentos cardíacos SI60 - Calcular a posição de P, Q e S utilizando um conhecimento prévio da forma dos batimentos SI70 - Calcular os pontos médios PQ e ST SI80 - Calcular os 12 valores

Fie. 24: 100 - Eléctrodos 200 - Ampl.

300 -CAD 400 - Dispositivo de saída 500 - Rede Neural 600 - Pré-processador rs

Claims

REIVINDICAÇÕES 1. Aparelho de monitorização cardíaca compreendendo: uns meios de introdução (1) próprios para receber um sinal de electrocardiógrafo proveniente de um paciente durante uma fase de monitorização; uns meios de pré-processamento (10) próprios para processar o referido sinal de electrocardiógrafo para suprimir o ruído e analisar a forma de cada impulso do referido sinal de electrocardiógrafo para se obter uma pluralidade de n valores representativos da forma de cada impulso do referido sinal de electrocardiógrafo; uns meios de armazenamento próprios para armazenar uma pluralidade de m vectores de referência n-dimensionais; uns meios de rede neural (11) próprios para receber a referida pluralidade de n valores durante uma fase de monitorização, para formar um vector n-dimensional a partir da referida pluralidade de n valores e para comparar o referido vector n-dimensional com a referida pluralidade armazenada de m vectores de referência n-dimensionais que definem um volume n-dimensional para se determinar a proximidade entre o referido vector n-dimensional e o referido volume n-dimensional, e para emitir uma indicação sobre se o referido vector n-dimensional se acha dentro ou fora de uma gama limiar dos referidos vectores de referência n-dimensionais.
2. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 1, em que os referidos meios de rede neural compreendem uns meios de rede neural de Kohonen e os referidos vectores de referência formam um mapa n-dimensional de características de Kohonen. -2-
3. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 1, em que os referidos meios de rede neural são próprios para, durante uma fase de aprendizagem, receber uma pluralidade de valores de referência representativos da forma de cada impulso de um sinal de electrocardiógrafo de referência, para gerar um volume n-dimensional tendo a pluralidade de m vectores de referência, e para armazenar os referidos vectores de referência nos referidos meios de armazenamento.
4. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 3, em que os referidos meios de introdução são próprios para receber o sinal de electrocardiógrafo de referência proveniente de um paciente durante a fase de aprendizagem; sendo os referidos meios de rede neural próprios para, durante a fase de monitorização, determinar se o vector n-dimensional se acha situado fora da referida gama limiar dos referidos vectores de referência, e para emitir a referida indicação se os referidos meios de rede neural determinarem que o referido vector n-dimensional se acha situado fora da referida gama limiar.
5. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 3 ou 4, incluindo uns meios de introdução de referência próprios para introduzir o referido sinal de electrocardiógrafo de referência nos referidos meios de pré-processamento.
6. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 5, em que os meios de introdução de referência são próprios para introduzir o referido sinal de electrocardiógrafo de referência que representa uma gama de funcionamento normal do coração; os referidos meios de rede neural são próprios para se determinar se o vector n-dimensional se acha situado fora da referida gama limiar dos referidos vectores de referência, e para emitir a referida -3- indicação se os referidos meios de rede neural determinarem que o referido vector n-dimensional se acha situado fora da referida gama limiar.
7. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 4 ou 5, em que os referidos meios de introdução de referência são próprios para introduzir pelo menos um referido sinal de electrocardiógrafo de referência anormal que representa pelo menos uma condição cardíaca conhecida; os referidos meios de rede neural são próprios para se determinar se o vector n-dimensional se acha dentro de uma predeterminada gama dos vectores de referência anormais, e para emitir a referida indicação se os referidos meios de rede neural determinarem que o referido vector n-dimensional se acha dentro da referida gama predeterminada.
8. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 1, incluindo uns meios de introdução de vectores próprios para introduzir a referida pluralidade de m vectores de referência que definem um volume n-dimensional nos referidos meios de armazenamento.
9. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, em que os referidos meios de pré-processamento são próprios para realizar a extracção de características para extrair importantes características da forma de cada impulso do referido sinal de electrocardiógrafo, e para utilizar as referidas características para formar a referida pluralidade de n valores.
10. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 9, em que os referidos meios de pré-processamento são próprios para identificar os picos no referido sinal de electrocardiógrafo e para medir os valores dos picos para formar a referida pluralidade de n valores. -4-
11. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 10, em que os referidos meios de pré-processamento são próprios para identificar pontos situados a meio caminho entre picos e para medir os valores do sinal de electrocardiógrafo nos referidos pontos para incluir os valores na referida pluralidade de n valores.
12. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 11, em que os referidos meios de pré-processamento são próprios para identificar os picos P, Q, R, S e T e pontos situados a meio entre os picos P e Q e entre os picos S e T no referido sinal de electrocardiógrafo, e para utilizar os valores do sinal nos picos e pontos identificados para formar a referida pluralidade de n valores.
13. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 8, em que os referidos meios de pré-processamento são próprios para realizar uma transformada de cada impulso do referido sinal de electrocardiógrafo.
14. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 13, em que os referidos meios de pré-processamento são próprios para realizar uma transformada de Fourier e/ou uma transformada de Wavelett de cada impulso do referido sinal de electrocardiógrafo.
15. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, em que os referidos meios de rede neural são próprios para realizar as referidas comparação e determinação através de um processo que consiste em determinar as diferenças entre os referidos vectores de referência e o referido vector n-dimensional para cada dimensão, -5- somar as diferenças dimensionais individuais e comparar a soma com um valor limiar de diferença.
16. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 14, em que os referidos meios de rede neural são próprios para realizar as referidas comparação e determinação através de um processo que consiste em traçar um gráfico do referido vector n-dimensional no referido volume n-dimensional, calcular as diferenças entre eles por meio da lei de Pitágoras, e comparar as referidas diferenças com pelo menos um limiar de diferença.
17. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, incluindo uns meios de filtragem próprios para remover do referido sinal de electrocardiógrafo batimentos cardíacos irregulares distintos.
18. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 17, incluindo uns meios de indicação próprios para indicar a ocorrência dos batimentos irregulares distintos.
19. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 17 ou 18, em que os referidos meios de filtragem compreendem um filtro passa-alto.
20. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 18, em que os referidos meios de indicação compreendem um filtro passa-baixo.
21. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com -6- qualquer uma das reivindicações 17 a 20, incluindo uns meios de cálculo de valores médios próprios para calcular o valor médio de uma pluralidade de impulsos do referido sinal de electrocardiógrafo ou da referida pluralidade de n valores após remoção dos referidos batimentos irregulares distintos realizada pelos referidos meios de filtragem.
22. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 17 ou 18, em que os referidos meios de armazenamento armazenam um primeiro conjunto de vectores de referência n-dimensionais para a identificação dos batimentos cardíacos irregulares distintos, e um segundo conjunto de vectores de referência n-dimensionais para a monitorização de batimentos cardíacos regulares distintos; sendo os referidos meios de rede neural próprios para, durante a fase de monitorização, comparar inicialmente o vector n-dimensional com o primeiro conjunto armazenado de vectores de referência para identificar os batimentos cardíacos irregulares distintos, para subsequentemente comparar um vector n-dimensional, formado a partir de batimentos cardíacos regulares que excluem os batimentos cardíacos irregulares, com o segundo conjunto de vectores de referência n-dimensionais, e de emitir a referida indicação se for determinado que o referido vector n-dimensional formado a partir dos referidos batimentos cardíacos regulares se encontra dentro ou fora de uma gama limiar do referido segundo conjunto de vectores de referência.
23. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 22, em que os referidos meios de rede neural são próprios para emitir uma indicação da ocorrência de um batimento cardíaco irregular distinto quando é determinado que o vector n-dimensional formado a partir do batimento cardíaco irregular distinto se encontra dentro ou fora de uma gama limiar do referido primeiro conjunto de vectores de referência. -7-
24. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 23, incluindo uns meios de cálculo de valores médios que reagem à indicação da ocorrência de um batimento cardíaco irregular distinto e que são próprios para calcular o valor médio de uma pluralidade de impulsos do referido sinal de electrocardiógrafo ou da referida pluralidade de n valores para uma pluralidade de batimentos cardíacos regulares.
25. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 24, incluindo uns meios de normalização próprios para normalizar a pluralidade de valores cujo valor médio foi calculado, sendo essa normalização realizada por meio de um processo que consiste em reduzir os valores pelos valores médios e dividir pelo desvio padrão.
26. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, incluindo uns meios de geração de alarmes próprios para gerar um alarme em resposta à indicação emitida pelos referidos meios de rede neural.
27. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, incluindo uns meios de armazenamento de dados próprios para durante um certo período de tempo armazenar o referido sinal de electrocardiógrafo e/ou a pluralidade de valores em resposta à indicação emitida pelos referidos meios de rede neural.
28. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 25, incluindo uns meios de pós-processamento próprios para pós-processar a indicação emitida pelos referidos meios de rede neural para proporcionar uma indicação de esforço -8- cardíaco, em que a indicação emitida compreende um vector de erro, juntamente com dados adicionais relacionados com o funcionamento do coração.
29. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 28, incluindo uns meios próprios para proporcionar os referidos dados adicionais compreendendo pelo menos um dos seguintes dados: ritmo cardíaco, variação do ritmo cardíaco, taxa de ocorrência de batimentos cardíacos irregulares distintos, como por exemplo batimentos ectópicos, e a diferença entre o valor do sinal de electrocardiógrafo situado a meio caminho entre os picos S e T e o valor do sinal de electrocardiógrafo situado a meio caminho entre os picos PeQ.
30. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 28 ou 29, em que os referidos meios de pós-processamento incluem meios de rede neural.
31. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 30, em que os referidos meios de rede neural compreendem uns meios de percepção de multi-camada.
32. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, em que os referidos meios de introdução incluem uns meios de digitalização próprios para digitalizar o referido sinal de electrocardiógrafo a introduzir nos referidos meios de pré-processamento.
33. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, em que os referidos meios de introdução incluem uns meios de detecção próprios para se obter o referido sinal -9- de electrocardiógrafo proveniente do referido paciente, e em que o aparelho inclui uns meios de emissão próprios para emitir sob a forma de um sinal a indicação proveniente dos referidos meios de rede neural.
34. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 33, em que os referidos meios de detecção e os referidos meios de emissão são remotos uns em relação aos outros, e em que o aparelho inclui uns meios de comunicação próprios para estabelecer entre eles comunicações feitas através do ar.
35. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 34, em que os referidos meios de detecção são proporcionados no interior de um invólucro portátil concebido para ser fixado ao tórax do referido paciente, incluindo o referido invólucro portátil uns meios de transmissão próprios para transmitir sinais para os referidos meios de emissão; sendo os referidos meios de emissão proporcionados numa estação de base, incluindo a referida estação de base uns meios de recepção próprios para receber os sinais transmitidos.
36. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 34, em que os referidos meios de detecção compreendem uns eléctrodos próprios para ser fixados ao tórax de um paciente, incluindo o referido aparelho um invólucro portátil próprio para ser transportado pelo paciente, incluindo o referido invólucro portátil uns meios de transmissão próprios para receber sinais provenientes dos referidos eléctrodos e para transmitir sinais para os referidos meios de emissão; encontrando-se os referidos eléctrodos ligados ao referido invólucro por meio de fios; sendo os referidos meios de emissão proporcionados numa estação de base, incluindo a referida estação de base uns meios de recepção próprios para receber os sinais transmitidos. - 10-
37. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 35 ou 36, em que os referidos meios de transmissão e os referidos meios de recepção são concebidos para respectivamente transmitir e receber os referidos sinais de electrocardiógrafo, incluindo a referida estação de base os referidos meios de pré-processamento e os referidos meios de rede neural.
38. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 35 ou 36, em que o referido invólucro portátil contém os referidos meios de pré-processamento e os referidos meios de rede neural; e em que os referidos meios de transmissão e os referidos meios de recepção são concebidos para respectivamente transmitir e receber sinais indicativos da proximidade entre o referido vector n-dimensional e os referidos vectores de referência.
39. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, incluindo uns meios de armazenamento próprios para durante um certo período de tempo armazenar o referido sinal de electrocardiógrafo ou a referida pluralidade de n valores em resposta à indicação emitida pelos referidos meios de rede neural.
40. Aparelho de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 3, em que os referidos meios de rede neural são próprios para, durante a fase de aprendizagem, receber uma segunda pluralidade de valores de referência representativos de características de um sinal de electrocardiógrafo indicativo de uma condição cardíaca específica, para gerar uma pluralidade de vectores de referência anormais que definem um volume n-dimensional anormal; e para, durante a fase de monitorização, comparar o referido vector n-dimensional com a referida pluralidade do vectores de referência anormais para se determinar se o referido vector n-dimensional se acha dentro de uma predeterminada gama - 11 -

dos referidos vectores de referência anormais, incluindo o referido aparelho uns meios de aviso da condição cardíaca que reagem à referida indicação emitida pelos referidos meios de rede neural para gerar um aviso de que o referido paciente possui a referida condição cardíaca específica se os referidos meios de rede neural determinarem que o referido vector n-dimensional se acha dentro da referida predeterminada gama dos referidos vectores de referência anormais.
41. Método de monitorização cardíaca, compreendendo as seguintes etapas: receber um sinal de electrocardiógrafo obtido a partir de um paciente durante uma fase de monitorização; pré-processar o sinal de electrocardiógrafo para suprimir o ruído e analisar a forma de cada impulso do referido sinal de electrocardiógrafo para se obter uma pluralidade de n valores representativos da forma de cada impulso do referido sinal de electrocardiógrafo; formar um vector n-dimensional a partir da referida pluralidade de n valores; comparar o vector n-dimensional com uma pluralidade armazenada de m vectores de referência n-dimensionais que definem um volume n-dimensional para se determinar a proximidade entre o vector n-dimensional e os referidos vectores de referência; e emitir um sinal se for determinado que o vector n-dimensional se encontra dentro ou fora de uma gama limiar dos referidos vectores de referência n-dimensionais.
42. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 41, em que os referidos vectores n-dimensionais definem um mapa n-dimensional de características de Kohonen.
43. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 41 ou 42, incluindo durante uma fase de aprendizagem as seguintes etapas: receber uma pluralidade de valores de referência representativos da forma de cada impulso de um sinal de electrocardiógrafo de referência; gerar um volume n-dimensional tendo a referida pluralidade de m vectores de referência; e ( armazenar os referidos vectores de referência.
44. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 43, incluindo as seguintes etapas: receber o referido sinal de electrocardiógrafo obtido a partir de um paciente durante a fase de aprendizagem; durante a fase de monitorização, determinar se o vector n-dimensional se acha fora da referida gama limiar dos referidos vectores de referência; e emitir o referido sinal se for determinado que o referido vector n-dimensional se encontra fora da referida gama limiar.
45. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 43, incluindo as seguintes etapas: durante a fase de aprendizagem, receber o referido sinal de electrocardiógrafo de referência representativo de uma gama normal de funcionamento do coração, e processar o sinal de electrocardiógrafo de referência para gerar a referida pluralidade de valores de referência; e durante a fase de monitorização, determinar se o vector n-dimensional se acha fora da referida gama limiar dos referidos vectores de referência, e emitir o referido sinal se for determinado que o referido vector n-dimensional se encontra fora da referida gama limiar. -13-
46. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 44, incluindo as seguintes etapas: durante a fase de aprendizagem, introduzir pelo menos um referido sinal de electrocardiógrafo de referência que seja anormal e que represente pelo menos uma condição cardíaca; e durante a fase de monitorização, determinar se o vector n-dimensional se acha dentro de uma predeterminada gama de vectores de referência anormais, e emitir o referido sinal se for determinado que o referido vector n-dimensional se encontra dentro da referida gama predeterminada.
47. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 41, incluindo a etapa de introduzir e armazenar a referida pluralidade de m vectores de referência que definem o referido volume n-dimensional.
48. Método de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações 41 a 47, em que a referida etapa de pré-processamento compreende as etapas que consistem em extrair importantes características da forma de cada impulso do referido sinal de electrocardiógrafo, e em obter a referida pluralidade de n valores a partir das características extraídas.
49. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 48, em que a etapa de pré-processamento inclui as etapas que consistem em identificar os picos no referido sinal de electrocardiógrafo, e em medir os valores dos picos para formar a referida pluralidade de n valores.
50. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 49, em que a etapa de pré-processamento inclui as etapas que - 14- consistem em identificar pontos situados a meio caminho entre os picos, e em medir os valores do referido sinal de electrocardiógrafo nos referidos pontos para incluir os valores na referida pluralidade de n valores.
51. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 50, em que a etapa de pré-processamento inclui as etapas que consistem em identificar os picos P, Q, R, S e T e pontos situados a meio entre os picos P e Q e entre os picos S e T no referido sinal de electrocardiógrafo, e em utilizar os valores do sinal de electrocardiógrafo nos picos e pontos identificados para formar a referida pluralidade de n valores.
52. Método de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações 41 a 48, em que a referida etapa de pré-processamento inclui a etapa que consiste em realizar uma transformada de cada impulso do referido sinal de electrocardiógrafo.
53. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 52, em que a etapa de pré-processamento inclui a etapa que consiste em realizar uma transformada de Fourier e/ou uma transformada de Wavelett de cada impulso do referido sinal de electrocardiógrafo.
54. Método de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações 41 a 53, em que a etapa de comparação inclui as etapas que consistem em determinar as diferenças entre os referidos vectores de referência e o referido vector n-dimensional para cada dimensão, em somar as diferenças dimensionais individuais, e em comparar a soma com um valor limiar de diferença.
55. Método de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações 41 a 53, em que a etapa de comparação inclui as etapas -15- que consistem em traçar um gráfico do referido vector n-dimensional no referido volume n-dimensional, em calcular as diferenças entre eles por meio da lei de Pitágoras, e em comparar as referidas diferenças com pelo menos um limiar de diferença.
56. Método de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações 41 a 55, incluindo a etapa que consiste em remover do referido sinal de electrocardiógrafo batimentos cardíacos irregulares distintos.
57. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 56, incluindo a etapa que consiste em indicar a ocorrência dos batimentos irregulares distintos.
58. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 56 ou 57, incluindo a etapa que consiste em calcular o valor médio de uma pluralidade de impulsos do referido sinal de electrocardiógrafo ou da referida pluralidade de valores após remoção dos referidos batimentos irregulares distintos.
59. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 56 ou 57, incluindo as etapas que consistem em, durante a fase de aprendizagem, armazenar um primeiro conjunto de vectores de referência n-dimensionais para a identificação dos batimentos cardíacos irregulares distintos, e um segundo conjunto de vectores de referência n-dimensionais para a monitorização de batimentos cardíacos regulares; compreendendo a etapa de comparação as operações que consistem em comparar inicialmente o vector n-dimensional com o primeiro conjunto armazenado de vectores de referência para identificar os batimentos cardíacos irregulares distintos, e em subsequentemente comparar um vector n-dimensional, - 16- formado a partir de batimentos cardíacos regulares que excluem os batimentos cardíacos irregulares distintos, com o referido segundo conjunto de vectores de referência n-dimensionais; e compreendendo a etapa de emissão as operações que consistem em emitir o referido sinal se for determinado que o referido vector n-dimensional formado a partir dos referidos batimentos cardíacos regulares se encontra dentro ou fora de uma gama limiar do referido segundo conjunto de vectores de referência.
60. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 59, em que a etapa de emissão inclui a etapa que consiste em emitir um sinal que indica a ocorrência de um batimento cardíaco irregular distinto quando é determinado que o vector n-dimensional formado a partir do batimento cardíaco irregular distinto se encontra dentro ou fora de uma gama limiar do referido primeiro conjunto de vectores de referência.
61. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 60, incluindo a etapa que consiste em calcular o valor médio de uma pluralidade de impulsos do referido sinal de electrocardiógrafo ou da referida pluralidade de n valores para uma pluralidade de batimentos cardíacos regulares.
62. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 61, incluindo a etapa que consiste em normalizar a pluralidade de valores cujo valor médio 'foi calculado, sendo essa normalização realizada por meio de um processo que consiste em reduzir os valores pelos valores médios e dividir pelo desvio padrão. ç
63. Método de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer - 17- uma das reivindicações 41 a 62, incluindo a etapa que consiste em gerar um alarme em resposta ao sinal de saída.
64. Método de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações 41 a 63, incluindo a etapa que consiste em, durante um certo período de tempo, armazenar o referido sinal de electrocardiógrafo e/ou a pluralidade de valores em resposta ao sinal de saída.
65. Método de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações 41 a 62, incluindo a etapa que consiste em pós-processar o sinal de saída para proporcionar uma indicação de esforço cardíaco, em que o sinal de saída compreende um vector de erro, juntamente com dados adicionais relacionados com o funcionamento do coração.
66. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 65, incluindo a etapa que consiste em proporcionar os dados adicionais compreendendo pelo menos um dos seguintes dados: ritmo cardíaco, variação do ritmo cardíaco, taxa de ocorrência de batimentos cardíacos irregulares distintos, como por exemplo batimentos ectópicos, e a diferença entre o valor do sinal de electrocardiógrafo situado a meio caminho entre os picos S e T e o valor do sinal de electrocardiógrafo situado a meio caminho entre os picos PeQ.
67. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 62 ou 66, em que o pós-processamento é realizado por uma rede neural tal como uma percepção de multi-camada.
68. Método de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações 41 a 67, incluindo a etapa que consiste em digitalizar o - 18-

sinal de electrocardiógrafo antes do pré-processamento.
69. Método de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações 41a 68, em que a etapa de recepção é realizada num local e a etapa de emissão é realizada num segundo local remoto em relação ao referido primeiro local, incluindo o método um processo que consiste em proporcionar comunicações entre os dois locais feitas através do ar.
70. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 69, em que o referido sinal de electrocardiógrafo é obtido por uma unidade portátil fixada ao paciente, e o sinal de saída é proporcionado numa estação de base remota em relação à referida unidade portátil.
71. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 70, em que o referido sinal de electrocardiógrafo é transmitido para a referida estação de base onde são realizadas as referidas etapas de pré-processamento, de formação, de comparação e de emissão.
72. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a reivindicação 70, em que as etapas de obtenção e de pré-processamento são realizadas na referida unidade portátil, e em que a referida pluralidade de n valores é transmitida para a referida estação de base.
73. Método de monitorização cardíaca, de acordo com qualquer uma das reivindicações 41 a 72, incluindo a etapa que consiste em, durante um certo período de tempo, armazenar o referido sinal de electrocardiógrafo e a referida pluralidade de valores em resposta ao referido sinal de saída.
74. Método de monitorização cardíaca, de acordo com a -19- reivindicação 43, incluindo as seguintes etapas: na fase de aprendizagem, receber uma segunda pluralidade de valores de referência representativos de características de um sinal de electrocardiógrafo indicativo de uma condição cardíaca específica, e gerar uma pluralidade de vectores de referência anormais que definem um volume n-dimensional anormal; e na fase de monitorização, comparar o referido vector n-dimensional com a referida pluralidade de vectores de referência anormais para se determinar se o referido vector n-dimensional se acha dentro de uma predeterminada gama dos referidos vectores de referência anormais, e gerar um aviso de que o referido paciente possui a referida condição cardíaca específica se se determinar que o referido vector n-dimensional se acha dentro da referida predeterminada gama dos referidos vectores de referência anormais. Lisboa, 16 de Fevereiro de 2000

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