BLANCO VELASCO, Manuel (Dep. Teoría de la Señal y Comunicaciones, Escuela Politécnica SuperiorUniversidad de Alcalá,Ctra. Madrid - Barcelon, km. 33 Alcalá de Henares, E-28871, ES)
AMO LÓPEZ, Pedro (Dep. Teoría de la Señal y Comunicaciones, Escuela Politécnica SuperiorUniversidad de Alcalá,Ctra. Madrid - Barcelon, km. 33 Alcalá de Henares, E-28871, ES)
CRUZ ROLDÁN, Fernando (Dep. Teoría de la Señal y Comunicaciones, Escuela Politécnica SuperiorUniversidad de Alcalá,Ctra. Madrid - Barcelon, km. 33 Alcalá de Henares, E-28871, ES)
MORO SERRANO, Concepción (Dep. Teoría de la Señal y Comunicaciones, Escuela Politécnica SuperiorUniversidad de Alcalá,Ctra. Madrid - Barcelon, km. 33 Alcalá de Henares, E-28871, ES)
HERNÁNDEZ MADRID, Antonio (Dep. Teoría de la Señal y Comunicaciones, Escuela Politécnica SuperiorUniversidad de Alcalá,Ctra. Madrid - Barcelon, km. 33 Alcalá de Henares, E-28871, ES)
MORENO MARTÍNEZ, Eduardo (Dep. Teoría de la Señal y Comunicaciones, Escuela Politécnica SuperiorUniversidad de Alcalá,Ctra. Madrid - Barcelon, km. 33 Alcalá de Henares, E-28871, ES)
BLANCO VELASCO, Manuel (Dep. Teoría de la Señal y Comunicaciones, Escuela Politécnica SuperiorUniversidad de Alcalá,Ctra. Madrid - Barcelon, km. 33 Alcalá de Henares, E-28871, ES)
AMO LÓPEZ, Pedro (Dep. Teoría de la Señal y Comunicaciones, Escuela Politécnica SuperiorUniversidad de Alcalá,Ctra. Madrid - Barcelon, km. 33 Alcalá de Henares, E-28871, ES)
CRUZ ROLDÁN, Fernando (Dep. Teoría de la Señal y Comunicaciones, Escuela Politécnica SuperiorUniversidad de Alcalá,Ctra. Madrid - Barcelon, km. 33 Alcalá de Henares, E-28871, ES)
MORO SERRANO, Concepción (Dep. Teoría de la Señal y Comunicaciones, Escuela Politécnica SuperiorUniversidad de Alcalá,Ctra. Madrid - Barcelon, km. 33 Alcalá de Henares, E-28871, ES)
HERNÁNDEZ MADRID, Antonio (Dep. Teoría de la Señal y Comunicaciones, Escuela Politécnica SuperiorUniversidad de Alcalá,Ctra. Madrid - Barcelon, km. 33 Alcalá de Henares, E-28871, ES)
| REIVINDICACIONES 1. Método para Ia detección de Ia alternancia de Ia repolarización ventricular cardiaca caracterizado por Ia extracción de Ia información de Ia repolarización ventricular mediante el enventanado en tiempo continuo de bloques de latidos de longitud variable de una señal bioeléctrica del corazón, ECG, donde el enventanado se realiza con una ventana definida por una señal periódica de ciclo de trabajo ajustable. 2. Método, según Ia reivindicación 1 , caracterizado porque el proceso de enventanado (140) está definido como el producto de Ia ventana periódica (30) y el bloque de señal. 3. Método, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, donde el proceso de enventanado de un mismo bloque de ECG se realiza con diferentes versiones de Ia ventana periódica (30) desplazadas (130) con los siguientes retardos: 0, T1 2τ, 3τ,..., mr, siendo r y de m valores prefijados o parámetros introducidos por el usuario y no pudiendo superar el valor máximo del retardo de la duración del segmento dé repolarización. 4. Método, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado por una ventana periódica (30) con los siguientes aspectos: • El periodo de Ia ventana (25) puede ser un valor fijo elegido o puede ser el periodo medio del bloque de latidos que se enventana. • El ciclo de trabajo de Ia ventana periódica es variable y está comprendido entre el 15-45% (20, 25) • La ventana periódica (30) se sintetiza como Ia repetición periódica de un pulso (35). • El ciclo de trabajo de Ia ventana periódica se calcula a partir del periodo medio de Ia señal ECG, Tb (20), y del tiempo de pulso de Ia ventana, Tw (25), como - ^ -100%. Tb 5. Método según Ia reivindicación 4, donde Ia forma de onda del pulso (35) puede utilizar cualquier forma de onda parametrizada a modo de ventana para extraer Ia información, como por ejemplo el uso de ventanas hamming, hamming, triangulares, rectangulares, de kaiser o también se pueden utilizar formas de onda no parametrizadas como es el caso de ventanas adaptadas con Ia formas de onda similares al complejo ST-T. 6. Método, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado por una técnica para reducir el efecto de Ia variabilidad de Ia frecuencia cardiaca mediante un procedimiento para Ia normalización de frecuencia cardiaca mediante- Ia utilización de un periodo truncado (180). 7. Métodp, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, donde se realizan una serie dé acciones de post-procesado de Ia señal enventanada (95) con el fin de resaltar Ia información correspondiente a Ia alternancia en relación con el ruido. 8. Método, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que se utiliza un procedimiento que resta latidos consecutivos (145) con el fin de eliminar el ruido ECG de fondo y artefactos de baja frecuencia. 9. Método, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que se calcula Ia tendencia del segmento ST-T (150) para separar lá información de Ia alternancia de Ia onda T, AOT, de Ia información no deseada. 10. Método, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que se utiliza un procedimiento que mediante el filtrado de Ia señal elimina artefactos de ruido (155). 11. Método, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que se estima Ia densidad espectral de potencia (160) de Ia señal enventanada (90) y post- procesada (95). , : 12. Método, según (a reivindicación 11, en el que a partir de Ia búsqueda y análisis de " picos en los armónicos de /i/2 (165) se obtiene el coeficiente de relación de alternancia de Ia onda T, RAOT (170), siendo fc Ia frecuencia media de Ia señal ECG. 1.3. Método, según las reivindicaciones.11 y 12, en el que a partir de Ia relación entre los armónicos impares de /j/2 (40, 45, 50-, 55) y el ruido en sus proximidades (60, 65, 70, 75) se calcula el coeficiente RAOT. 14. Método, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que determina Ia existencia o no de alternancia de repolarización ventricular a partir del coeficiente RAOT (175). 15. Método, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que calcula los resultados sobre Ia existencia de alternancia de repolarizacion a partir de Ia densidad espectral de potencia de Ia señal enventanada y post-procesada (165) y el coeficiente RAOT (170). 16. Método según Ia reivindicación 15, caracterizado porque se calcula y visualiza Ia estimación de Ia señal que corresponde con Ia forma de onda alternante, ε(t), . obtenida mediante un filtrado del espectro enventanado a partir de los armónicos impares (40, 45, 50, 55) situados en los múltiplos de Ia mitad de Ia frecuencia elegida en Ia ventana periódica (20). 17. Método, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que cuando Ia duración de los intervalos RR, es decir los intervalos entre ondas R consecutivas, de los latidos de un bloque supere un determinado tanto por ciento del valor medio de Ia duración de todos los intervalos, se realiza Ia normalización del periodo del bloque (180) de latidos. 18. Método según Ia reivindicación 17, en el que el tanto por ciento a partir del cual se realiza Ia normalización es del 10%. 19. Método, según las reivindicaciones 17 y 18, en el que se elige el periodo de normalización como el máximo de los intervalos RR del bloque de latidos o como un valor fijo que debe ser superior a 0.65 segundos y que puede ser introducido por el usuario del dispositivo (180). 20. Método, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que se utiliza una técnica de descomposición empírica de modos que permite separar las componentes que caracterizan a Ia AOT de las componentes dé ruido (140). 21. Método, según Ia reivindicación 20, en el que se opera mediante Ia caracterización de Ia señal como suma de funciones intrínsecas de modo. 22. Método, según Ia reivindicación 20, en el que se separa Ia señal de las componentes ruidosas mediante los descriptores Hjorth y el índice de pureza espectral. 23. Dispositivo para Ia detección de Ia alternancia de Ia repolarización ventricular cardiaca caracterizado por incluir medios para Ia extracción de Ia información de Ia repolarización ventricular mediante el enventanado en tiempo continuo de bloques de latidos de longitud variable de una señal bioeléctrica del corazón, ECG, donde el enventanado se realiza con una ventana definida por una señal periódica de ciclo de trabajo ajustable. 24. Dispositivo para Ia detección de Ia alternancia de ia repolarización ventricular cardiaca según Ia reivindicación 23, caracterizado por incluir medios para realizar los pasos del método según cualquiera de las reivindicaciones 2-22. 25. .Disposjtivo, según Ia reivindicación 23, caracterizado por operar de manera adaptativa o prefijada en función del escenario de operación en el que se encuentre y de sus requisitos de funcionamiento, siendo Io modos de operación: • • Funcionamiento en modo normal, destinado al análisis de señales o bloques de señal con bajo nivel de ruido y condiciones estables de variabilidad de Ia frecuencia cardiaca, en el que Ia ventana periódica se genera a Ia frecuencia media de latido. ' • Funcionamiento en modo ruidoso, destinado al análisis de señales o bloques de señal con alto nivel de ruido, en el que se realiza Ia normalización de periodo (180) tomando Ia frecuencia de normalización como el máximo intervalo RR del bloque de señal analizado . • Funcionamiento en modo de tiempo real. |
SECTOR DE LA TÉCNICA El objeto de Ia patente es Ia descripción de un método implementable en dispositivos físicos, tanto externos como implantables en el cuerpo humano, para Ia detección de alternantes en Ia repolarización cardiaca. Su uso por Io tanto está destinado al entorno clínico estando incluida en el sector de Ia técnica de Ia instrumentación biomédica.
ESTADO DE LA TÉCNICA
La invención consiste en un dispositivo y un método para Ia detección de patrones de alternancia ' de Ia onda de repolarización . ventricular sobre señales eléctricas del corazón o electrocardiograma (ECG). El ECG es Ia grabación eléctrica de Ia actividad del corazón y se utiliza para establecer el diagnóstico de enfermedades cardiacas. Cada latido del corazón se compone de un conjunto de ondas que tradicionalmente se; denotan mediante las letras PQRST. El segmento de Ia señal comprendido entre Ia onda S y Ia onda T, referido como complejo ST-T, corresponde con Ia repolarización ventricular y está relacionado con diversas patologías. La alternancia de onda T (AOT) o alternancia de Ia repolarización ventricular se ha propuesto como un indicador de riesgo para el diagnostico de fallos ventricuiares y arritmias ventricuiares. Estudios recientes, han concluido que Ia aparición de AOT es un estratificador del riesgo de padecer muerte súbita cardiaca [GehO5]. Se ha concluido también que Ia AOT puede aparecer en momentos previos a Ia fibrilación ventricular cardiaca y en posteriores a Ia oclusión de las arterias coronarias que también pueden desembocar en episodios de fibrilación ventricular y muerte súbita cardiaca. Su detección puede ser válida para predecir dichos episodios y actuar en consecuencia, por ejemplo en una irriplementación en desfribiladores implantables que pueda complementar y mejorar Ia detección de casos positivos. La AOT consiste en pequeñas variaciones en Ia morfología, amplitud y duración del complejo ST-T que se producen entre latidos consecutivos. En Ia mayor parte de los casos, los episodios de AOT están caracterizados por amplitudes cercanas a los microvoltios haciendo su inspección y reconocimiento visual prácticamente imposibles.
En Ia figura 1 se muestra un ejemplo de episodio de alternancia de onda T. Considérese que el complejo ST-T en ausencia de episodios de AOT presenta una morfología que podemos asociar con un patrón referenciado como A. En caso de que exista AOT 1 se producen variaciones periódicas latido a latido sobre el segmento de repolarización ventricular. En este caso aparece un nuevo patrón sobre el complejo ST-T que se referencia como B. La alternancia consecutiva entre patrones A y B (Fig. 1) se corresponde con un suceso de AOT (ABABABA...). Este fenómeno se refleja en el espectro de Ia señal en las componentes frecuenciales iguales a Ia mitad de Ia frecuencia de latido.
Entre las diversas técnicas de análisis de Ia alternancia de Ia onda T propuestas hasta el presente, se pueden citar: ' • El método espectral [Ros94], [Smi98]: esta técnica propone analizar las variaciones energéticas del espectro frecuencial de Ia señal ECG de las series temporales de un grupo de latidos, de manera que se busque un pico de energía para una frecuencia reveladora de Ia fluctuación buscada.
• La técnica de demodulación compleja [Nea91]: esta técnica intenta modellzar Ia fluctuación de Ia amplitud de Ia onda T por una sinusoide de frecuencia 0,5 ciclos por latido y de amplitud y de fase variables, de manera que se asegure un seguimiento dinámico de las variaciones de alternancia de Ia onda T.
• La técnica de Ia media móvil modificada [VerOO]: este método consiste en calcular, cada dos latidos, Ia media móvil del nivel de Ia onda T en un punto dado del segmento de repolarización y en cuantificar Ia diferencia de amplitud entre las dos medias. '
• La técnica de estiramiento [Ber97]: en esta técnica se superpone Ia onda T a una plantilla y Ia componente temporal es estirada de manera que se minimice Ia diferencia entre Ia plantilla y el latido analizado.
• La técnica por autocorrelación [Bur97]: se trata de una técnica que consiste en cuantificar, en el dominio temporal, las variaciones de amplitud y de morfología de Ia onda de repolarización sobre Ia base de un índice de correlación. Cada onda T se correlaciona con una onda T media representativa de una serie de latidos, traduciéndose una alternancia, positiva o negativa, en una oscilación del índice de correlación alrededor del valor unitario. La serie intef latidos de coeficientes se analiza utilizando un contador de paso por cero en el dominio del tiempo.
« El enfoque mediante wavelets [Cou99]: Ia señal ECG se descompone como una suma de gaussianas que posteriormente se procesan, de manera que se aislan las diferentes componentes de Ia onda (P, QRS y T) y que aparezcan así singularidades, reveladoras en particular de una alternancia para Ia onda T.
• Transformada de Karhunen-Loewe [Lag96]: se emplea Ia. KLT truncada para compactar Ia energía del complejo ST-T en un número reducido de coeficientes para posteriormente analizar las series espectralmente mediante el método de correlación.
• Método de filtrado Capón [MarOO]: es una variante de la demodulación compleja. Se utiliza un filtro FIR que minimiza Ia potencia de Ia señal de salida mientras preserva Ia componente alternante. Se aplica en lugar de un filtro paso bajo invariante.
• Método de proyección Poincaré [StrO2]: los mapas de Poincaré se usan para analizar sistemas dinámicos que muestran periodicidad. Se comienza obteniendo las series de Poincaré tomando muestras en Ia misma fase del complejo ST-T de latidos consecutivos y se representan pares de diferencias entre las muestras de esa serie. La alternancia se identifica cuando dos agrupaciones de puntos separadas están presentes en los mapas.
• Método de Ia transformada de periodicidad [SriO2a]: Ia transformada de periodicidad se aplica a las series interlatido de algunas características de Ia onda T, como por ejemplo Ia amplitud de pico, área o varianza. Con este método se calcula Ia energía de Ia proyección ortogonal de cada serie en el subespacio de secuencias de periodicidad 2 latidos.
• Método de pruebas estadísticas [SriO2b]: se proponen distintas pruebas estadísticas para Ia detección de AOT. • Método de Ia relación de probabilidad Laplaciana [MarO6]: Dado un modelo de señal en el que se incluye ruido y alternancia, el estimador de máxima probabilidad (MLE) y el test de relación de probabilidad generalizado (GLRT) se pueden utilizar para Ia estimación y detección de alternancia. Se demuestra que Ia función densidad probabilidad del ruido fisiológico se corresponde con una distribución Laplaciana. El MLE y el GLRT para este modelo se basan en filtros de mediana.
Los métodos descritos en el estado de Ia técnica para Ia detección de AOT deben hacer frente a dos efectos principales inherentes a las señales ECG. Estos dos efectos son, el ruido de Ia señal ECG y Ia variabilidad de Ia frecuencia cardiaca.
• El ruido sobre Ia señal ECG es uno, de los principales problemas para la detección de AOT, especialmente cuando Ia potencia de éste es del mismo orden de magnitud que el de Ia potencia de Ia alternancia. En este caso, puede ocurrir que el ruido oculte las pequeñas variaciones asociadas con Ia AOT. Éste hecho es común para todos los métodos de detección propuestos, no habiéndose dado más solución que Ia inclusión de etapas de pre-procesado para Ia eliminación de ruido.
• La variabilidad de Ia frecuencia cardiaca es otro problema principal en Ia detección de AOT en el sentido de que algunos de los métodos descritos están diseñados con Ia condición necesaria de que Ia señal ECG analizada presente condiciones de estacionaridad en Ia frecuencia cardiaca. Al ser Ia señal ECG una señal de frecuencia variable los métodos de detección requieren Ia obtención de dicha condiciones de proximidad a Ia. periodicidad, mediante acciones externas al análisis de AOT. Las soluciones adaptadas para conseguir estas condiciones consisten en Ia administración de fármacos, como son Ia atropina o Ia dobutamina, o en Ia realización de pruebas de esfuerzo monitorizadas por personal médico. Este factor de variabilidad de Ia frecuencia cardiaca se magnifica cuando el método de detección de AOT necesita un elevado número de latidos para el análisis del ECG ya que se hace complicado que dichas condiciones estacionarias se mantengan en el tiempo. Las técnicas descritas anteriormente utilizan tramas de longitud elevada de al menos 64 a 128 latidos. Estos dos efectos prevalecen en el caso de deterrnu rαuαs seπaies corno suri ios registros Holter o las pruebas de esfuerzo o registros de ergometría.
La presente invención presenta una nueva técnica de detección, de cuantificación y dé cálculo de Ia forma de onda alternante en él análisis de Ia alternancia de Ia onda T de una señal ECG. Respecto a las técnicas referidas anteriormente, esta invención tiene las siguientes propiedades:
- Procesa el ECG en el dominio del tiempo.
- Se basa en análisis espectral, pero en lugar de procesar series temporales extraídas del ECG utiliza el ECG como señal original en el análisis.
- Utiliza un número reducido de latidos en el análisis, 8 a 32, disminuyendo el efecto de variabilidad de Ia frecuencia cardiaca, mejorando Ia resolución del análisis y reduciendo el coste computacional haciéndolo válido para su impϊementación en cualquier dispositivo existente, incluyendo dispositivos portátiles o implantables.
- Es robusto frente al ruido, siendo el método válido para el análisis de cualquier tipo de señal eléctrica del corazón procedente de cualquier fuente o dispositivo existente, entre los cuales se pueden citar, los registros Holter de larga duración, señales procedentes de pruebas de esfuerzo, dispositivos de monitorización cardiaca o señales intracavitarias procedentes de estudios electrofisiológicos o aparatos implantables.
- Además de estimar el nivel de alternancia de Ia señal, permite recuperar Ia forma de onda de Ia alternancia y definir los instantes temporales del ECG sobre los que aparece.
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EXPLICACIÓN DE LA INVENCIÓN La invención descrita tiene como objetivo Ia detección de Alternancia de Onda T (AOT) mediante el análisis de las componentes frecuenciales preferiblemente a Ia mitad de Ia frecuencia de, latido. Los métodos de detección que se proponen se aplican sobre bloques de señal ECG formados por varios latidos. .Para modelar cada uno de estos bloques de señal cardiaca se consideran dos propiedades: proximidad a condiciones de periodicidad y proximidad a condiciones estacionarias. Con el fin de conseguir dichas condiciones el funcionamiento de Ia invención se basa en el análisis de bloques con una cantidad reducida de latidos (Fig. 2). Por un lado se consigue disminuir Ia variabilidad de frecuencia cardiaca del bloque favoreciendo así condiciones próximas a la periodicidad. Por otro lado se consigue que Ia sucesión de ondas PQRST de cada latido sea estacionaria (Fig. 3).
El método que se propone en Ia invención está basado en Ia relación teórica existente entre Ia frecuencia cardiaca y Ia frecuencia de las ondas de Ia alternancia. Se considera que el ECG consiste en una señal estacionaria. Sea f c Ia frecuencia cardiaca media en un instante determinado del ECG. En estas condiciones Ia aparición de un suceso de AOT, que se manifiesta de manera periódica cada dos latidos, se reflejará en el espectro de frecuencias a Ia mitad de Ia frecuencia media cardiaca f < /2. El método propuesto en Ia invención realiza el tratamiento del ECG directamente en el dominio del tiempo. EI análisis se realiza sobre bloques segmentados de L latidos. La descripción de Ia señal ECG, p o (t), se basa en un modelo aditivo que se obtiene a partir de Ia repetición periódica de un único latido q(t). De este modo bloque de L latidos, para todo L par y sin pérdida de generalidad, se expresa como: p o (t) = ∑q(t-ιτ b ),
;=o donde T b - es el periodo del bloque de latidos. Por ser p(t) una función periódica su espectro de frecuencias P 0 (O)) consiste en un tren de pulsos en las frecuencias múltiplos de Ia frecuencia media de latido. P Q (ω) = 2π∑ a k -δ(ω --£-) , k=-∞ J- b donde a k son los coeficientes del desarrollo en serie de Fourier de p ϋ (t) .
La aparición de AOT se modela como una componente aditiva ε(t) de una función de onda alternante que se supone de morfología, duración y amplitud arbitrarias. Esta función se repite cada par de latidos, por Io que su frecuencia es Ia mitad de Ia frecuencia cardiaca. Añadiendo dicha función al modelo de señal ECG propuesto se obtiene Ia siguiente función:
L L 12
J p(0 = ∑ ? (í-/2;) + ∑6(í-2/r é X - I e Z, L par,
/=0 Z=O cuya transformada de Fourier es: Donde b k que son ios coeficientes del desarrollo én serie de Fourier de Ia extensión periódica de Ia función de onda alternante. La AOT se manifiesta en el espectro como funciones impulso que se repiten en las frecuencias múltiplo de Ia mitad de Ia frecuencia de latido. El objetivo del método propuesto en Ia invención es el de extraer Ia información de los coeficientes b k de Ia onda alternante respecto al resto de Ia señal de ECG junto con el ruido que pudiera existir. Para ello el método de Ia invención debe incrementar Ia significancia de los armónicos de Ia AOT en relación con los armónicos principales de Ia señal y del ruido.
El método propuesto en Ia invención se adapta a diferentes modos de funcionamiento o implementaciones. Estas implementaciones pueden ser dispositivos materiales fijos, portátiles o ¡mplantables. Se definen tres tipos de modos de operación aplicables a los tres tipos de implementación de Ia invención. Estos son, funcionamiento en modo normal, funcionamiento en modo ruidoso y funcionamiento en tiempo real. El funcionamiento en modo normal se propone para el análisis de señales en condiciones estables como puede ser el caso de registros de ECG tomados en centros médicos en condiciones de bajo nivel de ruido. Los resultados clínicos de este método son Ia potencia de alternancia estimada y Ia forma de onda de Ia alternancia.
El funcionamiento en modo ruidoso se propone para el análisis de señales en condiciones inestables con alto nivel de ruido, como pueden ser señales provenientes de registros Holter de larga duración o de pruebas de esfuerzo. El resultado clínico de este modo de operación es Ia potencia de alternancia estimada.
El funcionamiento en tiempo real se propone para Ia implementación de dispositivos en los cuales Ia detección de Ia AOT se debe realizar en un intervalo de tiempo conocido Io suficientemente pequeño para Ia toma de decisiones. Este modo está indicado en implementaciones de dispositivos implantables, como el caso de desfibriladores implantables y los marcapasos, en los cuales el nivel de ruido de Ia señal intracavitaria es bajo. La detección de AOT se utiliza como un parámetro añadido en Ia detección de fenómenos de fibrilación ventricular y muerte súbita cardiaca.
Las posibles implementaciones de Ia invención pueden incluir una o varias de las siguientes características:
- Un mecanismo para Ia extracción de señales ECG implementado en el propio dispositivo o un mecanismo que permita obtener las señales desde otro dispositivo capacitado para ello (195).
- Uno o varios dispositivos de presentación gráfica que permitan Ia visualización de Ia señal fisiológica capturada con una o varias derivaciones así como de los resultados del análisis, como por ejemplo una pantalla o cualquier medio de impresión (215, 220, 210, 225, 235). - Uno o varios mecanismos de comunicación que permitan el envío de comandos de control del dispositivo o Ia transmisión de información a otro dispositivo basado en cualquier sistema de comunicación conocido inalámbrico o mediante cable (235).
- Uno o varios dispositivos de almacenamiento de datos basado en discos de estado sólido o magnético (185), extraíbles o no, que permitan almacenar señales, resultados, o datos de ejecución necesarios en Ia operación del dispositivo. - Un interfaz de operación basado en un teclado (200), ratón (205) o botones de operación (230).
Los resultados mostrados para Ia estimación de Ia AOT pueden ser uno o varios de los siguientes:
El valor de Ia estimación de potencia, que puede, darse en unidades de voltaje como por ejemplo voltios o de potencia como por ejemplo vatios (220).
La zona del ECG en Ia que aparece Ia alternancia de manera superpuesta al ECG en el eje de tiempos. Ya que Ia amplitud de Ia onda alternante es despreciable respecto a Ia potencia de Ia señal, ésta superposición se representará con un color diferente. Para disponer de Ia información de Ia potencia de Ia onda se incluyen gradientes de color que permitan diferenciar los instantes temporales en los qué haya mayor potencia de Ia onda alternante de aquellos que tienen una potencia menor (225).
La forma de onda estimada de Ia onda alterante correspondiente (215).
La presentación de los resultados comentados en el dispositivo puede ser conjunta con otros datos fisiológicos de Ia señal o del paciente que se estimen oportunos (210). Entre ellos, a modo de ejemplo se incluyen, Ia estimación del nivel de ruido de Ia señal, el ritmo cardiaco, el ritmo respiratorio, los valores de variabilidad cardiaca, presión sanguínea, datos referentes a Ia pruebas de gasometría, etc.
DESCIPCIÓN DE LAS FIGURAS: Figura 1: se muestra un ejemplo esquemático con Ia sucesión, de patrones ABABA... sobre el segmento de repolarización que ilustra un episodio de AOT. Figura 2: con el fin de caracterizar Ia variabilidad de Ia frecuencia cardiaca, se muestran los histogramas de Ia desviación estándar de Ia frecuencia cardiaca para un mismo grupo de señales ECG procedentes de pruebas de ergometría para bloques de longitudes de 8, 16, 32, 64 y 128 latidos. En el eje de ordenadas se muestran los valores de desviación estándar de Ia frecuencia cardiaca y en el eje de abscisas el número de veces que aparecen dichos valores de desviación. Las escalas en el eje de ordenadas de Ia gráfica anterior son diferentes para poder apreciar las distribuciones de los casos de 64 y 128 latidos. Como se puede comprobar, para un menor bloque de latidos Ia desviación estándar de Ia frecuencia cardiaca es menor. En estas condiciones de análisis con el uso de bloques de latidos con longitudes de 8, 16 e incluso 32 latidos se obtienen variabilidades sobre Ia frecuencia menores por Io que. se suponen condiciones de proximidad a Ia periodicidad.
Figura 3: se muestran 128 latidos aislados procedentes de un registro Holter alineados a partir del complejo QRS. Como puede apreciarse Ia morfología de las ondas no tiene una gran variación. Por Io tanto se puede suponer que Ia señal cardiaca consiste en una forma de onda que se repite en determinados instantes temporales para dar lugar a un latido cardiaco. •
Figura 4: se muestra un ejemplo de ventana utilizada para Ia extracción de Ia información de AOT. Esta ventana se sintetiza a partir de Ia repetición periódica de un
T - , pulso cuadrado con un ciclo de trabajo variable (20, 25) de — — - 100%.
Figura 5: se muestra el espectro correspondiente a un bloque de 32 latidos con una frecuencia de 71.2 latidos por minuto (1.8 Hz). Como puede apreciarse los armónicos que reflejan Ia AOT están situados en los múltiplos impares de Ia mitad de Ia frecuencia de latido de 0.6 Hz (40, 45, 50, 55). La señal utilizada en Ia simulación ha sido creada utilizando ruido fisiológico aditivo. Para el ejemplo se ha utilizado un pulso periódico rectangular a Ia frecuencia de latido con un ciclo de trabajo del 25%. Figura 6: se muestra el algoritmo secuencial de funcionamiento. Se diferencian las etapas de Extracción y/o almacenamiento del ECG (80), adecuación de Ia señal , y eliminación d© ruido y artefactos (85), extracción de Ia información de AOT mediante Ia síntesis de una ventana periódica y enventanado de Ia señal (90), post-procesado para Ia mejora de detección de AOT (95), detección de AOT a partir del cálculo del RAOT. Y para finalizar las etapas que se pueden implementar de manera conjunta o por separado para Ia presentación de resultados (110) y el envío de datos a Ia interfaz de salida (105). Figura 7: se muestra el algoritmo que permite Ia extracción de Ia información relacionada con Ia AOT mediante él enventanado de una función periódica. Para ello se calcula Ia frecuencia media del bloque de latidos (115, 120) y se sintetiza una ventana periódica que será multiplicada por el bloque (125, 35, 20, 25, 140). Con el fin de aumentar Ia resolución y Ia sensibilidad en Ia detección, el enventanado se realiza con un número variable de ventanas que consisten en versiones desplazadas en el tiempo de Ia original (135). El número de ventanas utilizadas dependerá de las condiciones de Ia señal así como de las características, de procesamiento y memoria del dispositivo físico donde se implemente el procedimiento. Figura 8: se muestra un esquema de diseño de Ia etapa para Ia mejora de Ia detección de AOT. Esta etapa aumenta Ia significancia de Ia información que identifica Ia AOT. Las acciones tomadas son Ia siguientes: eliminación de ruido, artefactos y del EQG de fondo (145, 155) y estimación de Ia tendencia de Ia señal (150). Figura 9: se muestra el esquema de diseño de Ia etapa destinada a Ia detección de Ia AOT, a partir de Ia estimación de Ia densidad espectral de potencia de las. señales enventanadas (160) se calcula Ia relación de alternancia de onda T (RAOT) (165, 170) sobre el cual se toma Ia decisión de existencia o no de AOT (175). .
Figura 10: se muestra un bloque de latidos con una arritmia en el cuarto latido que provoca una desviación de la frecuencia media en el bloque. Se puede apreciar que Ia ventana periódica w(t) ajusta correctamente con los complejos ST-T de los primeros latidos pero que no se sincroniza a partir de dicho suceso patológico. En este caso Ia extracción de la información de alternancia no se hace de manera correcta por Io que se pueden producir fallos en Ia detección. Figura 11 : se muestra el método para Ia normalización de frecuencia por periodo truncado (180), a partir del cual se obtiene una señal ECG periódica a partir de una frecuencia elegida. Este método se utiliza para mejorar Ia detección de ÁOT cuando Ia variabilidad de Ia frecuencia cardiaca del bloque de latidos es elevada. Figura 12: se muestran las posibles implementaciones físicas del dispositivo de Ia invención y los elementos que los componen. Existen dos tipos de implementaciones, un dispositivo con pantalla para el análisis de los datos (190) y otra versión válida para un dispositivo implantable (240) como puede ser un desfibrilador. Figura 13: se muestra una interfaz de representación gráfica de Ia alternancia basada en Ia visualización de Ia información de AOT en el tiempo. Se utilizan diferentes colores sobre el segmento de repolarización en Ia representación del ECG sin necesidad de cambiar su morfología (255). Este resultado se obtiene a partir de los algoritmos de diseño paralelo y su resolución depende del número de ventanas utilizadas. La representación se obtiene promediando y ponderando de manera temporal los bloques de señal que mayor RAOT han obtenido. Las potencias elevadas se identifican, con un color y las bajas con otro (245, 250).
Figura 14: se muestra el esquema resumido de funcionamiento del dispositivo, se incluyen los modos de funcionamiento adaptativos a las condiciones de Ia señal y las acciones tomadas en cuanto a variabilidad cardiaca (250) y ruido (265). También se muestra la fase de recuperación de Ia señal de alternancia (295) y junto con las fases " de presentación y/o transmisión de los resultados (300).
MODO DE REALIZACIÓN En el modelo de ECG descrito con anterioridad no se ha incluido ruido. Para el caso de un escenario ruidoso, se considera Ia introducción de ruido aditivo V(Y) de función de densidad de probabilidad y potencia arbitrarias. Incluyendo el ruido, el modelo de ECG propuesto es entonces x(i) = p(t) + v(f), y su espectro:
X(ώ)=P(ώ)+V(ώ). Previo al análisis de AOT el método realiza una etapa de pre-procesado con el objetivo de extraer dicha información. En primer lugar se realiza un enventanado sobre los complejos ST-T de. Ia función x(f) mediante una ventana periódica w(f) con un ciclo
T w de trabajo arbitrario de —-100% . Esta ventana se sintetiza a partir de Ia repetición
periódica de un pulso de forma de onda arbitraria. El periodo escogido de Ia ventana w(t) es igual al periodo medio de Ia señal ECG, es decir T b . La anchura del pulso está definida por Ia variable T w . Eligiendo diferentes valores de anchura se Obtienen diferentes ciclos de trabajo. La función densidad espectral de potencia S w (ω) de Ia ventana periódica ~ w(i) para el caso de Ia repetición periódica de una ventana rectangular (Fig. 4) es: donde . sin(kω b T w ) _ c k - , K e ¿ , kπ y
b τ b . Como resultado del enventandado producido por Ia multiplicación del ECG periódico con ruido aditivo x(t) y el pulso periódico w{f) se obtiene el ECG enventanado x w (t) que puede expresarse como: χ w (0 = χ (t) • Ht) = P(0 • w(t) + v(0 • w(t).
Con el fin de eliminar información redundante o innecesaria, como el ECG de fondo o artefactos de ruido de baja frecuencia, como es el caso del ruido de línea de base, se aplica una etapa de post-procesado de manera inmediatamente posterior al enventandado. Entre las posibles acciones, tomadas se realiza una etapa consistente en Ia substracción de los segmentos consecutivos de repolarización extraídos, obteniendo de esta forma el ECG diferencial envéntanado:
. x wι (t) = x y ,(t)- x y ,(t - T b ) = p wd W + Vr t (t), . donde, y - , . v wd (O = v d (O-w(O = [v(O-v(í-7¡)}w(O.
El ruido es Ia variable que principalmente puede enmascarar Ia detección de AOT. Una vez eliminado el ECG de fondo, se analiza Ia dependencia de Ia señal diferencial enventanada respecto al ruido con el fin de evaluar el rendimiento del método propuesto. Para ello se analizan las propiedades estadísticas de Ia función de ruido diferencial enventanada descrita anteriormente. Si se asume un proceso estacionario en sentido amplio, Ia función de autocorrelación R 1 ^ (T) del ruido diferencial v d {f) es tal y como se muestra a continuación:
.R v /r)=2R,(r)-R,(τ+r i )-R,(r-r δ ), siendo R v (τ) Ia función de autocorrelación del ruido. La función densidad espectral de potencia se obtiene a partir de Ia densidad espectral del ruido S v (ω) como Ia transformada de Fourier de R v (τ)
S Vd (α>) = 2S v (ω) - S v (ω)(e JωT> + e laT ^ . = 2^(O) - (I - COsCiOr 4 ))
= 4 S v (ω) • sin 2 [ω ^J.
La autocorrelación de Ia función de ruido diferencial enventanada R wd (t, t — τ) se puede calcular a partir de Ia función diferencial teniendo en cuenta c\μev wd {f) = v d (t)- w{t). v Tras el envéntanado el proceso resultante no es estacionario si no cicloestacionario [Gar75]. De este modo:
R Vwd (t,t- τ) τ)}w{t)-w(t- τ) y Ia función de densidad espectral de potencia se calcula como Ia transformada de Fourier del promedio de Ia autocorrelación sobre Ia variable tiempo. que en el dominio de Fourier equivale a Ia convolución:
5 U ω) = ¿ 2ΛΓ ' { 5 v> ) * S w (β > ) ]
= 4^|c t | -S v (ω - kω b )-sϊn 2 [ — -ω - kπ \.
Él numerador de Ia expresión anterior impone ceros en el origen y en todos los armónicos de Ia frecuencia de latido. Por otro lado el ciclo de trabajo del pulso periódico w(t) se puede elegir de acuerdo a determinados criterios que permitan afinar Ia detección de AOT, con valores comprendidos entre el 5% y el 45%. Una buena solución de compromiso, a modo de ejemplo, puede ser Ia utilización de un ciclo de trabajo del 25% (T w = T b /4) . En este caso, todos los coeficientes impares del ECG diferencial enventanado se cancelan:
+ l - , donde n es un entero.
La detección de los sucesos de AOT queda supeditada a Ia búsqueda de los picos frecuenciales en los armónicos de las frecuencias múltiplo de Ia onda alternante (Fig. 5), es decir, f,/2 (40), siendo f c y todos sus múltiplos impares que se comparan con el ruido en sus proximidades. Como resultado de este análisis se obtiene una Relación de Alternancia de Onda T (RAOT) sobre el cual se establecerán los criterios que permitan diferenciar Ia existencia o no de AOT en el bloque de latidos analizado. Esta detección se puede realizar mediante umbralización, técnicas de detección de picos, utilización de redes neuronales,. etc.
Una vez establecida Ia existencia o no de AOT, se llevara a cabo Ia fase de presentación de resultados donde, el dispositivo de Ia invención puede calcular una forma de onda estimada de Ia onda de alternancia mediante una transformación inversa y filtrado de Ia densidad espectral de potencia calculada. El esquema de diseño propuesto en Ia invención se sucede en cinco etapas secuenciales diferenciadas (Fig. 6), que se enumeran en orden de aplicación: i Extracción y/o almacenamiento del ECG (80).
2 Adecuación de Ia señal y eliminación de ruido. y artefactos (85).
3 Extracción de Ia información de AOT mediante Ia síntesis de una ventana periódica y enventanado de la señal (90).
4 Postprocesado para Ia mejora de detección de AOT (95). 5 Detección de AOT a partir del cálculo del RAOT (100).
6 Presentación de resultados (110).
7 Interfaz de salida (105).
A continuación se describen cada una de las etapas descritas y los bloques de diseño que las conforman: 1 Extracción y/o almacenamiento del ECG (80).
Su función es Ia de capturar Ia señal ECG que puede constar de una o varias derivaciones. Este mecanismo de captura está implementado en el propio dispositivo (195). En caso contrario se encargará de adaptar fas señales tomadas por cualquier otro dispositivo capacitado para ello mediante Ia lectura física de los datos o de su recepción vía cualquier medio de transmisión.
2 Adecuación de Ia señal y eliminación de ruido y artefactos (85):
Su función es Ia de adecuar Ia señal de entrada para facilitar su análisis, elimina el ruido y artefactos como por ejemplo el ruido de Ia línea de base. Puede implemeηtarse mediante cualquier método existente en el estado de Ia técnica como puede ser el filtrado lineal, filtrado no lineal o procesamiento multitasa.
v 3 Extracción de Ia información de AOT mediante enventanado w(t) (90): Su función es Ia de procesar el bloque de latidos a Ia entrada para discriminar
Ia información espectral ajena a Ia AÓT. Esta etapa se desarrolla en paralelo con el fin de mejorar Ia resolución del método. EI esquema de diseño se basa en el promediado de los espectros a través del enventanado en diferentes áreas de Ia señal. Cuando el ciclo de trabajo de Ia ventana es pequeño (valores inferiores al 25%), el área de barrido sobre el complejo ST-T disminuye y se puede dar el caso dé cubrir zonas del segmento de repolarización ventricular en las cuáles no existe AOT pudiendo existir en zonas adyacentes. Con dicho objetivo, la presente invención analiza Ia señal mediante diferentes versiones desplazadas de Ia ventana periódica, calculando el espectro medio resultante del producto de cada una de ellas con el bloque ECG. Este esquema, además de aportar mayor robustez frente al ruido, aumenta Ia resolución de Ia detección, eliminando el. efecto que puede provocar el uso de ventanas con ciclo de trabajo pequeño. Esta etapa está subdividida en los siguientes bloques a implementar:
• Detección QRS (115): .
Su misión es Ia de detectar los complejos QRS del bloque de latidos. Se puede utilizar en su ¡mplementación cualquier método existente en el estado de Ia técnica, como por ejemplo, el uso de filtros adaptativos o transformada wavelet.
• Cálculo de r 6 (120): - . , '
Se calcula Ia frecuencia y desviación típica de Ia frecuencia cardiaca. • Síntesis de Ia ventana (125):
Sü función es Ia de sintetizar Ia ventana que se utiliza para extraer Ia información de Ia AOT. Para ello se sintetiza una señal periódica a partir de un pulso con un periodo igual al de Ia frecuencia media de latido T b (25) y un ciclo de trabajo entre el 5% y el 45%. La elección del ciclo de trabajo se determina en función de Ia resolución requerida eligiendo un valor de T w
(20). El enventanado del ECG " con ciclos de trabajo pequeños extrae una menor cantidad de información del complejo ST-T y se ve afectado por el ruido en menor medida, mientras que el enventanado con ciclos de trabajo mayores se ve más afectado por este. Respecto a Ia morfología del pulso (3p) a partir del cual se sintetiza Ia ventana, tiene una forma de onda arbitraria, como por ejemplo ventanas hamming, hanning, triangulares, rectangulares, de Kaiser, etc. O también se pueden utilizar formas de onda no parametrizadas como es el caso de ventanas adaptadas con formas de onda similares al complejo ST-T. • Retardo (130):
Su función es Ia de generar una versión desplazada de Ia ventana periódica sintetizada. Este bloque se encarga de introducir un retardo r de duración arbitraria. Para retardos r pequeños se incrementa Ia resolución del método y su robustez frente al ruido. La elección del número de versiones desplazadas de Ia ventana dependerá de las condiciones de Ia señal y de las características de Ia unidad central de procesamiento (CPU) y memoria del dispositivo físico a implementar. • Enventanado (140):
Es un bloque destinado a realizar el producto de Ia señal con Ia versión desplazada de Ia ventana periódica que Ie corresponda.
Post-procesado para mejorar Ia detección de AOT (95):
Esta etapa tiene como misión incrementar Ia significancia de Ia alternancia sobre el ruido de Ia señal mediante un procesado de manera que Ia detección de AOT se vea favorecida. Los bloques a implementar serán uno o varios de los siguientes: • Eliminación del ECG de fondo (145).
Se elimina el ECG de fondo junto con artefactos de ruido de baja frecuencia, por medio de Ia substracción de los segmentos consecutivos de repolarización extraídos.
• Estimación de Ia tendencia (150): Esta sub-etapa calcula Ia tendencia de Ia señal discriminando en parte los cambios que tiene Ia señal de los producidos por artefactos de ruido, de manera que se realza Ia información de Ia AOT en Ia siguiente etapa de detección. Con dicho fin, se utilizan métodos hábiles para tal propósito, como es el caso de Ia descomposición empírica de modos (EMD: Empirical Mode Decomposition) [HuaO1] que consigue separar Ia información útil correspondiente a Ia repolarización ventricular del ruido y artefactos. La presente invención propone un método de estimación de Ia tendencia a partir de Ia separación que se realiza mediante Ia reconstrucción parcial de Ia señal obtenida como Ia suma de las funciones intrínsecas de modo (IMFs: Intrinsic Mode Functions) que no han sido identificadas como ruido. El problema principal para llevar a cabo esta separación consiste en identificar las componentes útiles. En Ia presente invención, Ia información útil se determina en el dominio EMD utilizando los descriptores Hjorth [Hjo70, Hjo73] y el índice de pureza espectral (SPI: Spectrai Purity Index) [Sor05]. Considérese x[n], n=1, ...,N-1, un complejo ST-T aislado. El modelo que describe esta parte del latido se considera aditivo: x[n]= s[n]+ v[n], O ≤ n ≤ N- 1 donde s[n] es el complejo ST-T válido que contiene Ia información correspondiente a Ia repolarización ventricular y v[n] agrupa el resto de componentes indeseables. La señal s[n] representa Ia tendencia del complejo ST-T original y se corresponde con una señal de variación lenta, mientras que v[n] se caracteriza por ser una señal que varía rápidamente, asociada a componentes de más alta frecuencia. Mediante Ia técnica de descomposición EMD se representa Ia señal original:
L x[n]= ∑c,[/i]+ é¿ [n] ;
'=1 donde c¡[rí\ son los IMFs en el dominio EMD y q L [n] el residuo. Se emplea Ia suma parcial de IMFs para separar Ia señal x[n] en sus dos componentes aditivas como sigue: donde:
Y-
Los IMFs Cj[n] de oscilaciones más rápidas, desde el de primer orden, C 1 In], hasta el de orden (P-1), c P .i[n], • se consideran como componentes no relevantes para describir Ia repolarización ventricular. El procedimiento para determinar el índice P se basa en el análisis del índice de pureza espectral. Este parámetro se calcula como:
SPI = ^- m 0 m 4 donde m¡ representa el momento espectral /-ésimo del espectro de potencia de Ia señal x[n]. El índice SPI indica en qué medida una. señal se puede describir mediante una única frecuencia. En nuestro caso, el índice P se identifica como el primer IMF que no presenta características oscilatorias, comenzando por los IMFs de orden mayor: En otras palabras, el orden P del P-ésimo IMF se obtiene cuando el valor del índice de pureza espectral para ese modo toma un determinado valor.
• Eliminación de ruido (155):
Dentro de este bloque se elimina ruido mediante técnicas de filtrado.
Detección de AOT: cálculo de RAOT y decisión (100): • Estimación de Ia densidad espectral de potencia (160): Su. misión es Ia de calcular el espectro total de Ia señal, en particular en las proximidades a Ia frecuencia de latido (0 - 5 Hz). Cualquier método existente en el estado de Ia técnica, tanto paramétrico como no paramétrico, es válido para su ¡mplementacíón. • Búsqueda y análisis de picos en los armónicos de /¿/2 (165):
Es el bloque encargado de extraer los parámetros que identifican Ia AOT da las frecuencias f¿2 (40), 3f</2 (45), 5f < /2 (50), 7f < /2 (55),..., y del ruido en sus proximidades (60, 65, 70, 75).
• Cálculo de RAOT (170): A partir de los parámetros extraídos se calcula el RAOT se evalúa Ia
> existencia de AOT.
• Decisión de AOT (175):
La decisión sobre Ia detección de Ia AOT se toma a partir del valor de RAOT
. calculado y se puede tomar mediante criterios de umbralización o mediante Ia utilización de cualquier técnica de discriminación de patrones como son las máquinas de vector de soporte, sistemas expertos, algoritmos genéticos, redes neuronales, etc.
Presentación de resultados (110): Los resultados mostrados para Ia estimación de Ia ÁOT pueden ser uno o varios de los siguientes:
• El valor de Ia estimación de potencia, que puede darse en unidades voltaje como por ejemplo voltios o de potencia como por ejemplo vatios (220).
• La zona del ECG en Ia que aparece Ia alternancia de manera superpuesta al ECG en el eje de tiempos (250,255). Ya que Ia amplitud de Ia onda alternante es despreciable respecto a Ia potencia de Ia señal. Ésta superposición se representará con un color diferente. Para disponer de Ia información de Ia potencia de Ia onda se incluyen gradientes de color (245) que permitan diferenciar los instantes temporales en los que haya mayor potencia de Ia onda alternante de aquellos que tienen una potencia menor
(225).
• La forma de onda estimada de Ia onda alternante correspondiente (215).
Interfaz de salida: Es el interfaz que transmite Ia información a un usuario; a otra etapa de procesamiento o a un dispositivo, acerca de Ia existencia o no existencia de AOT en Ia señal. '
Los esquemas de diseño propuestos se basan en condiciones del ECG próximas a Ia periodicidad para la detección de AOT. Estas condiciones son difíciles de conseguir en algunos casos. Una señal con alta variabilidad de Ia frecuencia cardiaca, puede producir una falta de sincronización entre Ia señal ECG y Ia ventana w(t) haciendo que Ia extracción de Ia información de Ia AOT sea infructuosa (Fig. 10). Es necesario generalizar el modelo de señal presentado, al inicio con el fin de corregir este posible efecto de falta de sincronización entre Ia ventana y el ECG. En esta extensión se mantienen las condiciones de proximidad a Ia estacionariedad de cada latido. La variabilidad de Ia frecuencia cardiaca se introduce al modelo a partir de Ia sucesión de tiempos interlatido T k , k=1, 2,..., L, formada por Ia serie de tiempos transcurridos entre dos ondas R consecutivas {T RR ). Los elementos de Ia sucesión consisten en Ia duración de cada latido. Suponiendo que los latidos tiene una forma de onda estacionaria el ECG se define como:
Este modelo generalizado de ECG se corresponde con el modelo descrito con anterioridad en el caso de muestras con poca dispersión sobre Ia frecuencia cardiaca, es decir con una desviación estándar pequeña respecto a Ia frecuencia cardiaca media. En este caso se pueden suponer condiciones próximas a Ia periodicidad y por
Io tanto, el modelo de ECG se corresponde con el modelo descrito inicialmente.
Con el objetivo de resolver los problemas de detección que se originan por Ia falta de sincronización entre Ia ventana y el bloque de señal debidos a Ia variabilidad de Ia frecuencia cardiaca, Ia presente invención incluye una modificación adicional del método mediante Ia aplicación de un proceso de normalización de periodo de Ia señal
ECG. '
Existen técnicas de normalización de periodo con el objetivo de mantener el periodo de Ia señal constante a partir de compresiones y expansiones temporales. Entre las descritas en el estado de Ia técnica se encuentran [Ram97] y [JyhO1] basadas en transformaciones multitasa. Ambas tienen Ia ventaja de ser invertibles pudiéndose recuperar Ia señal original a partir de Ia normalizada mediante Ia aplicación de una transformación multitasa inversa. Las transformaciones multitasa en el espectro de frecuencias se corresponden con transformaciones de ensanchado y compresión en el tiempo y en caso de afectar a los complejos ST-T pueden dar lugar a distorsiones que enmascaren o introduzcan falsos episodios de AOT. Por Io tanto, estas técnicas pueden no ser apropiadas para Ia detección de AOT. Por ejemplo, Ia aparición de una alternancia sobre Ia anchura del. complejo ST-T podría desaparecer si todos los complejos se normalizan con Ia misma anchura temporal. La solución propuesta en esta invención se realiza mediante Ia normalización de Ia frecuencia cardiaca mediante el truncado de periodo (180), que consiste en Ia imposición de un período constante para el bloque de latidos. Este truncado cambia las componentes frecuenciales de Ia señal pero no modifica Ia información temporal de. Ia alternancia ya que no modifica Ia morfología del complejo ST-T que se mantiene intacta. Sea T max el periodo impuesto en el bloque dé latidos tomado como el máximo de. los tiempos interlatido de Ia sucesión de tiempos T \ ¿
T „ = max {T k }. m aX VÍ€[1,L] 1 k -> - •
A partir del cual se puede construir Ia siguiente señal con periodo constante:
1=0
En esta señal se ha eliminado el efecto de Ia variabilidad de Ia frecuencia cardiaca, afectando únicamente Ia componente de ruido. Sobre esta señal de periodo normalizado se aplican los prodecimientos y etapas descritas con anterioridad. En primer lugar se extrae Ia información de Ia AOT mediante el enventanado: x Wwm (t) = x(t)-w(t) = p nom (t) -w(t) + v(t)-w(t), Posteriormente con el fin de eliminar artefactos se restan los segmentos de repolarización ventricular consecutivos:
La decisión sobre Ia existencia o no existencia de AOT se realiza de Ia misma manera mediante el análisis del espectro de x wd (t) . En este caso los armónicos de Ia
alternancia aparecerán en los múltiplos de Hz.
Se ha propuesto Ia elección del periodo truncado de T max con el fin de conseguir que todos los latidos se ajusten por duración dentro del periodo normalizado y para conseguir que el enventanado del pulso periódico abarque una mayor parte del. complejo ST-T. De manera alternativa, en función de las especificaciones de operación de Ia invención, se puede elegir el valor del periodo truncado de manera arbitraria, por ejemplo tomando un valor fijo y constante para todo el análisis, pudiendo ser un valor configurable por el usuario del dispositivo. Por ejemplo en el caso de operación en tiempo real, el periodo utilizado en Ia normalización deberá ser un valor por defecto introducido como parámetro de entrada, del dispositivo o como valor de entrada introducido por el usuario del dispositivo en función de las características del paciente en cualquier rango de valores que permitan frecuencias cardiacas Io suficientemente elevadas. La etapa de normalización del periodo descrita se aplica en los casos en los que Ia variabilidad de Ia frecuencia cardiaca del ECG es alta (250) y se, realiza de. manera posterior a Ia (120) al enventanado, sintetizando w(t) (125) a partir del periodo T max elegido. Esta ampliación del método de Ia invención, al eliminar el efecto de Ia variabilidad de Ia frecuencia cardíaca, consigue una mayor robustez en Ia detección de AOT y permite dar cabida y solución a los diferentes escenarios de operación e implementaciones descritos.
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