ES2301237T3 - Metodo y aparato para la estimacion del ritmo en la auscultacion de señales. - Google Patents
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Abstract
Aparato para el proceso de señales de auscultación que comprende: Medios de proceso (106;301;409) para recibir una señal de auscultación y proporcionar una señal envolvente que representa la envolvente de la señal de auscultación; un dispositivo de estimación (105;302;410) para calcular una señal que representa un ritmo estimado de la señal de auscultación; caracterizado porque, el dispositivo de estimación comprende medios dispuestos para seleccionar una parte de la señal envolvente, comprendiendo dicha parte como mínimo un ciclo de una sucesión de ciclos de la señal envolvente como primera señal; y para calcular la conformidad de la primera señal con la señal envolvente.
Description
Método y aparato para la estimación del ritmo en
la auscultación de señales.
La presente invención se refiere a un aparato
para el proceso de señales de auscultación comprendiendo: medios de
proceso para recibir una señal de auscultación y proporcionar una
señal envolvente representativa de la envolvente de la señal de
auscultación; y un elemento de estimación para calcular una señal
que representa el ritmo estimado de la señal de auscultación.
Además, la presente invención se refiere a un
método para el proceso de señales de auscultación, a un medio
legible mediante ordenador y en particular a un estetoscopio
electrónico adecuado para utilización en cardiología.
En estos últimos años los médicos han tenido a
su disposición para el diagnóstico de enfermedades cardiovasculares
un impresionante arsenal de instrumentación. Uno de dichos
instrumentos consiste en los bien conocidos estetoscopios
utilizados para detectar sonidos que se originan en el corazón y
vasos grandes adyacentes al mismo. Con la introducción del
estetoscopio, la auscultación se ha desarrollado en una técnica que
proporciona al clínico una información valiosa de la integridad
funcional del corazón. En la actualidad es posible procesar la
información residente en la señal de auscultación de forma
electrónica por utilización del conocimiento incorporado en la
misma obtenido por investigación clínica. Por lo tanto, es posible
liberar al clínico de tareas triviales. Una de dichas tareas puede
ser la de estimar el ritmo cardiaco de un corazón en funcionamiento
basándose en la señal de auscultación.
La señal de auscultación comprende sonidos
característicos que se originan de la contracción y expansión del
corazón en el proceso de bombeo de la sangre, es decir, sonidos
provocados por vibraciones de la aceleración y desaceleración de la
sangre. Cuando un corazón en funcionamiento es auscultado, no se
escucha frecuencia de los latidos, sino los sonidos característicos
de la misma. Además, para personas sanas de edad media en estado
normal, los sonidos característicos designados frecuentemente S1 y
S2 relativos a la contracción y expansión del corazón,
respectivamente, son separados en tiempo por un intervalo
suficientemente grande que permite la percepción de los sonidos
característicos como sonidos individuales, es decir, los sonidos
característicos están separados de manera típica por más de
150-200 milisegundos para adultos y de unos 50
milisegundos para los niños. De manera típica, los sonidos
característicos tienen un espectro de frecuencia continuo
distribuido aproximadamente entre 15 Hz y 100 Hz con un valor pico
o máximo de 30-40 Hz.
No obstante, los sonidos característicos se
pueden superponer con sonidos que se originan de diferentes tipos
de vibraciones del corazón. Estos sonidos son los llamados
murmullos, que pueden ser causados por mecanismos tales como
turbulencia de la sangre o vibración de estructuras. Los murmullos
se pueden dividir en dos grupos principales: un primer grupo
comprende sonidos de "ruido" al azar, y un segundo grupo
comprende sonidos "musicales" con un espectro continuo de
frecuencia de banda estrecha. La experiencia ha demostrado que en un
ser humano los sonidos "musicales" están relacionados de
manera típica con la frecuencia de los latidos del corazón. El
espectro de frecuencia de los murmullos se puede distribuir hasta
500-2000 Hz.
Los sonidos característicos pueden quedar
alterados también por contracciones espurias del corazón que
aparecen en ciertos momentos de tiempo. Además, los sonidos
característicos pueden aparecer también en puntos de tiempo al
azar. Este fenómeno es conocido como arritmia.
Cuando el sonido de un corazón en funcionamiento
incluyendo los murmullos, en caso de que existan, es auscultado por
medio de un transductor situado, por ejemplo, sobre el pecho del
paciente, el ruido grave de frecuencia baja será recogido por el
transductor. Este ruido de baja frecuencia o ruido grave puede tener
un contenido de frecuencia básicamente distribuido desde justamente
por debajo de la frecuencia del ritmo cardíaco hacia DC.
En casos graves estas alteraciones pueden
destruir los sonidos característicos de la señal de auscultación de
manera completa o por lo menos pueden alterar la señal de
auscultación hasta un grado tal que puede ser imposible estimar
incluso un ritmo cardíaco aproximado por utilización de la
tecnología anteriormente conocida.
No obstante, para personal experto utilizando un
estetoscopio no electrónico, la información en forma de sonidos
característicos del corazón es reconocible de manera relativamente
fácil desde una repetición a otra y, por lo tanto, es relativamente
fácil de contar. Esto es debido al hecho de que la percepción humana
de la señal de auscultación es muy buena al disminuir las
alteraciones y poner atención a las características de la señal de
auscultación que proporciona información para estimar el ritmo
cardíaco.
La Patente USA 4.972.841 da a conocer un
estetoscopio electrónico con una pantalla para el ritmo del pulso
destinada a mostrar el ritmo del pulso estimado. En el estetoscopio
un transductor convierte los llamados sonidos de Korotkoff en
señales eléctricas. Los sonidos de Korotkoff son sonidos creados por
paredes vibrantes de vasos aplastados al acabar de pasar la sangre
por el vaso. Las señales eléctricas son amplificadas y alimentadas
a un contador en el que se calcula el ritmo del pulso detectado por
unidad de tiempo y el resultado se muestra como ritmo de pulso
digital.
No obstante, dicha Patente no se refiere a la
estimación del ritmo cardíaco originado en humanos en los que el
sonido medido puede ser muy diferente de los sonidos normales de
latidos esperados. La patente no da a conocer medio alguno adaptado
para suprimir alteraciones que se puedan confundir o se puedan
mezclar con la información de la señal de auscultación con respecto
al ritmo cardíaco.
La Patente USA 4.436.096 da a conocer un
estetoscopio digital para el ritmo cardíaco. Un transductor produce
señales eléctricas que representan el sonido cardíaco de un paciente
humano y un filtro está conectado para recibir las señales
eléctricas. El filtro es un filtro de paso banda de banda estrecha
cuyo paso banda está centrado en una frecuencia característica del
sonido cardíaco, por ejemplo, 33 Hz. El filtro está adaptado de
esta manera para mejorar la relación de señal a ruido y posibilita
que el transductor sea utilizado sobre las ropas del paciente. La
señal filtrada es convertida en impulsos que son contados en un
contador y mostrados como indicación del ritmo cardíaco
digital.
También en este caso, esta Patente no está
relacionada con la estimación de ritmos cardíacos que se originan
en humanos en los que el sonido medido puede ser muy distinto de los
sonidos de latidos normales esperados. Tampoco da a conocer esta
Patente medio alguno adaptado para suprimir alteraciones que se
puedan confundir o se puedan mezclar con la información de la señal
de auscultación relativa al ritmo cardíaco.
La Solicitud Internacional WO 97/00045 da a
conocer un estetoscopio para el examen de la característica de
ondas de sonido realizadas por un corazón en funcionamiento. El
estetoscopio comprende medios para establecer una forma de onda de
umbral más allá de la cual aparecen complejos cíclicos de referencia
y estos son identificados, comprendiendo también un dispositivo de
medición de tiempo para medir el tiempo transcurrido entre momentos
similares en complejos de referencia adyacentes como indicador de
ritmo cardíaco.
En este estetoscopio el ritmo cardíaco es
estimado basándose en la suposición de que no existe sustancialmente
ruido entre los sonidos del corazón que se originan de la
contracción y expansión del mismo. El estetoscopio por lo tanto no
es adecuado para su utilización en la estimación de ritmos cardíacos
en personas que sufren de murmullos o arritmia cardiaca.
Otros aparatos destinados a la estimación del
ritmo cardíaco utilizan medios para determinar la envolvente de la
señal de auscultación. La envolvente es determinada tomando el valor
absoluto de la señal de auscultación y filtrando en paso banda la
señal de valor absoluto.
Como consecuencia, la técnica anterior comporta
el problema de que el ritmo cardíaco es estimado erróneamente
cuando un cierto grado de murmullos y/o arritmia se encuentra
presente en la señal de auscultación.
Por lo tanto el objetivo primario de la
invención consiste en dar a conocer una estimación del ritmo
cardíaco más precisa y consistente, estimando el ritmo cardíaco que
se origina de una acción de bombeo de sangre real por contracción y
expansión del corazón.
Esto se consigue cuando el aparato mencionado en
el primer párrafo de la descripción se caracteriza porque el
dispositivo de estimación comprende medios dispuestos para
seleccionar una parte de la señal envolvente, comprendiendo dicha
parte como mínimo un ciclo de una sucesión de los mismos en la señal
de la envolvente como primera señal; y calcular la conformidad
entre la primera señal y la señal envolvente.
Como consecuencia, es posible suprimir
alteraciones y ruido al azar en la señal de auscultación que se
pueden confundir o se pueden mezclar con la información relativa al
ritmo cardíaco. Se obtiene por lo tanto una señal en la que el
ritmo cardíaco queda bien definido.
En un aparato apropiado para el proceso de las
señales de auscultación, el dispositivo de estimación calcula una
función de correlación cruzada. Esta función de correlación cruzada
facilita una señal bien definida que tiene grandes valores de señal
con una conformidad satisfactoria y valores de señal reducidos para
una conformidad no satisfactoria.
Cuando la parte de la señal envolvente
representa un ciclo de una sucesión de ciclos de la señal de
auscultación polarizada, dicha parte puede representar un ciclo de
referencia que se ha descubierto que es ideal en algunos
aspectos.
En otro aparato adecuado para el proceso de las
señales de auscultación, el dispositivo de estimación calcula una
función de autocorrelación. La función de autocorrelación es
especialmente apropiada cuando el ritmo cardíaco es relativamente
estable a lo largo de un intervalo de tiempo determinado.
La calidad de la señal de auscultación puede ser
validada verificando, como mínimo, uno de los tres elementos
siguientes en una señal que representa la conformidad de la señal de
auscultación:
- a)
- las diferencias de tiempo entre valores extremos localizados deben encontrarse dentro de límites predeterminados;
- b)
- diferencias mínimas y máximas de tiempo en relación con la media de las diferencias de tiempo deben encontrarse dentro de límites predeterminados;
- c)
- la magnitud del resultado de la correlación en la localización de los valores extremos debe encontrarse dentro de límites predeterminados.
Entonces se puede definir un nivel de calidad
preferente por medio de los límites preferentes que están
relacionados directamente con las estadísticas de estimación de
ritmo.
El procesador puede comprender un filtro para
calcular una versión con ponderación de tipo A de la señal de
auscultación o una versión con ponderación de tipo A aproximada de
la señal de auscultación. Las simulaciones han demostrado que una
versión con ponderación A de la señal de auscultación comprende
suficiente información para estimar el ritmo cardíaco de manera
consistente en una serie de situaciones.
Cuando la versión con ponderación A de la señal
de auscultación es calculada por medio de una aproximación que
corresponde a una doble diferenciación de la señal de auscultación
en una gama de frecuencia predeterminada, el proceso de filtrado
requiere un mínimo de esfuerzos de cálculo.
El procesador puede comprender un filtro paso
banda adaptativo para filtrar la señal envolvente, teniendo dicho
filtro de paso banda, como mínimo, pasos banda seleccionables
superior e inferior y comprendiendo un controlador para calcular la
proporción del contenido de señal envolvente en una primera banda de
frecuencias con respecto al contenido de señal envolvente en una
segunda banda de frecuencias y para seleccionar un paso banda con
dependencia de la relación calculada. Por lo tanto, es posible
estimar el ritmo en la señal de auscultación en una gama
relativamente amplia de frecuencias, evitando simultáneamente que la
proporción de señal a ruido quede perjudicada, es decir, es posible
conservar un paso banda relativamente estrecho del filtro paso
banda.
La señal de auscultación puede comprender
muestras que llegan a un ritmo de muestra, y el aparato puede
comprender un procesador síncrono que funciona a una velocidad que
corresponde al ritmo de la muestra, y comprendiendo además un
procesador asíncrono que funciona a intervalos de tiempo que son
iniciados bajo demanda. Por lo tanto, es posible conseguir nuevas
muestras de la señal de auscultación en tiempo real mientras se
calcula una función de correlación que funciona sobre valores de
muestra anteriores de la señal de auscultación.
De forma alternativa, el objetivo de la
invención se consigue cuando el aparato se caracteriza por el hecho
de que los medios de proceso comprenden un filtro con una respuesta
de frecuencia que corresponde a una ponderación de tipo A o una
ponderación de tipo A aproximada, en la que el filtro queda
realizado en forma de diferenciación doble calculada, como mínimo,
para la gama de frecuencias de interés.
Como consecuencia, es posible estimar el ritmo
cardíaco de un corazón en funcionamiento basándose en los sonidos
característicos del corazón y en los murmullos relacionados con el
ritmo cardíaco. Por lo tanto, el ritmo cardíaco puede ser estimado
basándose en murmullos relativos al ritmo cardíaco si los sonidos
característicos no proporcionan suficiente información para la
estimación del ritmo cardíaco. Además, los ruidos de fondo de baja
frecuencia disminuyen y los componentes de alta frecuencia quedan
incrementados, proporcionando de esta manera una información bien
definida de la localización relativa de los sonidos característicos
con respecto al tiempo. Esta información bien definida es adecuada
para la estimación del ritmo cardíaco por medios electrónicos.
La gama de frecuencia de interés puede estar
comprendida por debajo de 2000 Hz. Los sonidos característicos del
corazón y los murmullos relativos al ritmo cardíaco comprenden
componentes de frecuencia situados en la gama de frecuencia y
proporcionan suficiente información en esta gama para la estimación
del ritmo de un corazón en funcionamiento.
La invención se explicará de manera más completa
a continuación haciendo referencia a una realización preferente y a
los dibujos adjuntos, en los cuales:
la figura 1 muestra un diagrama de bloques de un
procesador para procesar las señales de auscultación por medio de
un filtro de polarización que calcula una señal de auscultación
aproximada con ponderación A;
la figura 2 muestra el espectro de frecuencias
esperado de los sonidos característicos del corazón, un murmullo y
un ruido grave o "sordo";
la figura 3 muestra un diagrama de bloques de un
procesador para calcular la frecuencia de latidos de una señal de
auscultación por medio de un correlacionador;
la figura 4 muestra un diagrama de bloques de un
procesador para calcular la frecuencia de latidos de una señal de
auscultación por medio de un correlacionador y un filtro de
polarización comprendiendo ponderación de tipo A;
la figura 5 muestra un filtro de paso banda
adaptativo;
la figura 6 muestra señales relacionadas con una
realización que utiliza un correlacionador y un filtro de
polarización que comprende ponderación de tipo A;
la figura 7 muestra un ejemplo en el que la
información en la envolvente de la señal de auscultación es
insuficiente;
la figura 8 muestra un ejemplo en el que la
información en la envolvente de la señal de auscultación con
ponderación de tipo A es insuficiente.
La figura 1 muestra un diagrama de bloques de un
procesador para procesar las señales de auscultación por medio de
un filtro de polarización que calcula una señal de auscultación
aproximada con ponderación A. Una señal de auscultación es una
señal que representa la señal acústica que puede ser recogida por
algún tipo de transductor situado a efectos de proporcionar una
señal de auscultación que represente el sonido de un corazón en
funcionamiento. La señal de auscultación se indicará a continuación
VCG y puede ser una señal digital o analógica.
El diagrama de bloques comprende un procesador
(106). La señal VCG es filtrada en el filtro de polarización (101).
La respuesta de frecuencia del filtro corresponde a una ponderación
aproximada de tipo A de la señal VCG. La ponderación de tipo A es
un modelo lineal del oído humano modelando la percepción humana de
amplitudes de señal en la gama de frecuencia de audio, es decir
aproximadamente 20-20000 Hz. La ponderación de tipo
A es modelada de manera típica como un filtro de paso banda de
segundo orden con una frecuencia central de 2000 Hz.
El modelo de ponderación A es aproximado como
doble diferenciación de la señal VCG con respecto al tiempo
proporcionando de esta manera una versión ponderada de tipo A,
A-VCG, de la señal VCG. La aproximación es válida
para frecuencias entre aproximadamente 20-200 Hz. El
filtro de polarización (101) puede ser considerado por lo tanto
como pendiente de filtro de paso alto de segundo orden. El filtro
reduce por lo tanto el ruido grave de baja frecuencia que puede
encontrarse presente en la señal de auscultación. Además, el filtro
refuerza la parte superior del espectro de frecuencias de los
sonidos cardíacos característicos y eventualmente murmullos. No
obstante, la señal A-VCG con ponderación de tipo A
puede reforzar también los ruidos que se originan por fuentes que
no están relacionadas con los sonidos característicos del corazón o
murmullos eventuales destruyendo por lo tanto la relación señal a
señal. La señal A-VCG ponderada de tipo A es, por lo
tanto, filtrada en paso bajo por medio del filtro (102). La señal
filtrada en paso bajo es suministrada a continuación como señal de
entrada al rectificador (102) que calcula el valor absoluto de la
señal de entrada y por lo tanto proporciona una señal de salida. La
señal de salida procedente del rectificador (103) es filtrada por
paso banda en el filtro (104). Esta señal filtrada por paso banda
constituye por lo tanto la envolvente de la señal
A-VCG ponderada de tipo A. El filtro de paso banda
tiene un paso banda correspondiente a la gama de ritmos cardíacos
esperados por ejemplo de 0,5 a 3,3 Hz. Además, la banda de tope del
filtro de paso banda disminuye cualquier componente en corriente
continua y componentes de frecuencia por encima de la frecuencia
fundamental del ritmo cardíaco, es decir, componentes de alta
frecuencia relativa.
La información en la señal filtrada por paso
banda presente como ciclos repetitivos bien definidos es por lo
tanto representativa del ritmo cardíaco. El ritmo cardíaco puede ser
estimado por medio de un dispositivo de estimación (105). El
dispositivo de estimación puede adoptar la forma de un localizador
de valores pico determinando la temporización de los valores
extremos bien definidos de la señal filtrada por paso banda. De
manera alternativa, el dispositivo de estimación puede adoptar la
forma de un detector de umbral o de cruce por cero generando de
esta manera una señal cuadrada con una frecuencia que representa el
ritmo cardíaco estimado. Cuando el dispositivo de estimación
comprende un detector de umbral, la señal de auscultación procesada
y el valor de umbral son introducidos ambos en un comparador. El
valor umbral puede adoptar la forma de un valor constante o de un
valor de umbral adaptativo. El valor de umbral adaptativo puede ser
proporcionado por un filtrado o filtro de paso bajo de la señal de
auscultación polarizada.
La figura 2 muestra el espectro de frecuencia
esperado de los sonidos característicos del corazón, un murmullo y
un sonido grave. Los espectros son aproximaciones groseras y tienen
solamente objetivos de ilustración. La magnitud Amp. de los
espectros se ha indicado en unidades arbitrarias y se han mostrado
como función de la frecuencia F [Hz]. El espectro de frecuencia
(201) de los sonidos cardíacos característicos relativos a la
contracción y expansión de un corazón en funcionamiento se han
mostrado de manera grosera. En la literatura el sonido relativo a
la contracción se ha indicado S1 y el sonido relativo a la expansión
se ha indicado S2. El espectro de frecuencia de los contenidos de
frecuencia S1 y S2 está situado básicamente entre 20 y 50 Hz, pero
puede estar distribuido hasta 100-200 Hz y
descendiendo por debajo de 10 Hz.
No obstante, el contenido de frecuencia de los
murmullos se distribuyen de manera típica en frecuencias más
elevadas. Ello se ha mostrado por respuesta de frecuencia (202). El
contenido de frecuencia de murmullos que comprenden sonidos
"musicales" está distribuido sobre una gama de frecuencias de
banda relativamente estrecha (206). Esta banda relativamente
estrecha comprende información que puede ser utilizada para
estimación del ritmo cardíaco. Típicamente los murmullos están
asociados también a una banda relativamente amplia (205) que no
comprende información con respecto al ritmo cardíaco. La definición
numérica absoluta de estas bandas de frecuencia y de las magnitudes
de la señal de auscultación en estas bandas dependerá del murmullo
en cuestión.
El espectro de frecuencia (204) de un ruido
grave de baja frecuencia se solapa típicamente con el espectro de
frecuencia (201) de los sonidos característicos del corazón.
La función de transferencia (203) muestra una
función de transferencia preferente para un filtro para efectos de
cálculo de una señal de auscultación polarizada. El filtro es capaz
por lo tanto de reforzar la amplitud de los componentes de
frecuencia de la parte superior del espectro de frecuencia de los
sonidos cardíacos característicos y la amplitud de los componentes
de frecuencia del espectro de frecuencia de los murmullos. Además,
los ruidos graves de baja frecuencia que pueden encontrarse
presentes en la señal de auscultación quedan reducidos. La función
de transferencia (203) comprende un paso alto de 40 dB por pendiente
década. La pendiente puede ser parte de una función de ponderación
tipo A aproximada, en la que la aproximación es implementada como
filtro de paso banda de segundo orden con una frecuencia central de
2000 Hz.
La figura 3 muestra un diagrama de bloques de un
procesador para calcular la frecuencia de latido de una señal de
auscultación por medio de un dispositivo correlador. En esta
realización la señal de auscultación recibida VCG es una señal
digital que comprende muestras digitales que llegan a una frecuencia
de muestra fs, por ejemplo fs igual a
4000 Hz.
4000 Hz.
La realización comprende un procesador (301) que
procesa las muestras VCG a un ritmo sincronizado con la frecuencia
de muestra y un dispositivo de estimación (302) capaz de funcionar
de manera asíncrona con respecto al procesador y proporcionando una
señal HR representativa del ritmo cardíaco cuando se requiere. El
estimador (302) recibe datos en forma de muestras procedentes del
procesador (301) con intermedio del tampón (303). El tampón (303)
puede adoptar forma de tampón circular o de una memoria de tipo
primero en entrar primero en salir (FIFO).
En el procesador (301) la señal auscultación
digital VCG es recibida y los valores absolutos respectivos de la
señal VCG son calculados por medio del rectificador (304). A
continuación los valores absolutos son filtrados por paso banda por
medio del filtro (305) a efectos de calcular la envolvente de la
señal de auscultación. El filtro de paso banda tiene un paso banda
que corresponde a la gama de ritmos cardíacos esperados, por
ejemplo, de 0,5 a 3,3 Hz. Además, la banda de tope del filtro del
paso banda disminuye cualquier componente DC y componentes de
frecuencia por encima de la frecuencia fundamental del ritmo
cardíaco, es decir componentes de frecuencia relativamente
alta.
Se facilitan muestras del filtro paso banda al
tampón (303) en puntos regulares de tiempo. Los tampones pueden ser
por ejemplo, tampones circulares que tienen capacidad para una serie
de puntos de muestra, correspondiendo por ejemplo a una secuencia
de señal de 5 segundos. La muestra más antigua del tampón es
sobreescrita cuando llega una nueva muestra del filtro de paso
banda. Las muestras son tomadas del tampón cuando se pone en marcha
el dispositivo de estimación (302). El dispositivo de estimación
puede ser iniciado a ciertos puntos regulares o irregulares de
tiempo, por ejemplo, a efectos de proporcionar información para la
actualización de una pantalla digital.
Si bien la señal envolvente facilitada por el
filtro de paso banda por intermedio del tampón (303) es lisa y
comprende ciclos repetitivos, puede ser difícil determinar si uno o
varios ciclos se encuentran presentes durante un intervalo de
tiempo específico. No obstante, el contenido de información en la
señal envolvente se puede reforzar para la determinación del número
exacto de ciclos en un intervalo de tiempo específico. Esto se
lleva a cabo calculando la conformidad de la señal envolvente con
respecto a la propia señal envolvente. Esto se basa en la
suposición de que la gran mayoría de ciclos de la señal envolvente
representan una contracción y expansión reales interrelacionadas
del corazón en el proceso de bombeo de la sangre. La adaptación de
la señal envolvente es calculada por medio del correlador (306) que
calcula la autocorrelación de dicha señal envolvente.
En una realización preferente el correlador
comprende medios para seleccionar el ciclo de la señal envolvente
que tiene la mayor amplitud. Esto se realiza bajo la suposición de
que la mayor amplitud de la señal de auscultación es provocada por
una contracción/expansión normal del corazón que tiene menos
probabilidades de comprender alteraciones. La extensión del ciclo
seleccionado es determinada buscando los mínimos locales más
próximos que son menores que cero. De esta manera se evita llegar a
los mínimos locales con una magnitud superior a cero. Esta búsqueda
de mínimos es aplicada tanto hacia adelante como hacia atrás con
respecto a la posición de la amplitud mayor. El ciclo seleccionado
es almacenado y correlacionado de forma cruzada con el resto de la
señal envolvente. De forma alternativa, se puede utilizar
convolución o cualquier otra función capaz de calcular la
adaptación de una señal con respecto a la propia señal.
La figura 4 muestra un diagrama de bloque de un
procesador para calcular la frecuencia de ritmo de una señal de
auscultación por medio de un correlador y un filtro polarizado
comprendiendo ponderación A. En esta realización preferente el
filtro de polarización que comprende ponderación A y el correlador
se combinan a efectos de obtener un comportamiento general
mejorado, es decir, es posible estimar el ritmo de un corazón en
funcionamiento aunque los sonidos característicos del corazón estén
fuertemente distorsionados.
La señal de auscultación VCG adopta la forma de
señal digital que comprende valores de muestra que llegan con una
frecuencia de muestra fs, por ejemplo fs=4000 Hz. La señal de
auscultación es ramificada. Una primera rama facilita la señal de
auscultación a un rectificador o un detector de valor absoluto, ABS,
(406). El valor absoluto de la señal de auscultación es
suministrado además al filtro de paso bajo (407) que tiene una
frecuencia de corte aproximada de 3 Hz de manera tal que los
componentes de frecuencia por encima de 100 Hz se reducen. Una
segunda ramificación facilita la señal de auscultación al filtro
(401) en el que se calcula la doble derivada de la señal de
auscultación. La respuesta de frecuencia del filtro (401)
corresponde a una pendiente de paso alto de segundo orden o a una
ponderación de tipo A aproximada en la gama de frecuencia por debajo
de 2000 Hz. La derivada doble de la señal de auscultación es
facilitada a un filtro de paso bajo (402) en el que se amortiguan
los componentes de ruidos de frecuencia relativamente alta
reforzados por la diferenciación en el filtro (401). El filtro
(402) puede tener una frecuencia de corte aproximada de 100 Hz. La
señal que es filtrada en paso bajo por el filtro (402) es
suministrada a un rectificador o a un detector de valor absoluto,
ABS, (403). El valor absoluto de la señal de auscultación es
suministrada además al filtro de paso bajo (404) que disminuye los
componentes de frecuencia por encima de 100 Hz.
Los divisores ("decimators"), DEC, (405) y
(408) generan un ritmo de muestra reducido fs_{R} que puede ser,
por ejemplo, 200 Hz dado que los componentes de frecuencia por
encima de 100 Hz se han disminuido. Por lo tanto el esfuerzo de
cálculo requerido en el proceso de señal subsiguiente de la señal de
auscultación se puede reducir.
El filtro de paso banda (409) que comprende los
filtros de paso banda BPF#1 y BPF#2 recibe las señales de
auscultación divididas (diezmadas) y calcula señales filtradas de
paso banda. Este filtro de paso banda puede tener un paso banda
correspondiente a la gama de ritmos cardíacos esperados, por
ejemplo, de 0,5 a 3,3 Hz.
Se debe observar que los componentes DC y
componentes de frecuencia por encima de 25 Hz están disminuidos. La
frecuencia central del filtro de paso banda puede ser ajustada de
forma adaptativa a efectos de favorecer el rendimiento del
dispositivo de estimación de ritmo. Este asunto se explicará más
adelante.
Las señales filtradas por paso banda representan
por lo tanto las envolventes de la señal de auscultación y la señal
de auscultación diferenciada doble a un ritmo de muestra
reducido.
Los divisores, DEC, (412) y (413) generan un
ritmo de muestra reducido adicionalmente que puede ser, por ejemplo,
50 Hz dado que se han disminuido los componentes de frecuencia por
encima de 25 Hz. Por lo tanto el esfuerzo de cálculo requerido en
el proceso de señal subsiguiente de la señal de auscultación se
puede reducir de manera adicional.
Se facilitan muestras del filtro de paso banda a
los tampones (414) y (415) en puntos de tiempo pares. Los tampones
pueden ser, por ejemplo, tampones circulares que tienen una
capacidad para una serie de puntos de muestra, por ejemplo
correspondientes a una secuencia de señal de 5 segundos. Se toman
muestras de los tampones cuando se pone en marcha el dispositivo de
estimación (410). El dispositivo de estimación puede ser puesto en
marcha en ciertos puntos regulares o irregulares de tiempo, por
ejemplo a efectos de proporcionar información para la actualización
de una pantalla digital.
Las muestras tomadas de los tampones (414) y
(415) son escaladas por medio de los dispositivos de autoescala
(416) y (417) respectivamente. Los medios de autoescala pueden
escalar los valores de muestras recibidos asegurando que el valor
máximo sobre una serie de muestras escaladas adopta el valor 1,0,
por ejemplo el número de muestras puede corresponder a la secuencia
de señal almacenada en los tampones (414) y (415), es decir, la
secuencia de señal es normalizada a un valor máximo o pico igual a
1,0. Las muestras escaladas son añadidas en el dispositivo de
adición (418) con pesos iguales dado que la información a las dos
señales son de igual importancia y el resultado de la adición es
facilitado como señal de suma. De manera alternativa, las dos
señales se pueden añadir con diferentes pesos.
La conformidad de la señal de suma se calcula
por medio del correlador, X-Corr, (419). En una
realización preferente el dispositivo de correlación comprende
medios para seleccionar el ciclo de la señal envolvente que tiene
la amplitud mayor. La extensión de tiempo del ciclo seleccionado se
encuentra buscando los mínimos locales más próximos que son menores
de cero. Por lo tanto se evita entrar en mínimos locales con una
magnitud superior a cero. Esta búsqueda de mínimos se aplica tanto
en el sentido de avance como de retroceso con respecto a la
posición de la amplitud más grande. El ciclo seleccionado es
almacenado y correlacionado de forma cruzada con el resto de la
señal envolvente.
El localizador de valores pico (420) identifica
valores extremos en una señal representativa de los resultados de
la correlación cruzada. Esto puede ser llevado a cabo, por ejemplo,
por cálculo de la primera derivada del resultado de la correlación
cruzada e identificando las inflexiones. Preferentemente el
localizador de valores pico identifica máximos en la señal
representativa del resultado de la correlación cruzada.
Las localizaciones de los valores extremos se
pueden procesar preferentemente en un dispositivo de estimación de
calidad (421). El dispositivo de estimación decide si el resultado
de la correlación cruzada es apropiado para estimar el ritmo, si es
que existe, de la señal de auscultación. El dispositivo (421) de
estimación de calidad puede comprender tres etapas en el proceso de
estimación de la calidad:
- 1.
- La media de las diferencias de tiempo entre dos valores extremos debe encontrarse dentro de límites predeterminados.
- 2.
- Las diferencias de tiempo mínima y máxima en proporción a la media de las diferencias de tiempo deben encontrarse dentro de límites predeterminados.
- 3.
- La magnitud del resultado de la correlación cruzada en los lugares de valores extremos debe encontrarse dentro de límites predeterminados.
Si falla uno o varios de los anteriores puntos
1-3, entonces se determina que no es posible estimar
ritmo alguno en la señal de auscultación. De manera alternativa, si
se cumplen los anteriores puntos indicados, entonces es posible
estimar un ritmo en la señal de auscultación. El ritmo puede ser
estimado contando el número de valores extremos en el resultado de
la correlación cruzada por unidad de tiempo y mostrando este valor
como número de latidos por minuto.
En realizaciones alternativas los dispositivos
de correlación (306) o (419) pueden ser adaptados para calcular una
función de autocorrelación (es decir, dos señales idénticas que
tienen un longitud que corresponde a la capacidad de los tampones
-303- o -414-, -415- se correlacionan entre sí). Una señal
resultante del cálculo de la función de autocorrelación puede ser
utilizada para estimar el ritmo de la señal de auscultación y para
examinar la calidad de las señales de auscultación. Una frecuencia
primaria de la señal de auscultación es hallada por búsqueda de un
máximo local en la señal de autocorrelación. La búsqueda se inicia
desde 0,3 segundos (200 bpm) y la frecuencia primaria se define
como el primer máximo local que supera un umbral fijado (si no se
encuentra un máximo local antes de un límite de 2 segundos en la
autocorrelación, no se determina frecuencia primaria). Antes de
aprobar la frecuencia primaria se tienen que validar los siguientes
puntos:
- 1.
- El nivel medio de los últimos 2 segundos de la señal tampón tiene que superar un umbral fijado. Esta realización es realizada para impedir estimaciones basadas en el tipo erróneo de señales (o sin señal alguna)
- 2.
- Tiene que existir un pico en la autocorrelación situada al doble de tiempo que el primer pico (\pm aproximadamente 7,5%). Esta comprobación es realizada para validar si la señal tampón es periódica o no. Este valor pico tiene que superar también un umbral fijado.
- 3.
- Si se encuentran N picos a la izquierda del primer pico (pico 1), la media de los valores encontrados y las localizaciones con igual separación = (pico1)/(N+1)\rightarrow(N\cdotpico1)/(N+1) tiene que ser menor que un umbral fijado. Esta comprobación se realiza para impedir una estimación baja del ritmo cardíaco si la envolvente contiene un componente con una frecuencia de latido igual a (N+1)\cdot(frecuencia primaria).
- 4.
- La estimación tiene que ser estable a lo largo de un periodo de tiempo. Si la frecuencia primaria es determinada como inferior a 40 latidos por minuto (bmp), la estimación tiene que ser estable (\pm30%) 8 veces = 1,6 segundos. Si la frecuencia principal se determina superior o igual a 40 bmp, la estimación tiene que ser estable (\pm30%) 4 veces = 0,8 segundos. Esta comprobación es realizada para incrementar la validez de la estimación.
Otros criterios de validación pueden ser
factibles pero los criterios anteriores se han demostrado que
funcionan satisfactoriamente.
La figura 5 muestra un filtro de paso banda
adaptativo. Este filtro puede ser utilizado en vez del filtro de
paso banda (409) mostrado en la figura 4. El filtro adaptativo puede
ser utilizado en la estimación del ritmo de la señal de
auscultación a lo largo de una gama relativamente amplia de
frecuencias mientras se evita que la relación señal a ruido sea
destruida, es decir, es posible conservar un paso banda
relativamente estrecho de un filtro paso banda.
El filtro de paso banda (512) recibe dos señales
de entrada I1 e I2 y proporciona dos señales de salida filtradas
por paso banda O1 y O2. El filtro de paso banda (512) comprende por
lo tanto dos filtros de paso banda BPF#1 y BPF#2. Cada uno de los
filtros BPF#1 y BPF#2 comprende un paso banda LB con una frecuencia
central relativamente baja y un paso banda HB con una frecuencia
central relativamente alta. Uno de los pasos banda puede ser
seleccionado para suministrar una señal a cualquiera de las
entradas LB o HB. Esta selección de paso banda es llevada a cabo
por el controlador adaptativo (513).
El filtro de paso alto (501) recibe una señal de
entrada correspondiente a una de las entradas de señal al filtro de
paso banda (512). El filtro de paso alto (501) tiene una frecuencia
de corte aproximada de 0,3 Hz, disminuyendo por lo tanto los
componentes de frecuencia muy bajos que no se utilizan en la
selección de paso banda adaptativa. El filtro (501) suministra una
señal filtrada por paso alto al filtro de paso bajo (502). El
filtro de paso bajo tiene una frecuencia de corte aproximada de 1
Hz.
Los tampones (503) y (504) son capaces de
almacenar valores de muestra que corresponden a una secuencia de
señal con una duración de tiempo de unos 3 segundos,
respectivamente. El valor esperado o valor medio de las secuencias
almacenadas en los tampones se calculan por medio de los detectores
de valor medio (505) y (506). El valor medio calculado por medio
del detector de valor (505) representa el valor medio de la
totalidad de entrada de señal al filtro de paso banda (512). El
valor medio calculado por el detector de valor medio (506)
representa el valor medio de la parte de baja frecuencia, es decir,
por debajo de 1 Hz aproximadamente, de la señal introducida en el
filtro de paso banda (512).
Por lo tanto, el divisor (507) calcula la
fracción A/B de la señal que es relativamente de baja frecuencia.
En una situación inicial el umbral Th es igual al valor 0,45. Este
valor es restado de la fracción A/B por medio del dispositivo de
adición (508). En el estado de decisión (509) se verifica si la
proporción de frecuencia A/B es superior al valor de umbral. Si
este es el caso (T) entonces el valor de umbral Th es ajustado igual
al valor 0,35 y se selecciona la banda de paso LB que tiene una
frecuencia central relativamente baja. Esto se lleva a cabo bajo la
suposición de que la señal de auscultación se origina de un corazón
que late lentamente. Por lo tanto es posible disminuir componentes
de frecuencia más alta y superflua seleccionando la banda de paso
LB de manera que tenga una frecuencia central relativamente baja.
Preferentemente la frecuencia central relativamente baja es de unos
0,7 Hz.
De manera alternativa, si la relación de
frecuencias A/B es menor que el valor de umbral Th (F), entonces el
valor de umbral Th es ajustado igual al valor 0,55 y se selecciona
la banda de paso HB que tiene una frecuencia central relativamente
alta. Esto se realiza bajo la suposición de que debido a la falta de
contenido de baja frecuencia en la señal de auscultación, la
auscultación es probable que se origine de un corazón que late con
gran rapidez, por ejemplo de un niño. Al seleccionar la banda de
paso HB de manera que tenga una frecuencia central relativamente
alta existe la máxima probabilidad de que el ritmo de la señal de
auscultación sea estimada de forma correcta. Preferentemente, la
frecuencia central relativamente alta es de 1,2 Hz
aproximadamente.
La figura 6 muestra señales relativas a una
realización que utiliza un dispositivo de correlación y un filtro
de polarización que comprende ponderación de tipo A. La señal de
auscultación VCG y la correspondiente envolvente de la señal VCG
filtrada por paso banda se ha mostrado como función del tiempo.
Además, la señal de auscultación con ponderación A o con doble
diferenciación d^{2}VCG/dt^{2} y la correspondiente envolvente
filtrada por paso banda se ha mostrado así mismo. Teniendo en
cuenta la interpretación gráfica es evidente que el ritmo cardíaco
podría ser estimado utilizando solamente una de las señales
filtradas por paso banda. No obstante, se facilita una estimación
más potente si las señales son sumadas y utilizadas como entrada de
un dispositivo de correlación tal como se ha descrito
anteriormente. Esto es lo que se muestra por medio de las señales
"XC-I" y "XC-O".
La figura 7 muestra un ejemplo de cuando la
información de la envolvente de la señal de auscultación es
insuficiente. La señal auscultación VCG y la envolvente
correspondiente filtrada por paso banda de la señal de VCG se han
mostrado como función del tiempo. Además, la señal de auscultación
d^{2}VCG/dt^{2} ponderada de tipo A o con doble diferenciación
y la correspondiente envolvente filtrada por paso banda se han
mostrado así mismo. Teniendo en cuenta la interpretación gráfica es
evidente que se facilita una estimación más potente por la señal de
auscultación con doble diferenciación d^{2}VCG/dt^{2}. No
obstante, para la gran mayoría de señales de auscultación, la señal
"XC-O" proporciona la estimación global más
potente.
La figura 8 muestra un ejemplo de cuando la
información en la envolvente de la señal de auscultación con
ponderación A es insuficiente. La señal de auscultación VCG y la
envolvente correspondiente filtrada por paso banda de la señal VCG
se ha mostrado como función de tiempo. Además, la señal de
auscultación d^{2}VCG/dt^{2} con ponderación A o con doble
diferenciación y la envolvente correspondiente filtrada por paso
banda, ha sido también mostrada. Teniendo en cuenta la
interpretación gráfica es evidente que la señal envolvente VCG
filtrada por paso banda proporciona el estimado más potente. No
obstante, también en este caso, la señal "XC-O"
proporciona la estimación general más potente.
La invención se puede realizar como parte de un
estetoscopio o cualquier otro instrumento o aparato. De manera
alternativa, la invención se puede realizar como programa de
ordenador o parte de un programa de ordenador que se puede cargar
en la memoria de un ordenador y se puede ejecutar a partir de la
misma. El programa de ordenador puede ser distribuido por medio de
cualquier almacenamiento de datos o medio de transmisión de datos.
Los medios de almacenamiento pueden ser cinta magnética, disco
óptico, disco compacto (CD o CD-ROM),
mini-disco, disco duro, disco blando, memoria
ferroeléctrica, memoria borrable eléctricamente programable,
solamente de lectura (EEPROM), memoria flash, EPROM, memoria
solamente de lectura (ROM), memoria estática de acceso al azar
(SRAM), memoria dinámica de acceso al azar (DRAM), memoria
ferromagnética, almacenamiento óptico, dispositivos de acoplamiento
por carga, tarjetas inteligentes, etc. El medio de transmisión puede
ser una red, por ejemplo, una red de área local (LAN), red de área
amplia (WAN) o combinación de las mismas, por ejemplo internet. La
red puede comprender enlaces de comunicación sin cable y con cable.
A través de una red se puede distribuir una realización en software
(es decir un programa) de la invención o una parte del mismo, o se
pueden distribuir por transferencia de un programa con intermedio
de la red.
Claims (29)
1. Aparato para el proceso de señales de
auscultación que comprende:
- Medios de proceso (106; 301; 409) para recibir una señal de auscultación y proporcionar una señal envolvente que representa la envolvente de la señal de auscultación;
- un dispositivo de estimación (105; 302; 410) para calcular una señal que representa un ritmo estimado de la señal de auscultación;
- caracterizado porque,
- el dispositivo de estimación comprende medios dispuestos para seleccionar una parte de la señal envolvente, comprendiendo dicha parte como mínimo un ciclo de una sucesión de ciclos de la señal envolvente como primera señal; y para calcular la conformidad de la primera señal con la señal envolvente.
2. Aparato, según la reivindicación 1,
caracterizado porque el cálculo de la conformidad está
incorporado como cálculo de una función de correlación cruzada.
3. Aparato, según cualquiera de las
reivindicaciones 1 ó 2, caracterizado porque la primera señal
es seleccionada para representar un ciclo de una sucesión de ciclos
de la señal envolvente.
4. Aparato, según la reivindicación 1,
caracterizado porque los medios comprendidos en el
dispositivo de estimación están previstos para seleccionar en una
secuencia de muestras de la señal envolvente como señal envolvente
y la misma secuencia de muestras como primera señal; y porque la
conformidad está incorporada como función de correlación cruzada
calculando una función de autocorrelación para la señal
envolvente.
5. Aparato, según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 4, caracterizado por medios (421) para
validar la calidad de la señal de auscultación, verificando dichos
medios como mínimo uno de los tres elementos siguientes en una señal
que representa la conformidad de la señal de auscultación:
- a)
- las diferencias de tiempo entre valores extremos localizados se encuentran dentro de límites predeterminados;
- b)
- las diferencias de tiempo mínima y máxima en proporción a la media de las diferencias de tiempo se encuentran dentro de límites predeterminados;
- c)
- la magnitud del resultado de la correlación en la localización de los valores extremos se encuentra dentro de límites predeterminados.
6. Aparato, según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 5, caracterizado porque los medios de
proceso (106; 301; 409) comprenden un filtro (101; 401) para
calcular una versión con ponderación A de la señal de auscultación o
una versión con ponderación A aproximada de la señal de
auscultación.
7. Aparato, según la reivindicación 6,
caracterizado porque la versión con ponderación A de la señal
de auscultación es calculada por medio de una aproximación
correspondiente a una doble diferenciación de la señal de
auscultación.
8. Aparato, según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 7, caracterizado porque los medios de
proceso comprenden un filtro de paso banda adaptativo (512) para
filtrar la señal envolvente; teniendo dicho filtro de paso banda
adaptativo, como mínimo, una banda de paso superior y una banda de
paso inferior respectivamente seleccionable; comprendiendo dicho
filtro de paso banda adaptativo un controlador (513) que selecciona
la banda de paso inferior cuando la señal introducida en el filtro
de paso banda es de frecuencia relativamente baja y seleccionando la
banda de paso superior cuando la señal introducida en el filtro de
paso banda es de frecuencia relativamente alta.
9. Aparato, según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 8, en el que la señal de auscultación comprende
muestras que llegan a un ritmo de muestreo, caracterizado
porque el aparato comprende un procesador sincrónico (301; 409) para
proporcionar la envolvente de la señal de auscultación funcionando
a un ritmo que corresponde al ritmo de muestra; y que además
comprende un procesador asincrónico (302; 410) para llevar a cabo el
cálculo de conformidad que funciona en puntos de tiempo con
iniciación bajo demanda.
10. Aparato, según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 9, caracterizado porque la señal
envolvente está proporcionada por un primer ramal de medios (406,
407) para filtrar en paso bajo una señal que representa el valor
absoluto de la señal de auscultación y porque la señal envolvente
es proporcionada por un segundo ramal de medios (401, 402, 403, 404)
para el filtrado por paso bajo de una señal que representa el valor
absoluto de una señal obtenida filtrando por paso bajo una versión
ponderada de tipo A de la señal de auscultación o una versión
ponderada de tipo A aproximada de la señal de auscultación.
11. Aparato, según la reivindicación 10,
caracterizado porque la señal envolvente es proporcionada por
medios (418) para calcular la suma de las señales proporcionadas
por el primer y segundo ramales.
12. Estetoscopio que comprende un aparato, según
cualquiera de las reivindicaciones 1 a 11, y medios para la
estimación del ritmo de una señal de auscultación.
13. Aparato para la estimación del ritmo de
señales de auscultación que comprende
medios de proceso (106; 301; 409) para recibir
una señal de auscultación y para proporcionar una señal envolvente
que representa la envolvente de la señal de auscultación; y
un dispositivo de estimación (105; 302; 410)
para calcular una señal que representa un ritmo estimado de la señal
de auscultación,
caracterizado porque
los medios de proceso (106; 301; 409) comprenden
un filtro (101; 401) con una respuesta de frecuencia que corresponde
a una ponderación de tipo A o una ponderación de tipo A aproximada,
de manera que el filtro está realizado como doble diferenciación
calculada, como mínimo, para una gama de frecuencia de interés.
14. Aparato, según la reivindicación 13,
caracterizado porque la gama de frecuencia de interés es una
gama de frecuencia por debajo de 2000 Hz.
15. Método para el proceso de señales de
auscultación que comprende las siguientes etapas:
- recibir una señal de auscultación y proporcionar una señal envolvente que representa la envolvente de la señal de auscultación;
- calcular una señal que representa un ritmo estimado de la señal de auscultación;
- caracterizado por comprender las etapas adicionales siguientes:
- selección de una parte de la señal envolvente que comprende, como mínimo, un ciclo de una sucesión de ciclos en la señal envolvente como primera señal;
- y
- calcular la conformidad entre la primera señal y la señal envolvente.
16. Método, según la reivindicación 15,
caracterizado porque la etapa de cálculo de la conformidad se
calcula por medio de un función de correlación cruzada.
17. Método, según cualquiera de las
reivindicaciones 15 ó 16, caracterizado porque la parte de la
señal envolvente es seleccionada para representar un ciclo de una
sucesión de ciclos de la señal envolvente.
18. Método, según la reivindicación 15,
caracterizado por comprender la etapa de tomar una secuencia
de muestras de la señal envolvente como señal envolvente y la misma
secuencia de muestras como primera señal; y que la etapa de cálculo
de la conformidad es llevada a cabo como cálculo de una función de
correlación cruzada para la secuencia de muestras calculando de esta
manera una función de autocorrelación para la señal envolvente.
19. Método, según cualquiera de las
reivindicaciones 15 a 18, caracterizado por comprender la
etapa de validación de la calidad de la señal de auscultación por
verificación, como mínimo, de uno de los tres puntos siguientes en
una señal que representa la conformidad de la señal de
auscultación:
- a)
- las diferencias de tiempo entre valores extremos localizados se encuentran dentro de límites predeterminados;
- b)
- las diferencias de tiempo mínimo y máximo en proporción a la media de las diferencias de tiempo se encuentran dentro de límites predeterminados;
- c)
- la magnitud del resultado de la correlación en la localización de valores extremos se encuentra dentro de límites predeterminados.
20. Método, según cualquiera de las
reivindicaciones 15 a 19, caracterizado por comprender además
una etapa de cálculo de una versión ponderada tipo A de la señal de
auscultación o una versión ponderada de tipo A aproximada de la
señal de auscultación.
\newpage
21. Método, según la reivindicación 20,
caracterizado porque se calcula una versión ponderada de tipo
A de la señal de auscultación por medio de una aproximación que
corresponde a una doble diferenciación de la señal de
auscultación.
22. Método, según cualquiera de las
reivindicaciones 15 a 21, caracterizado porque el método
comprende además la etapa de filtrado de la señal envolvente por
medio de un filtro de paso banda adaptativo; teniendo, como mínimo,
dicho filtro de paso banda adaptativo una banda de paso superior y
una banda de paso inferior respectivamente seleccionables; estando
controlado dicho filtro de paso banda adaptativo de manera tal que
la banda de paso bajo es seleccionada cuando la entrada de señal al
filtro de paso banda es relativamente de baja frecuencia y de manera
tal que la banda de paso superior es seleccionada cuando la entrada
de señal al filtro de paso banda es de frecuencia relativamente
alta.
23. Método, según cualquiera de las
reivindicaciones 15 a 22, en el que la señal de auscultación
comprende muestras que llegan a un ritmo de muestra,
caracterizado porque el método comprende etapas sincronizadas
para proporcionar la envolvente de la señal de auscultación
ejecutada a un ritmo que corresponde al ritmo de la muestra y que
comprende además etapas asincrónicas para llevar a cabo el cálculo
de conformidad que funciona en puntos de tiempo iniciados bajo
demanda.
24. Método, según cualquiera de las
reivindicaciones 15 a 23, caracterizado porque la señal
envolvente es facilitada por una primera etapa de filtrado de paso
bajo de una señal que representa el valor absoluto de la señal de
auscultación y porque la señal envolvente es proporcionada por una
segunda etapa de filtrado de paso bajo de una señal que representa
el valor absoluto de una señal obtenida por filtrado de paso bajo
de una versión ponderada de tipo A de la señal de auscultación o una
versión ponderada de tipo A aproximada de la señal de
auscultación.
25. Método, según la reivindicación 24,
caracterizado por comprender la etapa de añadir las señales
proporcionadas por la primera y segunda etapas.
26. Soporte legible por ordenador que tiene un
programa grabado en el mismo de manera que el programa, cuando se
ejecuta, provoca que un ordenador realice el método, según
cualquiera de las reivindicaciones 15 a 25.
27. Método para la estimación del ritmo en
señales de auscultación que comprende las siguientes etapas:
- recibir una señal de auscultación y proporcionar una señal envolvente que representa la envolvente de la señal de auscultación;
- calcular una señal que representa un ritmo estimado de la señal de auscultación;
- caracterizado porque,
- la señal que representa el ritmo estimado es calculada filtrando la señal de auscultación con un filtro (101; 401) con una respuesta de frecuencia que corresponde a una ponderación de tipo A o a una ponderación de tipo A aproximada, de manera que el filtro es incorporado en forma de cálculo de una doble diferenciación, como mínimo, para una gama de frecuencia de interés.
28. Método, según la reivindicación 27,
caracterizado porque la gama de frecuencia de interés es la
gama de frecuencia por debajo de 2000 Hz.
29. Soporte legible por ordenador que tiene un
programa grabado en el mismo en el que el programa, cuando se
ejecuta, provoca que el ordenador realice el método, según las
reivindicaciones 27 ó 28.
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