ES2319471T3 - Dispositivo para reducir el ruido de señal en una señal de ecg fetal. - Google Patents

Abstract

Un aparato para obtener una señal del ECG fetal comprende electrodos de exploración (1, 3) para conexión al feto y a la piel materna en una configuración unipolar a fin de detectar una señal del ECG y un dispositivo (6) reductor del ruido de la señal unido a los electrodos por medio de un primer enlace (5) de señalización, caracterizado porque el dispositivo reductor de ruido de la señal comprende un primer filtro (9) pasa altos, siendo la frecuencia de corte del primer filtro de entre 0,2 y 2,7 Hz.

Description

Dispositivo para reducir el ruido de señal en una señal de ECG fetal.

El presente invento se refiere a un método y aparato para reducir el ruido de señal en una señal de ECG fetal, típicamente la obtenida usando una configuración de conductor de ECG unipolar que detecta un vector de onda T predominante mientras evita cambios en la forma de onda del ECG debido a la rotación fetal a través del canal del parto.

La vigilancia fetal durante el parto es una práctica clínica estándar. El propósito es identificar eventos anormales y la deficiencia de oxígeno fetal en particular. Desde su introducción en los sesenta ha sido evidente que la monitorización fetal electrónica por análisis del ritmo cardíaco fetal por sí sola no proporciona toda la información requerida para una identificación óptima de un feto que sufre falta de oxígeno.

El documento WO 96/08996 describe un método para analizar variaciones en el ritmo cardíaco fetal con el tiempo basado en las señales del ritmo cardíaco obtenidas por aparatos usuales.

EL documento US 5042499 describe otro método para obtener el ritmo cardíaco fetal en el que los electrodos están unidos a la piel materna y el ECG materno es cancelado a partir de la señal obtenida para dejar solamente la señal fetal.

Durante los últimos 20 años el trabajo ha seguido avanzando para clarificar qué señales fetales podrían usarse para proporcionar información adicional. Desde el principio de los setenta, el análisis de la forma de onda del electrocardiograma fetal ha sido estudiado a partir tanto de aspectos fisiológicos como de tratamiento de señal y clínicos (Rosen KG: Análisis de la forma de onda del ECG fetal en el parto. Monitorización fetal. Psicología y técnicas de evaluación prenatal y durante el parto. ad. Spencer JAD). Castle House Publications. Págs. 184-187, 1989). Se ha encontrado que el intervalo ST y la amplitud de onda T fueron de interés particular.

La fig. 1 representa dos latidos del corazón consecutivos siendo identificados los diferentes componentes del ECG de interés durante la vigilancia fetal. Se ha encontrado que los cambios en el intervalo ST del Electrocardiograma Fetal (ECG) son parte de los componentes que reflejan el estrés del corazón fetal durante el parto. Básicamente, los cambios que aparecen en el intervalo ST debido a la pérdida de oxígeno, pueden ser divididos en 3 clases:

1. Elevación ST con segmento ST y amplitud de onda T aumentados;

2. Apariencia de los así llamados cambios ST bifásicos, con un segmento ST con una pendiente negativa;

3. Apariencia de ondas T negativas.

\vskip1.000000\baselineskip

Estos descubrimientos han sido aplicados en un ensayo clínico en que la forma de onda ST (es decir el segmento ST más la onda T) del electrocardiograma fetal han mostrado proporcionar más información útil que la mera detección de intervalos RR (ritmo cardíaco fetal) (Westgate J, M Harris, JSH Curnow, RR Greene: ensayo aleatorio de Plymouth de cardiotocograma solamente frente a forma de onda ST más cardiotocograma para monitorización durante el parto; 2400 casos. Am J obstet Gynaecol 169(1993)1151).

Varios problemas relativos a la calidad de la señal del ECG fetal han sido identificados a lo largo de los años. Claramente, es un requisito previo ser capaz de detectar la forma de onda ST, y así uno de los principales requisitos para el análisis de la forma de onda ST del electrocardiograma fetal es una configuración de conductor de ECG que es consistente y permite la identificación del vector T durante el parto.

La configuración de nivel del ECG tradicional usada para la monitorización fetal es la configuración de conductor de ECG bipolar fetal. Aquí, ambos electrodos de exploración están situados próximos entre sí en la parte presente del cuerpo del feto, es decir la cabeza o la nalga. Como consecuencia de la situación de los electrodos, hay una sensibilidad máxima a los cambios de forma de onda del ECG con una distribución vectorial principal en el plano horizontal del feto. Sin embargo, datos experimentales han mostrado una representación máxima del vector de onda T a lo largo del eje longitudinal del feto. Así, el conductor del ECG fetal estándar, muy adecuado cuando solamente se usa la onda R para la detección del ritmo cardíaco fetal, no permitirá la detección exacta de cambios en la amplitud de onda T.

Esto puede ser solamente hecho construyendo un conductor del ECG que es sensible a los cambios de forma de onda del ECG que aparecen en el eje longitudinal del feto. Es conocido por la literatura que el uso de una configuración de conductor del ECG fetal unipolar permite la detección del vector de onda T principal más exactamente después de la configuración de conductor del ECG bipolar estándar (Lindercrantz K, Lilja H, Widmark C, Rosen KG; El ECG fetal durante el parto. Una norma sugerida J. Biomed. Eng. 1988; 10: 351-353). En esta configuración, uno de los electrodos de exploración es situado bien lejos del feto, por ejemplo en la piel materna. Se ha encontrado el muslo materno como un lugar adecuado. El otro electrodo de exploración es la aguja de electrodo del epicráneo o cuero cabelludo estándar situada bajo la piel de la parte fetal presente.

Otro problema es la existencia del ruido de señal que es mucho más significativo cuando la forma de onda ST está siendo estudiada que es el caso con la monitorización ECG fetal usual. Una ilustración de cambios progresivos en el segmento ST del ECG fetal grabado durante el parto es presentada en las figs. 2a-c. La línea de base del ECG como se ha indicado por el presente invento está representada también. La apariencia de cambios bifásicos en el segmento ST sigue un diseño, que está ejemplificado en las figs. 2a-c. Este es un registro secuencial que muestra promedios de ECG de 30 latidos. Como se ha visto en las figs. 2a-c, los segmentos ST son clasificados en una escala de tres niveles que refleja la relación entre la pendiente negativa del segmento ST comparada con la línea de base del ECG. Como será apreciado, para ser capaz de realizar este tipo de análisis, se requiere una calidad de señal muy elevada con respecto al ruido de baja frecuencia.

Aunque la configuración del electrodo del ECG fetal unipolar descrito antes permite que el vector T sea identificado, al mismo tiempo se genera un problema de ruido de señal. El electrodo de la piel materna es sensible a los movimientos maternos provocando ruido tanto de baja frecuencia (artefactos de movimiento) como de alta frecuencia (actividad muscular). Otra fuente de ruido es la interferencia de las frecuencias de la red.

Así, las fuentes de ruido de señal pueden ser resumidas como:

A. Componentes de alta frecuencia relacionados con la actividad muscular.

B. Interferencia de las frecuencias de la red.

C. Ruido de baja frecuencia ampliamente generado por los movimientos fetal y materno.

\vskip1.000000\baselineskip

Cualquier sistema para evaluación de la forma de onda ST del electrocardiograma fetal tiene que reducir la interferencia procedente de estas fuentes potenciales de ruido de señal, pero obviamente, cualesquiera técnicas aplicadas para reducir el ruido de señal no deberían interferir significativamente con la forma de onda ST. Además, el tratamiento de señal debería hacerse de modo continuo ya que el estado de entrega de oxígeno al feto puede cambiar de un minuto a otro y cualquier retraso en la presentación de los datos de la forma de onda del ECG sería desventajoso.

La técnica usada en el ensayo de Plymouth (Westgate y col., 1993) usaba el tratamiento de señal con filtrado analógico indudablemente con algún éxito. Sin embargo, había limitaciones a lo que puede conseguirse. La amplitud de la señal del ECG del epicráneo (cuero cabelludo) fetal (complejo QRS) varía normalmente entre 100 y 400 \muV pero la onda T es normalmente sólo 1/10 de una amplitud de la señal de pico y así ha de tenerse mucho cuidado para no interferir con esta parte de la señal de baja amplitud. El uso de filtros pasa altos analógicos para reducir los desplazamientos de línea de base de baja frecuencia (es decir por debajo de 1 Hz) conlleva el riesgo de afectar de un modo marcado a la amplitud de la onda T y a las líneas de guía instituidas por la American Heart Association que recomendaba un corte de baja frecuencia de solamente 0,05 Hz (recomendaciones de Electrocardiografía para la estandarización de conductores y de especificaciones para instrumentos en circulación de ECG/VCG. American Heart Association Committee, 1975, Pág. 1-25). Estas líneas de guía fueron seguidas en el ensayo de Plymouth.

Como consecuencia, las técnicas de filtrado analógico de la técnica anterior, reducirán solamente en una magnitud muy limitada el ruido de baja frecuencia generado por los movimientos de los electrodos y la interpretación de datos ha estado por ello limitada a cambios más robustos. Por ello existe una necesidad de mejorar la calidad del electrocardiograma fetal para permitir la evaluación continua y detallada de los cambios de la forma de onda ST durante el parto.

De acuerdo con el presente invento se ha proporcionado un aparato para obtener una señal del ECG fetal que comprende electrodos de exploración para conexión al feto y a la piel materna en una configuración unipolar a fin de detectar una señal del ECG y un dispositivo reductor del ruido de señal unido a los electrodos por medio de un primer enlace de señalización, en el que el dispositivo reductor del ruido de señal comprende un primer filtro pasa altos, siendo la frecuencia de corte del primer filtro entre 0,2 y 2,7 Hz.

Típicamente, un electrodo está unido al epicráneo fetal y otro está unido al muslo materno.

La "frecuencia de corte" como es usada aquí se refiere a la frecuencia por debajo de la cual tiene lugar un grado de atenuación de señal significativo por ejemplo de -3 dB. En formas preferidas del invento puede ser una atenuación tan pequeña como 0,1 dB en la mayor parte de la banda de paso y una atenuación de alrededor de 40 dB en la mayor parte de la banda de parada.

Así, se verá que el invento proporciona un filtrado de señal usando una frecuencia de corte bastante mayor de lo que sería posible en la técnica anterior. Esto está basado en el reconocimiento de que, aunque las fluctuaciones de la línea de base de la señal del ECG (debido a movimientos, respiración, variaciones de impedancia, etc.) pueden tener una amplitud significativamente mayor que la forma de onda ST, la mayor parte de la energía de la fluctuación de la línea de base está en un margen de frecuencia inferior al margen de frecuencia de intervalo ST. Esto está ilustrado en el espectro mostrado en la fig. 3. Así, el invento proporciona un modelo de mejora de calidad de señal que permite la presentación exacta de los cambios de la forma de onda del ECG dentro de la frecuencia del intervalo ST.

La señal puede ser alimentada directamente desde los electrodos al dispositivo reductor de ruido del invento, o puede ser filtrada previamente, por ejemplo usando el aparato de la técnica anterior descrito antes tal como un filtro pasa bandas analógico que tienen frecuencias de corte de aproximadamente 0,05 y 100 Hz.

El corte anterior sirve para eliminar niveles de corriente continua y componentes de frecuencia muy baja que podrían disminuir de otro modo el margen dinámico de la señal.

En el dispositivo del invento, una frecuencia de corte de hasta 2,7 Hz ha sido encontrada satisfactoria porque la relación T/QRS no es ampliamente afectada cuando el ritmo cardíaco fetal es superior a 100 latidos/min. Sin embargo, a fin de proporcionar un rendimiento satisfactorio y con ritmos cardíacos inferiores, se prefiere que la frecuencia de corte sea menor que 1,7 Hz. Para optimizar la reducción de ruido, la frecuencia de corte es preferiblemente mayor que 0,7 Hz y alrededor de 1,2 Hz se cree que es la frecuencia total de corte más efectiva.

El primer filtro pasa altos puede ser un filtro analógico, pero es muy deseable que este filtro debería añadir el mínimo de distorsión de fase y así se cree que este invento puede ser más fácilmente conseguido usando técnicas digitales, en cuyo caso la señal es digitalizada antes de ser hecha pasar a través del primer filtro pasa altos.

Como se ha descrito antes, otra fuente de ruido de señal es la interferencia de las frecuencias de la red. A fin de disminuir la influencia de la red, el dispositivo comprende también preferiblemente un filtro de frecuencia de la red con muescas para atenuar el contenido de frecuencia de la red de la señal del ECG, siendo aplicado el filtro de frecuencia de la red con muescas preferiblemente a la señal del ECG en conexión con el primer filtro pasa altos. El filtro de frecuencia de la red con muescas está previsto para corresponder a la frecuencia de la red local, por ejemplo
50 Hz o 60 Hz. Como los filtros digitales modernos pueden mejorar la relación señal/ruido sustancialmente sin provocar cambios indeseados en la forma de onda de la señal, puede usarse una multitud de filtros digitales con cortes muy estrechos para reducir la interferencia tanto de las frecuencias bajas como altas así como del ruido de la red.

Las operaciones de reducción de ruido descritas antes pueden ser combinadas con otras operaciones. Por ejemplo, una técnica para realizar una reducción del ruido de una señal repetitiva es usar el promediado con coeficientes iguales o ponderados. Sin embargo, hay limitaciones y como ejemplo, complejos del ECG con un desplazamiento de la línea de base marcada pueden corromper el complejo promediado causando información errónea que ha de ser generada. Sería ventajoso por ello si tanta cantidad como sea posible de ruido de señal pudiera ser eliminada antes de tal promediado de la señal.

Incluso filtros digitales modernos (en este caso pasa altos), pueden dejar una parte de ruido de baja frecuencia en la señal que, durante un intervalo R-R, puede ser visto como un desplazamiento o pendiente de la línea de base. Esta desviación en la señal disponible, comparada con el ECG real, puede en algunas circunstancias constituir un análisis cualificado de la dificultad del segmento ST. Por ello, el invento incluye también preferiblemente una operación en la que el ruido de baja frecuencia residual de la señal de ECG continua es atenuado adicionalmente usando principios de sustracción vectorial. Una ventaja con tal filtro es la capacidad de operar inmediatamente después de una posible pérdida de señal con la señal de ECG excediendo del margen dinámico.

Así, preferiblemente hay previsto un segundo filtro pasa altos para atenuación adicional del ruido de la señal en una señal de ECG fetal digitalizada donde el ruido de la señal está constituido fundamentalmente por fluctuaciones de la línea de base de la señal de ECG. La señal de ECG comprende típicamente una secuencia de complejos de ECG en forma de muestras sin compensar, incluyendo cada complejo de ECG un complejo de QRS, estando dispuesto el segundo filtro pasa altos después del primer filtro pasa altos (frecuencia de corte), comprendiendo el filtro pasa altos adicional: medios para identificar complejos de ECG de la señal de ECG y sus puntos P-Q; medios para obtener una función de aproximación a una curva entre un punto P-Q y unos puntos P-Q precedentes o subsiguientes utilizando un número de puntos P-Q precedentes y subsiguientes, siendo el número al menos uno; y medios para formar las muestras compensadas en una señal de salida.

Un modo de poner en práctica la sustracción vectorial es que los medios para obtener una función de aproximación a la curva estén dispuestos para la determinación de pendientes de líneas entre puntos P-Q y puntos P-Q precedentes o subsiguientes; y valores y[i] compensados son obtenidos de acuerdo a: y[i]=x[i]-m-k(i-ipq), donde i, x[i], m, k e ipq indican índice para cada muestra, muestra sin compensar con índice i, el nivel del punto P-Q para el complejo actual, la pendiente del complejo actual, el índice para la muestra de punto P-Q, respectivamente.

En caso de que un polinomio de primer grado no sea suficiente, es posible que los medios para obtener una función de aproximación a la curva estén dispuestos para determinación de polinomios de grado más elevado que uno, estando los polinomios basados en un punto P-Q y puntos P-Q precedentes y/o subsiguientes.

En algunas circunstancias, puede ser posible proporcionar una señal de tal calidad que el promediado de la señal sería innecesario. Sin embargo, cuando éste no es el caso, puede ser ventajoso si el dispositivo comprende también un filtro de promediado que es preferiblemente aplicado a la señal de ECG en conexión con el segundo filtro pasa altos. El promediado tiene lugar preferiblemente sobre veinte a treinta ciclos. Un número mayor corre el riesgo de causar una atenuación apreciable a la altura de la onda T.

\newpage

\global\parskip0.930000\baselineskip

A continuación se describirá una realización del invento, a modo de ejemplo solamente, y con referencia a los dibujos adjuntos:

La fig. 1 representa dos latidos del corazón consecutivos con los diferentes componentes de ECG de interés al presente invento para vigilancia fetal.

Las figs. 2a-2c presentan una ilustración de cambios progresivos en el segmento ST del ECG fetal registrado durante el parto. Los segmentos ST están indicados por flechas. La línea de base del ECG indicada por el presente invento está también representada.

La fig. 3 presenta un espectro ejemplar que incluye fluctuaciones de la línea de base y márgenes de la frecuencia del intervalo ST.

La fig. 4 presenta una ilustración del impacto del filtrado pasa altos sobre la amplitud de la onda T cuantificada por la relación T/QRS, a diferentes niveles de ritmo cardíaco fetal.

La fig. 5 presenta un diagrama de bloques del dispositivo reductor de ruido de la realización.

La fig. 6 presenta un gráfico relativo al espectro de frecuencia completo de una realización preferida de un filtro del presente invento, siendo este filtro un filtro pasa altos de 1,5 Hz (de múltiples muescas).

La fig. 7 presenta un gráfico relativo una primera región de corte de una realización preferida de un filtro del presente invento, siendo este filtro un filtro pasa altos de 1,5 Hz (de múltiples muescas).

La fig. 8 representa un filtro de sustracción que ha de ser usado en la realización.

La fig. 9 representa un filtro de dos etapas usado en la realización.

Volviendo en primer lugar a la fig. 5 hay prevista una perspectiva de un aparato de monitorización fetal en uso. Un primero electrodo 1 está unido a la cabeza 2 del feto y un segundo electrodo 3 está unido al muslo materno 4. Unos conductores 5 de electrodo trasmiten la señal del ECG detectada al dispositivo reductor de ruido (mostrado en general como 6), cuya estructura está descrita en mayor detalle a continuación. Otro conjunto de conductores 13 transmite las salidas desde el dispositivo 6 al aparato de presentación tal como un monitor (no mostrado).

La primera etapa 7 del dispositivo reductor de ruido contiene filtros analógicos tradicionales para reducir la corriente continua y los componentes de baja frecuencia de la señal. La frecuencia de corte de esta etapa es 0,05 Hz. Esta etapa también contiene un filtro pasa bajos de 100 Hz para eliminar componentes de frecuencia comparativamente altos.

La primera etapa sirve para reducir los requerimientos de la siguiente etapa 8 que es un convertidor de analógico a digital, que funciona a 500 Hz.

La señal digitalizada es alimentada a continuación a una primera etapa 9 de filtro de ECG que tiene una frecuencia de corte de 1,2 Hz (para una atenuación de 3 dB) y que atenúa la señal por menos de 0,1 dB por encima de 1,5 Hz. También contiene filtros de muestras para eliminar la interferencia de la alimentación de red. Esta etapa está descrita más completamente a continuación.

Subsiguientemente, la señal es procesada adicionalmente en la etapa 10. Esto sirve para detectar Los complejos de QRS en la señal de ECG y para definir sus puntos PQ. En combinación con el filtro vectorial 11, esto permite que el ruido de baja frecuencia o residual sea eliminado por medio del proceso de sustracción vectorial previamente descrito.

La parte final del dispositivo 6 es la etapa 12 que realiza el cálculo de los valores de HR, el promediado de ECG y el análisis de forma de onda de ECG de la manera conocida antes de que los datos de salida sean transmitidos a través de los conductores 13 a una pantalla de presentación y/o a una impresora.

Como se ha descrito previamente, la sección 9 de filtro de ECG comprende un filtro pasa altos, con una frecuencia de corte de 1,2 Hz e incluye otras bandas de parada de muescas para rechazo del ruido de la alimentación de red. Es lineal en fase (es decir tiene un retardo de grupo constante) en la banda de paso. Las figs. 6 y 7 ilustran las características de esta sección de filtro.

El filtro puede ser realizado de varias maneras. Dos ejemplos son:

1.

Un filtro FIR consistente de una o varias etapas en serie.

o

2.

Un "filtro de sustracción", donde la señal de salida es simplemente la señal de entrada con el ruido sustraído en el dominio de tiempo. El ruido es el resultado de un filtro con la respuesta de frecuencia inversa comparada a la figura anterior, véase la fig. 8.

\global\parskip1.000000\baselineskip

Un ejemplo del primer tipo de filtro es un filtro FIR de dos etapas en seguir con las dos siguientes funciones de transferencia. Un ejemplo de esta clase de filtro está presentado en la fig 9.

El bloque h1 presentado en la fig. 9 es un filtro FIR con la siguiente función de transferencia:

y(n) = \sum\limits^{i<N1}_{i=0} ECG(n-i).h1(i)

El bloque h2 presentado en la fig. 9 es un filtro FIR con la siguiente función de transferencia:

Filt ECG(n) = \sum\limits^{i<N2}_{i=0} ECG(n-i).h2(i)

Las figs. 6 y 7 muestran la frecuencia de corte pasa altos a 1,2 Hz para atenuación de 3 dB. Aparte de esta característica de corte, hay muchas características que afectan a los valores N1 y N2 y a los coeficientes relacionados, tales como:

Ondulación en la banda de paso.

Atenuación en la banda de parada.

Pendiente de la respuesta de frecuencia desde la banda de parada a la banda de paso, es decir cómo es de ancha la banda de parada (pueden no ser igual al 1,2 Hz anterior, daría como resultado un número indefinido de coeficientes para un filtro digital).

Además, las funciones de transferencia serán afectadas (dando como resultado posiblemente puestas en práctica más simples) si se usa o no la banda de parada de muescas, o si la característica de las muescas está relacionada con la característica de la primera región de corte pasa altos.

Por ello, no es relevante un ajuste de coeficientes absoluto, sino que la característica principal es la frecuencia de corte pasa altos (a un cierto nivel de atenuación), como se ha ilustrado en la fig. 7 a 1,2 HZ.

Una comparación experimental de realizaciones del presente invento con dispositivos reductores de ruido que tienen diferentes filtros pasa altos ha sido llevada a cabo. Esto se hizo aplicando una serie de filtros digitales a un conjunto de datos del ECG fetal almacenados con las siguientes características:

El ECG es grabado desde una piel y un electrodo de escalpelo.

La señal del ECG ha pasado un filtro pasa bandas analógico con frecuencias de corte de 0,05 y 100 Hz.

El ECG analógico es muestreado y convertido de A/D con 500 Hz.

Cambios distintos en el intervalo ST con T/QRS creciente a niveles de ritmo cardíaco fetal variables.

La razón para ensayar a niveles de ritmo cardíaco fetal diferentes son los fluctuaciones marcadas que pueden ocurrir y se puede suponer que el margen de frecuencias del intervalo ST puede cambiar dependiendo del ritmo cardíaco.

Se aplicaron los siguientes filtros con mínima distorsión de fase:

1.

No se usaron filtros digitales (TQRS-0 Hz).

2.

N2 de múltiples muescas con banda de paso de 0-48,5, 51,5-148,5 Hz etc. Múltiples muescas HP1 adicionales con banda de paso de 0,5-124,5 Hz, 125,5-249,5 Hz (TQRS-½Hz).

3.

N2 de múltiples muescas con banda de paso de 0-48,5, 51,5-148,5 Hz etc. Múltiples muescas HP1 adicionales con banda de paso de 1-124 Hz, 126-249 Hz (TQRS-1Hz).

4.

Múltiples muescas con banda de paso de 1,5-48,5 Hz, 51,5-98,5 Hz, 101,5-148,5 etc (TQRS-½Hz).

5.

Lo mismo que el filtro nº 4 con relación a 50 Hz y sobre tonos, pero con una banda de paso de múltiples muescas adicional de 2-123 Hz y 127-248 Hz (TQRS-2Hz).

6.

Lo mismo que el filtro nº 4 con relación a 50 Hz y sobre tonos, pero con una banda de paso de múltiples muescas adicional de 2,5-122,5 Hz, 127,5-247,5 Hz (TQRS-2½Hz).

7.

Lo mismo que el filtro nº 4 con relación a 50 Hz y sobre tonos, pero con una banda de paso de múltiples muescas adicional de 3-122 Hz y 128-247 Hz (TQRS-3Hz).

En este experimento, las bandas de paso son consideradas como las frecuencias en las que tienen lugar una atenuación menor de 0,1 dB. Como puede verse en la fig. 7, la respuesta de frecuencia típica de los filtros usados es tal que la frecuencia de corte definida con referencia a la atenuación de 3 dB es aproximadamente de 0,3 Hz menor. En el caso de los filtros de muescas, el extremo superior de la banda de paso es aproximadamente de 0,3 Hz mayor para una atenuación de 3 dB que para una atenuación de 0,1 dB.

Lo siguiente puede encontrarse a partir del examen de los datos presentados en la fig. 4. Las frecuencias entre paréntesis se refieren a los valores de corte correspondientes para una atenuación de 3 dB.

1.

Un filtro con un pasa altos de 3 Hz (2,7 Hz) afecta a la relación T/QRS con una disminución falsa de la relación grabada independientemente del ritmo cardíaco fetal.

2.

La relación T/QRS resulta ampliamente sin afectar por los filtros pasa altos de < 3,0 Hz (2,7 Hz) cuando los datos del ECG son muestreados a ritmos cardíacos fetales > 100 latidos/min aproximadamente.

3.

Cuando el ritmo cardíaco cae por debajo de aproximadamente 100 latidos por minuto las características del filtro resultan incluso más importantes y un pasa altos de < 2 Hz (1,7 Hz) es requerido para no afectar a la relación T/QRS.

Así, puede verse que por medio del invento es posible atenuar el ruido de la señal del ECG fetal a frecuencias más elevadas de lo que se había pensado previamente como posible. En vista de la distribución de frecuencias de ruido descritas anteriormente, esto permite una reducción mucho mayor del ruido de la señal que por ello capacita una monitorización fetal más fiable.

Claims (12)

1. Un aparato para obtener una señal del ECG fetal comprende electrodos de exploración (1, 3) para conexión al feto y a la piel materna en una configuración unipolar a fin de detectar una señal del ECG y un dispositivo (6) reductor del ruido de la señal unido a los electrodos por medio de un primer enlace (5) de señalización, caracterizado porque el dispositivo reductor de ruido de la señal comprende un primer filtro (9) pasa altos, siendo la frecuencia de corte del primer filtro de entre 0,2 y 2,7 Hz.

2. Un aparato según la reivindicación 1ª, en el que la frecuencia de corte es menor de 1,7 Hz.

3. Un aparato según la reivindicación 1ª o 2ª, en el que la señal es también alimentada a través de un filtro de muescas, estando dispuesto el filtro de muescas para atenuar el contenido de la señal de la frecuencia de la red.

4. Un aparato según la reivindicación 3ª, en el que el filtro de muescas atenúa los componentes de señal que tienen frecuencias de 50 Hz o 60 Hz.

5. Un aparato según la reivindicación 3ª, en el que la señal es subsiguientemente digitalizada antes de ser hecha pasar a través de un segundo filtro pasa altos.

6. Un aparato según la reivindicación 5ª, en el que el segundo filtro pasa altos comprende: medios para identificar complejos de ECG de la señal de ECG y sus puntos P-Q; medios para obtener una función de aproximación a una curva entre un punto P-Q y unos puntos P-Q precedentes o subsiguientes usando un número de puntos P-Q precedentes y subsiguientes, siendo el número al menos uno; y medios para usar las muestras compensadas para derivar una señal de salida.

7. Un aparato según la reivindicación 6ª, en el que los medios para obtener una función de aproximación a la curva están dispuestos para la determinación de pendientes de líneas entre puntos P-Q y puntos P-Q precedentes o subsiguientes; y valores y[i] compensados son obtenidos de acuerdo a: y[i]= x[i]-m-k(i-ipq), donde i, x[i], m, k e ipq indican índice para cada muestra, muestra sin compensar con índice i, el nivel del punto P-Q para el complejo actual, la pendiente del complejo actual, el índice para la muestra de punto P-Q, respectivamente.

8. Un aparato según la reivindicación 6ª, en el que los medios para obtener una función de aproximación a la curva están dispuestos para determinación de polinomios de grado más elevado que uno, estando los polinomios basados en un punto P-Q y puntos P-Q precedentes y/o subsiguientes.

9. Un aparato según la reivindicación 6ª, 7ª u 8ª, que comprende además un filtro de promediado asociado con el segundo filtro pasa altos.

10. Un aparato según cualquier reivindicación precedente, que comprende además medios para presentar al menos parte de la señal reducida en ruido.

11. Un aparato para reducir el ruido en una señal de ECG fetal que comprende un primer filtro pasa altos que tiene una frecuencia de corte comprendida entre 0,2 y 2,7 Hz y un segundo filtro pasa altos que comprende: medios para identificar complejos de ECG de la señal de ECG y sus puntos P-Q; medios para obtener una función de aproximación a una curva entre un punto P-Q y unos puntos P-Q precedentes o subsiguientes usando un número de puntos P-Q precedentes y subsiguientes, siendo el número al menos uno; y medios para usar las muestras compensadas para derivar una señal de salida.

12. Un aparato según la reivindicación 11ª, que comprende además las características de cualquiera de las reivindicaciones 1ª a 4ª y 7ª a 10ª.