ES2384834A1

ES2384834A1 - Método y aparato para detección continua no consciente de la frecuencia cardiaca por pletismografía de impedancia con electrodos ocultos.

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Publication number: ES2384834A1
Application number: ES200901853A
Authority: ES
Inventors: Ramón Pallas Areny; Pablo Samuel Luna Lozano
Original assignee: Universitat Politecnica de Catalunya UPC
Current assignee: Universitat Politecnica de Catalunya UPC
Priority date: 2009-09-08
Filing date: 2009-09-08
Publication date: 2012-07-13
Anticipated expiration: 2029-09-08
Also published as: ES2384834B2

Abstract

Método y aparato para detección continua no consciente de la frecuencia cardiaca por pletismografía de impedancia con electrodos ocultos.Se propone un método de medida de la frecuencia cardiaca por pletismografía de impedancia eléctrica, estando el sujeto sentado y no consciente de la medición. Cuatro electrodos de tiras conductoras paralelas son ocultados debajo de la tapicería del asiento. Se inyecta una corriente alterna de entre 10 kHz y 250 kHz con los dos electrodos externos y se mide la caída de tensión entre los dos electrodos interiores. La señal registrada tiene picos periódicos cuya frecuencia coincide con la frecuencia cardíaca. La forma de onda y su sensibilidad a los cambios de impedancia dependen de la posición y dimensiones relativas de los electrodos de detección respecto a los de inyección. La frecuencia cardiaca se obtiene mediante un algoritmo basado en la detección de la pendiente de la señal.

Description

MÉTODO Y APARATO PARA DETECCiÓN CONTINUA NO CONSCIENTE DE LA FRECUENCIA CARDíACA POR PLETISMOGRAFíA DE IMPEDANCIA CON ELECTRODOS OCULTOS

La presente invención se refiere a un método de detección de la frecuencia cardíaca, más particularmente a un método de detección de la frecuencia cardíaca mediante pletismografía de impedancia.

OBJETO

El objeto de la presente invención es desarrollar un método de detección continua de la frecuencia cardíaca por pletismografía de impedancia, basado en electrodos ocultos y sin que el sujeto se aperciba de la medición. Un segundo objeto es desarrollar un aparato para registrar el pletismograma de impedancia (IPG) basado en electrodos ocultos, de forma continua y sin que el sujeto se aperciba de la medición.

ANTECEDENTES DE LA INVENCiÓN

El control diario del estado de la salud fuera de los ambientes clínicos o centros médicos contribuye decisivamente al descubrimiento de posibles desórdenes de salud antes de que éstos devengan importantes [véase, M. Ishijima, "Unobtrusive approaches to monitoring vital signs at home", Medical and Biological Engineering and Computing, vol. 45,11, pp. 1137-1141,2007] Y a la mejora del estilo de vida, lo cual puede ayudar a prevenir enfermedades. El control diario puede ayudar también a la vigilancia de enfermos crónicos y al cuidado de las personas mayores, contribuyendo así a su salud y bienestar.

El control de la salud a domicilio ofrece una mayor comodidad para los pacientes, que es muy importante para las personas mayores, pacientes con enfermedades crónicas y personas con la movilidad disminuida, para quienes puede ser difícil y caro visitar un hospital o un centro médico para sus controles rutinarios. Para una mayor ventaja, el control de salud durante la vida diaria se debería realizar con una participación mínima del sujeto y sin interrumpir sus actividades cotidianas [véase, M. Ogawa and T. Togawa, "The concept of the home health monitoring," en 5th International Workshop on Enterprise]. Las medidas que pasen desapercibidas cumplen estas exigencias, y más aún si la medición no exige ningún contacto directo con la piel del sujeto.

Se conocen en la técnica desde hace tiempo diversos modos de empleo de los métodos físicos para medir parámetros relacionados con la salud de las personas. Entre ellos, la pletismografía de impedancia se ha ido perfeccionando continuamente y va encontrando nuevas aplicaciones.

El documento W02009072023 (A 1), de Herleikson Earl; Crone William describe un sistema y método para determinar los cambios en el volumen/flujo de sangre en un paciente. Se colocan los electrodos en la frente del paciente y se inyecta una corriente alterna a través de un primer grupo de una pluralidad de electrodos (16a, 16d). Se mide la tensión en cada uno de una segunda pluralidad de electrodos (16c, 16b) ya partir de estas tensiones se calcula una impedancia cuyo valor se usa para determinar los cambios en el volumen/flujo de sangre. Se aprecia que este método se basa en la medición sólo en un momento determinado, en la disposición consciente y haciendo contacto con la piel del paciente.

El documento US20080249433 (A 1) de Stahmann Jeffrey E; Hatlestad John; Moon Boyce discute, entre otros, un dispositivo para manejar el ritmo cardíaco u otro dispositivo médico implantable, que usa la impedancia torácica para determinar cuánto fluido hay en el tórax, de forma que se pueda detectar o predecir un fallo cardíaco congestivo, un edema pulmonar, efusión pleural, hipotensión y análogos. Los cambios en la resistividad de la sangre, que pueden deberse a cambios en el hematocrito u otros factores, se compensan para que no afecten en la determinación de la cantidad de fluido torácico. Como vemos, este método consiste en un implante que lleva el paciente en su cuerpo.

El documento ES2296474 (A1) de Pallás Areny Ramón; Casas Piedrafita Jaime Oscar; Gonzalez Landaeta Rafael, se basa en la medición de la impedancia eléctrica entre los pies debida a la eyección de sangre a cada latido del corazón. Una forma para implementar este método es simplemente permanecer parado en una superficie de modo que cada pie entre en contacto con una o dos áreas conductoras a través de las cuales se inyecta una corriente eléctrica alterna y se mide la caída de tensión, cuya amplitud refleja el cambio de la impedancia eléctrica interna del cuerpo producido por cada latido. El documento incluye la propuesta de un aparato para obtener una medida de la frecuencia cardíaca.

En la solicitud W00141638 (A1) de Wallace Arthur W; Shmulewitz Ascher se propone un aparato y un método para monitorear la frecuencia cardíaca usando técnicas de impedancia bioeléctrica, en la cual tres pares ortogonales de electrodos sensores (18a-18e) se colocan en la tráquea o esófago en la vecindad de la aorta. Mientras, se inyecta una corriente de excitación en la masa del tejido intervenido a través de un electrodo de corriente (20), de forma que las medidas de la impedancia bioeléctrica basadas en la caída de tensión medida por los electrodos sensores reflejan los cambios de tensión inducidos sobre todo por la dinámica del flujo de sangre. El método y aparato están dirigidos al control de la administración de fluidos intravenosos o medicación, así como a la optimización de la frecuencia cardíaca controlada por un marcapasos. Otro documento de los mismos autores, el documento US6095987 (A) de Shmulewitz Ascher y Wallace Arthur A, está relacionado con el documento anterior pues reivindica igualmente un aparato y método para supervisar la cantidad de sangre eyectada por el corazón usando técnicas de impedancia bioeléctrica en la cual los primeros y segundos electrodos se colocan en la tráquea o bronquios en la vecindad de la aorta ascendente, mientras que también se inyecta una corriente de excitación en el tórax vía los primeros y segundos electrodos de corriente, de modo que las medidas de impedancia basadas en la caída de tensión medida por los electrodos sensores reflejan los cambios de tensión inducidos primeramente por la dinámica del flujo de sangre, más que por los efectos fisiológicos relacionados con la respiración o no cardíacos. El método y aparato, por medio de la supervisión de la sangre eyectada por el corazón, están dirigidos al control de la administración de fluidos intravenosos o medicación en el organismo, así como a la optimización de la frecuencia cardíaca controlada por un marcapasos. En ambos casos conlleva la introducción de un implante en el cuerpo.

El documento GB2367896 (A) de Ross B; Bayford Richard, describe un dispositivo de monitorización de los cambios de la impedancia de la sangre provocados por el ciclo de bombeo del corazón. El dispositivo comprende medios de generación de señal para aplicarla a un sujeto cuya frecuencia cardíaca se debe monitorear; medios para detectar una señal de salida que resulta de dicha señal al circular a través de una parte del cuerpo; medios de monitorización de la variación de la señal de salida para monitorizar los cambios causados en la señal aplicada por los cambios de impedancia en el camino de la señal debidos al flujo de sangre a través de dicha parte del cuerpo; y medios para determinar la frecuencia cardíaca a partir de la variación de la señal de salida. El método propuesto tiene carácter puntual y el sujeto es consciente de su empleo.

El documento US5879308 (A) de Raesaenen Taisto se refiere a un procedimiento para medir la impedancia en un paciente. Midiendo la impedancia, es posible monitorear la respiración y la circulación sanguínea del paciente. En el procedimiento, una pluralidad de electrodos (1 a, 1b; 1d, 2; 2a) se conecta al paciente y se miden los cambios en la interrelación entre las impedancias entre los electrodos (1a, 1b; 1d, 2; 2a). La invención permite usar los mismos electrodos y cables empleados para obtener el electrocardiograma (EGG). Asimismo, el documento EP0747005 (A1) de Raesaenen Taisto está relacionado con el documento anterior pues se refiere igualmente a un procedimiento para medir la impedancia en un paciente, y a partir de ella monitorear la respiración y la circulación sanguínea del paciente.

Existen algunos trabajos dedicados a la medición de señales cardiovasculares a distancia. Harland et al. [véase, "Electric potential probes-new directions in the remote sensing of the human body," Measurement Science and Technology, vol. 13, pp. 163-9, 2002] desarrollaron un amplificador con una impedancia de entrada muy alta para medir señales bioeléctricas sin ningún contacto físico con el cuerpo. Registraron el latido del corazón con un electrodo colocado a 1 m del pecho, así como el electroencefalograma (EEG) [véase, C. J. Harland, T. D. Clark and R. J. Prance, "Remote detection of human electroencephalograms using ultrahigh input impedancia electric potential sensors," Appl. Phys. Lett., vol. 81, pp. 3284-6, 2002] con una separación de 3 mm de aire entre el cabello y los electrodos.

El origen de la señal real detectada cuando se mide el potencial eléctrico a una distancia de la superficie del cuerpo y sin ningún contacto, es un tema controvertido porque las variaciones de la distancia entre el cuerpo y los electrodos pueden contribuir a las diferencias de potencial detectadas [véase, O. Casas and R. PallasAreny, "Electrostatic interference in contactless biopotential measurements," en 29th Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, 2007, pp. 2655-8].

En otro trabajo [véase, C. J. Harland, T. D. Clark and R. J. Prance, "High resolution ambulatory electrocardiographic monitoring using wrist-mounted electric potential sensors," Measurement Science and Technology, vol. 14, pp. 923-8, 2003] se obtuvo el ECG a unos milímetros de la muñeca con electrodos capacitivos (lo que implica un contacto físico pero no conductor), utilizando una interfaz de tipo del reloj de pulsera. Por lo tanto, es una tecnología lIevable, que causa una perturbación mínima, pero no puede aún considerarse realmente no consciente.

Las medidas que se basan en un contacto directo entre la piel desnuda y el sensor no interrumpen necesariamente las actividades diarias. Tanaka et al. en: "Fully automatic system for monitoring blood pressure from a toilet-seat using the volumeoscillometric method," en 27th Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, 2005, pp. 3339-3941, midieron la tensión arterial (TA) en una persona sentada en un lavabo. Usaron el método oscilométrico con un área de contacto de 40 mm en el muslo. Los cambios de volumen de sangre se detectaban con un sensor óptico.

Las medidas anteriores, sin embargo, sólo duran un intervalo de tiempo breve, de modo que son ocasionales más que continuas, y además el sujeto es consciente de ellas. Las medidas que pasen desapercibidas al sujeto, basadas en sensores ocultos en el mobiliario, pueden proporcionar registros periódicos más largos, e incluso registros continuos si se reducen los artefactos producidos por los movimientos del sujeto. Usando electrodos conductores cubiertos por la tapicería de una silla, Lim et al. [véase "ECG measurement on a chair without conductive contact," IEEE Transactions on Biomedical Engineering, vol. 53, pp. 956-9, 2006] obtuvieron la frecuencia cardíaca (FC) a partir del ECG de una persona sentada y vestida con ropa normal. La amplitud del ECG detectado dependía fuertemente de la proximidad del cuerpo a los electrodos ya que la capacitancia de los electrodos disminuye al separar el cuerpo del asiento y en cambio la amplitud del ECG superficial es constante. Sin embargo, variando los parámetros físicos y la geometría del sistema se podría conseguir un método para determinar FC que fuera realmente eficaz. Por ejemplo, las medidas que implican una señal de excitación pueden compensar una separación aumentada entre el cuerpo y los electrodos usando una señal de excitación de mayor amplitud.

El análisis de la información existente hasta la fecha evidencia que no hay ningún método de medición continuo que pueda medir la frecuencia cardíaca mientras el sujeto esté realizando otra actividad y sin que sea consciente de la realización de tales medidas. Tal método puede ser la determinación de la frecuencia cardíaca mediante pletismografía de impedancia con electrodos ocultos cuando el sujeto está sentado. Sorprendentemente hemos encontrado que aplicando una señal de excitación suficientemente grande, los electrodos pueden detectar cambios de impedancia en el sujeto, p. ej., del muslo, a través de la ropa y la tapicería, sin que aquél se aperciba de la medición.

DESCRIPCiÓN DE LA INVENCiÓN

Hemos desarrollado un método y un aparato nuevos para medir la frecuencia cardíaca de un sujeto sentado y que está basado en detectar el flujo de sangre en el muslo mediante pletismografía de impedancia con electrodos ocultos.

El principio de operación del aparato consiste en un conjunto de cuatro electrodos de tira paralelos, colocados bajo el muslo, con dirección transversal respecto a éste, y ocultos debajo de la tapicería del asiento. El aparato tiene medios para inyectar una corriente alterna de entre 10kHz Y 250 kHz a través de dos electrodos externos y para detectar los cambios de la caída de tensión entre el par de electrodos interiores.

Sorprendentemente hemos encontrado que aplicando una señal de excitación suficientemente grande, los electrodos pueden detectar cambios de impedancia a una cierta distancia, p. ej., en el muslo, a través de la ropa y tapicería. El sujeto no es consciente de la medida realizada. Las conclusiones cualitativas en cuanto a la relación entre la separación de electrodos y la sensibilidad frente a vasos profundos en la pletismografía de impedancia convencional (es decir, con electrodos en contacto con la piel) ofrecen una guía para diseñar a medida una serie de electrodos ocultos bajo la tapicería de diferentes asientos, como silla normal, sofá, cojín, etc.

La pletismografía de impedancia detecta los cambios de volumen midiendo la impedancia eléctrica de los tejidos de interés en una zona del cuerpo. En las extremidades, estos cambios de volumen son debidos principalmente al flujo de sangre. Las medidas de pletismografía de impedancia comunes en un miembro usan cuatro electrodos de banda alrededor de éste para producir un campo eléctrico homogéneo en el volumen objetivo. También se puede obtener el IPG mediante electrodos redondos (empleados en· electrocardiografía), pero entonces la señal detectada depende más de la posición de los electrodos, hecho que puede ser importante para estimar el flujo de sangre, pero que no es esencial en la detección de la frecuencia cardíaca.

Hemos usado un conjunto de cuatro electrodos planos (véase la Fig. 1) colocados bajo el muslo y con dirección transversal a éste. Los dos electrodos externos son usados para inyectar una corriente alterna y los dos electrodos internos miden la caída de tensión a través de los tejidos biológicos situados encima de éstos. Si la conductividad eléctrica de aquellos tejidos cambia, por ejemplo debido al flujo de la sangre, la tensión detectada, que será de la misma frecuencia que la corriente alterna aplicada, tendrá una amplitud que dependerá de la impedancia basal y de aquellos cambios de conductividad. Hemos construido electrodos con cinta adhesiva conductora que es lo bastante delgada para pasar desapercibida al colocarla debajo de la tapicería del asiento. Como la excitación y la detección se realizan mediante pares de electrodos diferentes, la impedancia de contacto entre la piel y el electrodo no tendrá ninguna influencia, a condición de que el amplificador tenga una impedancia de entrada lo suficientemente alta [J. G. Webster, Medicallnstrumentation: Application and Design. John Wiley & Sons, 1998].

Veamos ahora cuál es el papel que juegan los parámetros de posición y tamaño de los electrodos, así como las características de la detección de la señal, en el sistema de detección de frecuencia cardíaca por pletismografía de impedancia de la presente invención.

2.1. POSICiÓN y TAMAÑO DE LOS ELECTRODOS

En la Figura 1 se muestra un conjunto de cuatro electrodos de cinta paralelos para obtener el IPG en el muslo sin tocar la piel. Ambos pares de electrodos están simétricamente colocados con respecto a la línea central del conjunto (línea discontinua). La distancia D entre los electrodos de inyección de corriente debería ser tan grande como fuera factible, para involucrar el mayor volumen posible del segmento de pierna medido. La separación óptima d entre los electrodos de detección de la tensión, sin embargo, no es conocida de antemano.

Algunos autores han estudiado la sensibilidad frente a los cambios de conductividad locales en medidas bipolares y tetrapolares de impedancia de transferencia en modelos, sea usando electrodos circunferenciales (bandas) alrededor de un cilindro uniforme anisótropo [véanse los artículos de F. A. Anderson Jr, "Impedance plethysmography in the diagnosis of arterial and venous disease," Annals of Biomedical Enginneirng, vol. 12, pp. 79-102, 1984; Y el de B. C. Penney, L. M. Narducci, R. A. Peura, F. A. Anderson and H. B. Wheeler, "The Impedance Pletismographic Sampling Field in the Human Calf," IEEE Transactions on Biomedical Engineering, vol. BME-26, pp. 193-8, 1979], sea usando electrodos redondos en un medio homogéneo semiinfinito [véanse P. Bertemes-Filho, B. H. Brown, R. H. Smallwood and A. J. Wilson, "Tetrapolar Probe Measurements: Can the Sensitivity Distribution be Improved?" Proc. 11th Int. Conf Electrical Bio-Impedancia (ICEBI) 2001, pp. 561-4; así como B. Brown, A. Wilson and P. Bertemes-Filho, "Bipolar and tetra polar transfer impedance measurements from volume conductor," Electronics LeUers, vol. 36, pp. 2060-2, 2000]. Estos estudios han mostrado que las medidas tetrapolares son menos sensibles que las medidas bipolares, pero son más robustas a los artefactos debidos a variaciones de impedancia en las capas superficiales cercanas a los electrodos. Más, la sensibilidad de las medidas bipolares disminuye con la profundidad del tejido, pero para las medidas tetrapolares en un medio homogéneo semiinfinito es máxima a una profundidad que depende de la relación entre la distancia entre los electrodos de inyección de corriente y la distancia entre los electrodos de detección de tensión.

Para los electrodos circunferenciales, mientras más cerca estén los dos pares,

mayor será la sensibilidad frente a los vasos situados cerca de la superficie. Si la distancia entre el par de inyección de corriente aumenta y la distancia entre el par de detección de tensión permanece igual, la sensibilidad para los vasos más profundos con relación a los vasos superficiales aumenta, aunque no proporcionalmente [véase 5 B. C. Penney et al., ibídem]. Aún más, la relación entre la separación de los electrodos y la sensibilidad para los vasos profundos depende del diámetro del miembro. Nuestro conjunto de cuatro electrodos de tiras paralelas, sin embargo, se debe ajustar a cualquier adulto sentado, y por lo tanto debe ser diseñado para que la corriente, o parte de ella, siempre sea inyectada en el muslo cualesquiera que sean sus

10 dimensiones.

Se ha reportado que los electrodos redondos (empleados en electrocardiografía) pueden sustituir a los electrodos circunferenciales en medidas de flujo de sangre basadas en la pletismografía de impedancia si están en contacto directo con la piel [véase 1. G. Schraibman, ibídem]. Los mejores resultados se

15 obtienen cuando los electrodos están en caras enfrentadas del miembro (electrodos de inyección de corriente en la cara anterior y electrodos de detección de tensión en la cara posterior). Pero para una medida oculta, los electrodos deben estar colocados bajo el muslo, todos en el mismo lado. Además, nuestros electrodos están en una superficie plana mientras que cada par de electrodos redondos sobre el miembro

20 puede estar a lo largo de una línea diferente, incluso si están colocados en la misma cara del miembro, lo cual puede ser ventajoso para apuntar a vóxeles (un elemento de volumen, la versión tridimensional de un píxel) específicos. Por otra parte, el área de los electrodos redondos viene fijada a aquellas de modelos comercialmente disponibles, mientras que en nuestro conjunto de cuatro electrodos podemos diseñar

25 diferentes áreas, además de seleccionar la distancia D entre los electrodos de inyección de corriente y el espaciado d entre los electrodos de detección de tensión. En cuanto a la longitud b de los electrodos, debería ser más larga que el diámetro del muslo para una persona senta~a, de modo que la medida sea tan independiente como sea posible de la posición del muslo con respecto al asiento particular para al cual 30 están diseñados. La anchura A de los electrodos de inyección de corriente debe ser lo bastante grande para obtener una distribución uniforme de las líneas de corriente eléctrica a lo largo del muslo. El efecto de la anchura a de los electrodos de detección de tensión sobre la señal detectada es una variable que debe ser analizada.

2.2. DETECCiÓN DE LA SEÑAL

La Figura 2 muestra el sistema de medida que hemos desarrollado y sus componentes. En ella se aprecia que los cambios de impedancia debidos al flujo de sangre en un segmento de cuerpo son sincrónicamente demodulados, usando la señal

5 portadora c(t) como referencia; la componente de la bioimpedancia invariante en el tiempo (impedancia basal) es rechazada por FPB1; G2 amplifica los pequeños cambios de la señal de impedancia; y FPB2 elimina la componente debida a la respiración y reduce el ancho de banda del ruido.

La detección se basa en inyectar una corriente sinusoidal c(t) de entre 10kHz

10 Y 250 kHz, que son frecuencias suficientemente altas para reducir la impedancia de los electrodos capacitivos Cee Y Cev, pero no tan altas como para requerir amplificadores con un producto de ganancia por ancho de banda muy grande .. La señal s(t) modulada en amplitud, detectada por los electrodos Cev, es el producto de c(t) veces la impedancia basal Zo más la señal relacionada con el flujo de sangre z(t). Como

15 resultado, la frecuencia de esta señal fz es trasladada hacia frecuencias superiores y da dos bandas laterales alrededor de la frecuencia portadora fe. Recuperamos Zo + z(t) por desmodulación coherente (o sincrónica) utilizando la señal de excitación como referencia. Antes de desmodular, la tensión diferencial detectada es amplificada por un amplificador' de instrumentación (Al). Como la fuente de señal equivalente es

20 capacitiva, la parte frontal del amplificador incluye una red de resistencias en forma de T (véanse R1, R'1 Y R2 a continuación en la Fig. 3) para proporcionar un camino a masa para las corrientes de polarización de entrada. En la Figura 3 se aprecia el circuito de entrada equivalente para las medidas de impedancia, así como los electrodos capacitivos de entrada Cev que forman un divisor de tensión con la

25 capacitancia de entrada C¡ y C¡' del Al. Estas resistencias R1, R'1 Y R2 pueden ser seleccionadas de un valor suficientemente grande para que la impedancia entre cada línea de señal y masa venga determinada por la capacitancia de la entrada correspondiente del amplificador (C¡, C'¡). Por lo tanto, cada tensión detectada será atenuada según 30

Una vez amplificada por G1, la señal es filtrada paso alto para bloquear la tensión de offset (FPA1).

El desmodulador de amplitud sincrónico se puede implementar mediante un

amplificador de ganancia conmutada (±1), controlado por una señal cuadrada

simétrica obtenida de la señal portadora mediante un comparador de tensión. Después

de la desmodulación, un filtro paso-banda (FPB1) rechaza la componente continua

5: (debida a la impedancia basal) y cualquier armónico que resulte de la desmodulación.

Como las variaciones de impedancia producidas por la circulación de sangre están en

el intervalo de 0,1 % al 1 % de la impedancia total [R. Patterson, "Bioelectric

impedance measurements," en The Biomedical Engineering Handbook, J. D. Bronzino,

1°: Ed. CRC Press, IEEE Press, 1995, pp. 1223-1230], la señal es amplificada más aún por un amplificador con ganancia G2 antes de ser filtrada de nuevo con un filtro pasa

banda para atenuar las componentes respiratorias y reducir el ancho de banda del

ruido (FPB2).

15: BREVE DESCRIPCiÓN DE LOS DIBUJOS

Se describe a continuación una realización preferente de la invención de

acuerdo con las figuras que acompañan, en las cuales:

La fig. 1 presenta un conjunto de cuatro electrodos de tiras paralelas para

medir el IPG en el muslo, donde ambos pares de electrodos están simétricamente

20: colocados con respecto a la línea central (línea discontinua) y se disponen

transversalmente al muslo.

La fig. 2 presenta el sistema de medida del IPG, donde los cambios de

impedancia debidos al flujo de sangre en un segmento del cuerpo son sincrónicamente

desmodulados usando la señal portadora, c(t}, como referencia.

25: La fig. 3 presenta el circuito de entrada equivalente para medir eIIPG.

La fig. 4 presenta los resultados del experimento 1, donde la curva superior es

el IPG obtenido con las relaciones diO = 0,2 Y alA = 1, Y la inferior es el

fotopletismograma, usado como referencia.

La fig. 5 presenta los resultados del experimento 2, donde la curva superior es

30: el IPG obtenido con la relación diO = 0,6 Y alA = 1, Y la inferior es el

fotopletismograma, usado como referencia.

La fig. 6 presenta los resultados del experimento 3, donde la curva superior es

el IPG obtenido con las relaciones diO = 0,2 Y alA = 0,25, Y la inferior es el

fotopletismograma, usado como referencia.

35: La fig. 7 presenta los resultados del experimento 4, donde la curva superior es

el IPG obtenido con las relaciones diO = 0,6 Y alA = 0,25 Y la inferior es el

fotopletismograma, usado como referencia. La fig. 8 presenta la densidad espectral de potencia dellPG obtenido con dlD = ·0,2 Ya) alA =1, Yb) alA =0,25

La fig. 9 presenta los resultados del experimento 5, realizado con electrodos

ocultos, donde la curva superior es el IPG obtenido con las relaciones dlD =0,2 Y alA

= 0,25, Y la inferior es el fotopletismograma, usado como referencia.

La fig. 10 presenta el contenido espectral del IPG medido con los electrodos: a)

visibles y b) ocultos, donde se aprecia que la información relacionada con la

respiración es más clara con los electrodos visibles.

La fig. 11 presenta los latidos cardíacos (líneas verticales) detectados a partir

dellPG mediante un algoritmo basado en la pendiente de la señal.

La fig. 12 presenta los resultados del experimento 6, en el que se ha obtenido

el IPG con electrodos ocultos, en tiempos sucesivos. Las dimensiones de los

electrodos eran D =27 cm, b =47 cm, A =5 cm, d =0,2 x D, yen a) alA =0,5, yen b)

alA =0,25.

DESCRIPCiÓN DE UNA REALIZACiÓN PREFERENTE

La determinación de la influencia de la posición y el tamaño de los electrodos es la vía para obtener los mejores resultados. Con este objeto realizamos una serie de experimentos variando diferentes relaciones dlD, las áreas de los electrodos de detección de tensión y la dimensión del conjunto. En primer lugar, variamos la distancia d para una anchura fija a para electrodos visibles colocados en el asiento, de modo que la única separación entre los electrodos y el muslo fuera el pantalón del sujeto. Entonces redujimos a y cambiamos dlD de nuevo. Finalmente, registramos el IPG cuando los electrodos estuvieran cubiertos por la tapicería de tela sintética. La Tabla 1 resume los experimentos. Las dimensiones fijas eran D =27 cm y A =5 cm. D y b fueron seleccionados de modo que el área cubierta por los electrodos fuera más grande que el área cubierta por el muslo de una persona sentada. Para b se probaron dos valores: b =22 cm y b =47 cm.

Tabla 1. Experimentos para medir ellPG con electrodos capacitivos. G, = 3000 en todos los experimentos.

Experimento: b= dlD = alA = G1 = Figura

1: 22 cm 0,2 1 16 4 (8)

2: 22 cm 0,6 1 6,7 5

3: 22 cm 0,2 1/4 34 6 (8)

4: 22 cm 0,6 1/4 7,5 7

5 (oculto): 22 cm 0,2 1/4 500 9, (10),11

6 (oculto): 47 cm 0,2 1/4 49 12a

1/2: 82 12b

5 Los circuitos electrónicos estaban alimentados a ±12 V, la tensión de pico aplicada era 10 V, la frecuencia de la corriente 50 kHz, que es un valor habitual en la medida de bioimpedancias, y G1 fue ajustada para cada sujeto y experimento para obtener la salida máxima en el Al. Esto aseguró que la amplitud de s(t) después de G1 fuera la misma para todos los experimentos. El Al (INA111) tiene: una impedancia de

10 entrada en modo común R¡= 1 TO en paralelo con C¡ = 3 pF Y una corrientes de polarización de entrada (típicas) de 2 pA. Seleccionamos R1 = R'1 = 1 MO y R2 = 10 MO. A 50 kHz, la impedancia de C¡ es 1 MO, mucho menor, pues, que la resistencia de entrada de modo común. Si las R¡ fueran demasiado pequeñas, Cev y R¡ formarían un filtro pasa altas que podría atenuar la señal modulada.

15 La frecuencia de corte de los filtros en la fig. 2 fue fL1 = 1,6 kHz para FPA 1, fL2 = 0,5 Hz y fH2 = 10Hz para FPB1, YfL3 = 0,5 Hz y fH3=10 Hz para FPB2. Todos los filtros eran pasivos de primer orden. La señal desmodulada fue amplificada por G2 = 3000. Para obtener una señal de referencia se registró el fotopletismograma (PPG)

20 simultáneamente con el IPG. Cada señal fue digitalizada por un registrador de 12 bits de resolución que tomaba 2000 muestras cada segundo. Un ordenador personal procesó las señales digitalizadas. Todas las medidas mostradas aquí en cada caso fueron obtenidas en la misma persona.

EXPERIMENTO N°1

La figura 4 muestra el IPG (cuadro superior) y el PPG (cuadro inferior) obtenidos en el ejemplo de un voluntario. El IPG fue obtenido con electrodos de detección de tensión de anchura a = A separados una distancia d = 0,2 x D. Es

5 claramente visible en cada ciclo cardíaco un pico ascendente en el IPG, que significa una disminución en la impedancia.

EXPERIMENTO No2

Después, en el ejemplo del mismo voluntario, aumentamos la separación entre

10 los electrodos de detección de tensión a una d =0,6 x D, mientras que mantuvimos el valor de a =A. La figura 5 muestra que ellPG no presenta un pico claro en cada latido cardíaco, lo que significa una sensibilidad reducida respecto al flujo de sangre. La frecuencia cardíaca no es distinguible a simple vista a partir delIPG.

EXPERIMENTO N°3

15 Para eyaluar el efecto de la anchura de los electrodos de detección de tensión, la redujimos hasta una relación a = A/4, Y fijamos la distancia d = 0,2 x D, la misma que en el experimento 1. El resultado para este experimento se muestra en la figura 6. Los picos ascendentes sincrónicos con cada latido cardíaco están presentes claramente en el IPG (cuadro superior), y su amplitud es aproximadamente ocho

20 veces más grande que la obtenida en la figura 4 para electrodos más anchos, donde dlD era el mismo pero la relación alA era cuatro veces mayor.

EXPERIMENTO N°4

Para valorar hasta qué punto los resultados del Experimento N°3 eran debidos

25 a una sensibilidad aumentada para los electrodos más estrechos, en este experimento aumentamos la distancia d a 0,6 x D, la misma que en el experimento 2. La figura 7 muestra las señales registradas. A pesar de que el IPG es más pequeño que el obtenido en la fig. 6, obtenido con la misma relación alA pero con una relación dlD tres veces más pequeña, la frecuencia cardíaca es claramente distinguible. La amplitud del 30 IPG disminuyó en un factor de 5, pero todavía era más grande que la obtenida con los electrodos más cercanos y amplios (compárese con la fig. 4), Y la frecuencia cardíaca resultaba más clara que en las gráficas obtenidas con electrodos más amplios y colocados a la misma distancia (compárese con la fig. 5). Comparando ellPG en las figuras 4 y 6, observamos que además de la mayor 35 amplitud del pico del IPG en la fig. 6, las fluctuaciones de los picos debidas a la

respiración también parecen ser más grandes cuando usamos electrodos más estrechos. La fig. 8 muestra el espectro de ambas señales; la densidad espectral de potencia del IPG fue obtenida con una relación dlD = 0,2, Y las relaciones: a) alA = 1, Y b) alA =%. Los resultados confirman que los electrodos de detección de tensión más estrechos detectan mejor los cambios de impedancia relacionados con la respiración, pues las componentes de baja frecuencia (que son las debidas a la respiración) son mayores cuando los electrodos son más estrechos.

Se ha informado que para los electrodos circunferenciales y redondos la sensibilidad frente a los vasos sanguíneos más profundos se reduce cuando la relación d/D aumenta. Nosotros aquí hemos observado el mismo efecto para nuestro conjunto de cuatro electrodos (véanse las figuras 4 y 5). Sin embargo, para cualquier relación d/D, la amplitud del IPG se puede aumentar reduciendo la anchura de los electrodos de detección de tensión (véanse la figuras 6 y 7).

EXPERIMENTO N°5 Tomando en cuenta que la mayor señal correspondiente allPG fue la obtenida con los electrodos más estrechos, separados una distancia d corta, seleccionamos los valores a = A/4 y d = 0,2 x D para registrar el IPG con los electrodos ocultos (experimento 5). La figura 9 corresponde al presente experimento 5 donde el IPG se presenta en el cuadro superior, medida por electrodos ocultos con las relaciones d/D = 0,2 Y alA =1/4, Y en el cuadro inferior se presenta el PPG. La figura 9 nos muestra que la amplitud del IPG disminuye en un 50 % en comparación con la obtenida con electrodos visibles (véase la fig. 6) Y es más ruidosa. En la figura 10 se presenta el contenido espectral del IPG medido con los electrodos a) visibles, y b) ocultos. Se aprecia que la información relacionada con la respiración es más clara con los electrodos visibles (más cercanos a la pierna). Es decir, la figura 10b confirma que la relación señal a ruido (SNR) disminuyó hasta el punto de que los contenidos espectrales en la frecuencia respiratoria quedan casi sepultados en el ruido, mientras que en la figura 10a, obtenida con los electrodos visibles, las bandas de frecuencia atribuibles a la respiración eran evidentes. Sin embargo, la amplitud y la forma de onda del IPG obtenida con electrodos ocultos son suficientemente buenas para que la frecuencia cardíaca pueda ser fácilmente extraída identificando el pico en cada ciclo cardíaco, por ejemplo con un algoritmo basado en una detección de la pendiente de la señal en cada punto. En la figura 11 se identifican los latidos cardíacos mediante líneas verticales, detectados a partir del IPG (véase la señal superior) mediante un algoritmo basado en la pendiente.

EXPERIMENTO N°6 Para garantizar que los electrodos queden siempre debajo del muslo, su dimensión b se puede ampliar hasta que sea casi igual a la anchura del asiento. Así, 5 por lo menos uno de los muslos quedará sobre los electrodos. La fig. 12 muestra que efectivamente ellPG sigue presentando picos coincidentes con la actividad cardiaca, y que cuando los electrodos de detección son más estrechos (cuadro inferior), la actividad respiratoria es más evidente, tal como se observó también al comparar las figuras 4 y 6. 10 La tabla 1 anterior muestra que Zo fue más grande (es decir, G1 tuvo que ser más pequeño) para electrodos de detección de tensión separados. Por el contrario, aumentando la separación entre los electrodos y la pierna (por ejemplo, cuando se ocultan los electrodos), se necesita disponer un G1 mucho más grande. Pero la frecuencia cardíaca sigue siendo claramente distinguible. La disminución de la 15 capacitancia debida a la mayor la separación entre los electrodos y la pierna, se compensa si se mide simultáneamente en las dos piernas con los mismos electrodos (electrodos con mayor valor de b ya que se aumenta el área de contacto. Esto se puede ver en la tabla 1 anterior, donde se observa que el experimento 6 requirió una ganancia G1 mucho menor que el experimento N°5. 20 El IPG registrado con electrodos sin contacto directo con el cuerpo es muy susceptible a los artefactos de movimiento, y éstos estarán sin duda presentes en los registros prolongados. Sin embargo, si el objetivo principal es supervisar cuál el estado ~el sujeto, el movimiento es inevitable pues implica su actividad. Si no hubiera ninguna actividad, no habría ningún movimiento y el IPG revelaría la ausencia de latidos. Más 25 aún, los registros durante los períodos de descanso de una persona podrían servir para supervisar periódicamente su salud. El hecho de saber que, incluso durante una siesta, la salud personal está siendo supervisada, ayuda a sentirse seguro.

SUMARIO

30 Hemos desarrollado un aparato basado en un conjunto de cuatro electrodos de tiras paralelas, colocados bajo el muslo en dirección transversal respecto a éste. Se puede interpretar que este conjunto de electrodos es como si los electrodos de banda que en la pletismografía de impedancia convencional se colocan alrededor de una extremidad y en contacto con la piel, hubieran sido "abiertos" hasta dejar de hacer

35 contacto con la piel. Los dos electrodos externos son usados para inyectar una corriente alterna y los dos electrodos interiores miden la caída de tensión a través de los tejidos situados encima suyo; si la conductividad eléctrica de estos tejidos cambia, por ejemplo debido al flujo de sangre, la tensión detectada, que será de la misma frecuencia que la corriente aplicada, tendrá una amplitud que dependerá no sólo de la impedancia basal sino también de los correspondientes cambios de conductividad. Dichos electrodos pueden estar construidos de cinta adhesiva conductora suficientemente delgada para pasar desapercibida al colocarla debajo de la tapicería de asientos, tales como sillas, sofás o cojines. Así, las conclusiones cualitativas en cuanto a la relación entre la separación de electrodos y la sensibilidad frente a los vasos profundos en la pletismografía de impedancias convencional ofrecen una guía para el diseño a medida de una agrupación de electrodos ocultos bajo la tapicería de asientos.

Hemos desarrollado un método nuevo para la medición no consciente de la frecuencia cardíaca que está basado en la interpretación de los resultados brindados por la detección del flujo de sangre en el muslo mediante la pletismografía de impedancias implementada con electrodos ocultos. Así, los experimentos realizados permiten encontrar la relación cualitativa existente entre la forma de onda del IPG y amplitud de sus picos y la distancia y anchura de los electrodos de detección de tensión respecto a las de los electrodos de inyección de corriente. Respecto a la distancia, mientras menor sea la relación dlD, mayor será el IPG (véase la fig. 4 comparada con la fig. 5; Yla fig. 6 comparada con la fig. 7). Para cualquier relación dlD dada, el IPG aumenta cuando la anchura de los electrodos de detección de tensión disminuye. La amplitud del IPG disminuye cuando la distancia entre electrodos y el muslo aumenta, por ejemplo, cuando los electrodos están bajo la tapicería. Para garantizar que el muslo queda siempre sobre los electrodos, conviene que b sea casi igual a la anchura del asiento. Así, hemos desarrollado un método de determinación, para los diferentes casos específicos, de los valores óptimos de las relaciones dlD y alA, donde D es determinado por la profundidad del asiento en cuestión, tanto en cuanto a la amplitud del IPG, como en cuanto a la detección de las variaciones de impedancia relacionadas con la respiración. La amplitud y la forma de onda del IPG obtenida con electrodos ocultos son suficientemente buenas para que la frecuencia cardíaca pueda ser fácilmente extraída identificando el pico en cada ciclo cardíaco con un algoritmo basado en detectar la pendiente del IPG. Este método constituye la llave para el diseño de aparatos de determinación de la frecuencia cardíaca según los diferentes casos específicos.

Ya que los electrodos pueden ser ocultados debajo de la tapicería de una silla normal, sofá o cojín, el método propuesto puede proporcionar un medio útil para la supervisión continua de la frecuencia cardíaca en ambientes no clínicos, es decir, en entornos de la vida diaria normal. En ausencia de artefactos de movimiento, la frecuencia cardíaca puede ser extraída del IPG por un simple algoritmo basado en la detección por pendiente.

Una vez descrita suficientemente la invención, así. como de una realización preferente de la misma, sólo debe añadirse que es posible realizar modificaciones en su constitución y materiales empleados sin apartarse de su alcance, definido en las siguientes reivindicaciones.

Claims

REIVINDICACIONES

1.-Un aparato para la medición continua no consciente de la frecuencia cardíaca basado en la pletismografía de impedancia caracterizado porque comprende dos pares de electrodos de tiras paralelas, ocultos dentro del material del asiento y colocados en dirección transversal al muslo, en los que dos electrodos externos constituyen un primer par y dos electrodos internos constituyen el segundo par, y porque dichos electrodos son construidos de un material conductor muy delgado imperceptible a la vista, tal como una cinta o una lámina.
2.-El aparato para la medición continua no consciente de la frecuencia cardíaca según la reivindicación 1 caracterizado porque dicho par de electrodos externos se usa para inyectar una corriente alterna de una frecuencia entre 10kHz Y 250 kHz; Y dicho par de electrodos internos se usa para medir la caída de tensión a través de los tejidos biológicos situados encima de dicho par; y en donde, si la conductividad eléctrica de los tejidos cambia debido al flujo de sangre, la tensión detectada tendrá una amplitud que dependerá de la impedancia basal y de los correspondientes cambios de conductividad a cada latido.
3.-Un método para la medición continua no consciente de la frecuencia cardíaca basado en la pletismografía de impedancias caracterizado porque la distancia D de separación entre los electrodos de inyección de corriente es determinada por la profundidad del asiento y deberá ser tan grande como sea factible; la longitud b de los electrodos deberá ser mayor que el diámetro del muslo para la persona sentada y preferentemente igual a la anchura del asiento; la anchura A de los electrodos de inyección de corriente deberá ser lo bastante grande para obtener una distribución uniforme de las líneas de corrientes a lo largo del muslo; y porque la separación óptima d entre los electrodos de detección de tensión, y la anchura a de los electrodos de detección de tensión se determinan encontrando los valores óptimos de las relaciones dlD y alA, tanto en cuanto a la amplitud del pletismograma (IPG), como en cuanto a la detección de variaciones de la impedancia relacionadas con la respiración.
4.-El método para la medición continua no consciente de la frecuencia cardíaca según la reivindicación 3 caracterizado porque la amplitud y la forma de onda del IPG obtenido con electrodos ocultos son adecuadas para que la frecuencia cardíaca pueda ser fácilmente extraída identificando el pico en cada ciclo cardíaco con un algoritmo basado en la detección de la pendiente dellPG en cada punto.