MXPA01000787A - Sistema de deteccion de ecg digital. - Google Patents

Abstract

Un sistema para deteccion de ondas R incluye un electrodo para colocacion en proximidad cercana a o en contacto con un corazon para detectar actividad electrica del corazon. Un procesador de senales esta en comunicacion con el electrodo, y es receptivo para recibir la senal analoga desde el electrodo para acondicionar la senal para tener en cuenta ruido, y efectos de campo distante. El sistema es operativo para determinar si la senal acondicionada excede un valor de umbral dinamico y, si es asi, el sistema genera una pulsacion de sincronizacion para indicar el borde creciente de una onda R.

Description

SISTEMA DE DETECCIÓN DE ECG DIGITAL REFERENCIA CRUZADA CON SOLICITUDES RELATIVAS Esta solicitud reivindica la prioridad de acuerdo con 35 U.S.C. § 119 con base en la Solicitud Provisional de E. U. No. de Serie 60/093,918, presentada el 23 de julio de 1998, cuya descripción completa se incorpora a la presente por referencia.

ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN CAMPO DE LA INVENCIÓN La presente invención se refiere a sistemas de supervisión eléctricos. Más particularmente, la invención se refiere a un sistema de supervisión para supervisar una actividad eléctrica del corazón y que se dispara al detectar un borde creciente de una onda R.

DISCUSIÓN DE LA TÉCNICA RELATIVA El corazón humano es un órgano muy complicado que depende tanto en la operación mecánica como eléctrica con el fin de funcionar apropiadamente. Como con cualquier mecanismo complicado, pueden surgir y surgen problemas y el corazón no es una excepción. Por ejemplo, con el tiempo las trayectorias eléctricas en el corazón (las cuales provocan de manera secuencial que se contraigan los músculos de los atrios y los ventrículos) pueden fallar, causando con esto que el corazón pierda su ritmo, lo cual se conoce como arritmia. En tal situación, el corazón debe ser supervisado y debe ser aplicada una estimulación externa con el fin de regresar el corazón al ritmo de seno normal. Un régimen de corazón de un paciente debe ser supervisado en muchas otras situaciones, tal como durante la mayoría de los procedimientos quirúrgicos, ya que el régimen del corazón de un paciente es una buena indicación de la condición del paciente durante tal procedimiento. Por esa razón, muchos instrumentos electrónicos usados en procedimientos médicos emplean el análisis de un régimen del corazón del paciente. El electrocardiograma ("ECG") es un método convencional para determinar no solamente el régimen def corazón del paciente, sino también para determinar las anormalidades potenciales en el músculo del corazón del paciente. Como es bien sabido por aquellos de pericia ordinaria en la técnica, un ECG es un trazado de los cambios de potencial eléctrico que ocurren dentro del corazón durante un latido. En el ECG, la primera desviación hacia arriba debido a la contracción de los atrios se alude como una "onda P", mientras que "ondas Q", "ondas R", "ondas S", y "ondas T" son desviaciones debido a la acción de los ventrículos. Recientemente, la detección automática de las ondas R del ECG se ha vuelto importante. Detectar las ondas R permite una medición precisa del régimen del corazón del paciente. La detección automática libera a un cirujano u otro profesional entrenado d e realizar esa función . Muchos de los métodos propuestos para detectar ondas R no son suficientemente exactos , debido a la presencia de ruido tal como interferencia en la línea de energía , arrastre de la l ínea de base y modulación de la amplitud del EC G con la respiración , ruido electro-quirúrgico , y los similares. Además, pueden ocurrir lecturas falsas a partir de picos de ritmo y ondas T, las cuales no se toman en cuenta en aq uellos métodos propuestos. Además, un ECG convencional usa electrodos montados en la supe rficie para supervisar la actividad eléctrica del corazón, que tiene deficiencias para detectar ondas R crecientes. Antes que todo, con frecuencia ocurre ruido de contacto de electrodo en electrodos montados en la superficie, que consiste de interferencia momentánea causada por la pérdida temporal de contacto entre el electrodo y la piel del paciente . Además, el movimiento del electrodo con relación a la piel del paciente puede causar cambios en la impedancia y por consecuencia cambios en el voltaje medido. As í, la detección de ondas R con electrodos montados en la superficie sufre de n umerosas deficiencias. En consecuencia, será aparente que continúa siendo una necesidad un d ispositivo y método para detección de ondas R qu e esté diseñad o para tomar en cuenta el ruido y evitar lecturas falsas a partir de picos de ritmo, ondas T, y simila res. La presente invención se dirige a esas necesidades y otras.

BREVE DESCRIPC IÓN DE LA INVENC IÓN Brevemente, y en términos generales, la presente invención en una modalidad ilustrativa está dirigida a un aparato para detectar ondas R del corazón de un paciente. El sistema es operativo para detectar ¡a actividad eléctrica del corazón, detectar el borde creciente de una onda R, y genera una señal sincrónica de pulso en respuesta a esa. El sistema está diseñado además de tal manera que puede continuar funcionando apropiadamente durante muchos tipos de arritmias, y no se dispara durante ondas T o picos de ritmo. Así, la presente invención en una modalidad ilustrativa está dirigida a un aparato para supervisar la actividad eléctrica de un corazón y generar señales de pulsación correspondientes ai supervisar condiciones predeterminadas, que comprende: un electrodo que detecta la actividad eléctrica del corazón; y u n procesador de señal en comunicación con el electrodo para recibir información de actividad eléctrica del electrodo y determinar la magnitud de la actividad eléctrica, estando el procesador de señal programado para determinar si la magnitud de la actividad eléctrica excede un umbral determinado adaptablemente y, si es así, para generar una señal de pulsación correspondiente. La presente invención en otra modalidad ilustrativa está dirigida a un método para determinar la actividad eléctrica de un corazón, que incluye los pasos de: detectar una magnitud de la actividad eléctrica de por lo menos los ventrículos del corazón; fijar un valor de umbral; pomparar la magnitud de la actividad eléctrica detectada de los ventrículos con el valor de umbral; determinar cuando la magnitud de la actividad eléctrica detectada excede el valor de umbral; y generar una señal de pulsación correspondiente .

BR EVE DESC R I PCIÓN DE LOS D I BUJOS Los anteriores y aún objetivos, aspectos y ventajas adicionales de la presente invención se harán aparentes al considerar la siguiente descripción detallada de modalidades específicas de la misma, especialmente cuando se toma en conjunto con los dibujos adjuntos en donde: La Figura 1 es un diagrama de bloques de un sistema de detección de ondas R de acuerdo con una modalidad ilustrativa de la presente invención; La Figura 2 es una carta de flujo que ilustra la operación del sistema de detección de ondas R de la Figura 1 ; y La Figura 3 es una carta de flujo que ilustra procesos adicionales realizados por el sistema de detección de ondas R de la Figura 1 .

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LAS MODALIDADES PREFERI DAS Haciendo referencia ahora la Figura 1 , se muestra una modalidad ilustrativa de un sistema de detección de ondas R. El sistema 10 de detección de ondas R, es operativo de preferencia para detectar ondas R crecientes del corazón de un paciente, y generar pulsaciones de sincronización correspondientes para uso por otros dispositivos médicos que utilizan el análisis del ritmo del corazón de un paciente. En la modalidad ilustrativa mostrada, el sistema 10 incluye un electrodo 12, un amplificador 14, y un procesador 16 de señales que incluye un generador 20 de onda de pulsación. El electrodo 12 está configurado para colocación en la proximidad cercana a o en contacto con un corazón para detectar actividad eléctrica del corazón. El amplificador está conectado eléctricamente al electrodo para comunicación con el mismo, y es sensible para recibir una señal dei electrodo para amplificar y filtrar la señal como se describe con mayor detalle más adelante. El procesador de señales recibe la señal amplificada y filtrada del amplificador y acondiciona además la señal para tomar en cuenta el ruido y efectos de campo distante. El sistema es operativo entonces para determinar si la señai acondicionada pasa un valor neutral dinámico desde un valor inferior a un valor superior del umbral y, si esto ocurre mientras el sistema no está en un intervalo en blanco, el sistema genera una pulsación de sincronización para indicar la detección de un borde creciente de una onda R. El electrodo 12 puede tener muchas formas diferentes como es bien sabido por aquellos de pericia ordinaria en la técnica. En una modalidad ilustrativa, el electrodo comprende un electrodo de miocardio configurado para colocación contra o en proximidad cercana al miocardio del corazón con el fin de detectar la actividad eléctrica del corazón en la forma de un electrograma ventricular ("VEG"). El electrodo está conectado a un alambre 22 de señal que conduce al amplificador 14 para comunicación de un sentido con el mismo. En una modalidad preferida, el amplificador comprende un amplificador de aislamiento que recibe la señal análoga entrante del electrodo y amplifica la señal. El amplificador incluye de preferencia un filtro 23 de paso de banda con una banda de entre aproximadamente 1 y aproximadamente 250 Hz. El amplificador proporciona también aislamiento del paciente en las salidas. Un amplificador adecuado es el Modelo No. IA294 disponible de Intronics de Newton, Massachussets. La señal análoga filtrada, amplificada del amplificador 14 es enviada en la línea 24 de señal al procesador 16 de señales. El procesador de señales recibe la señal análoga y es operativo para muestrear la señal en una frecuencia predeterminada. La señal muestreada se filtra después , y se acondiciona además para proporcionar una señal de VEG digital procesada, como se describe con mayor detalle más adelante en relación con las Figuras 2 y 3. Un procesador de señales adecuado incluye un tablero de evaluación SHARC y un chip de procesamiento de señal de punto flotante ADS P-21061 SHARC, disponible de Analog Devices. El procesador 16 de señales incluye además un comparador 26 que sirve para comparar la magnitud de la señal VEG digital procesada con un valor de umbral dinámico calculado por el procesador de señales. En el caso de que la señal de VEG cruce el umbral desde abajo del umbral hacia arriba del umbral y el sistema no esté en un intervalo en blanco (el cual se describe con mayor detalle más adelante), el procesador de señales controla el generador 20 de onda de pulsación para enviar una señal de pulsación de sincronización por la línea 30 de salida. La señal de pulsación es recibida por, por ejemplo, un controlador 18 de un ?nsrrumento médico electrónico conectado para comunicación de un ser ido con la salida del procesador de señales . Haciendo referencia ahora a las Figuras 2 y 3, la operación del sistema 10 de detección de ondas R será descrita con mayor detalle. El electrodo es manipulado inicialmente al lugar en proximidad cercana a o en contacto con el corazón, por ejemplo con el miocardio. El sistema 10 es accionado entonces de preferencia, con el procesador 16 de señales estando programado para entrar inícíaímente un estado de blanco inicial en el paso 38, durante cuyo tiempo no se generan pulsaciones de sincronización por el sistema 10, independientemente de la actividad eléctrica detectada por el electrodo 12. El electrodo es operativo para detectar la actividad eléctrica del corazón y generar una señal análoga correspondiente, en el paso 40. En el paso 42, la señal análoga es recibida por el amplificador 14, y es filtrada por el filtro 23 de paso de banda y amplificada. En una modalidad ilustrativa, el amplificador tiene una ganancia de 50. En seguida, la señal filtrada y amplificada es transmitida al procesador 16 de señales, y la señal es acondicionada en el paso 44, .

Como se muestra en la Figura 3. el acondicionamiento de la señal análoga amplificada, filtrada por el procesador 16 de señales involucra un número de funciones. Primero, la señal es muestreada en una frecuencia fs preseleccionada, en el paso 46. En una modalidad ilustrativa, la frecuencia de muestra es 1 kHz. En seguida, en el paso 48, la señal muestreada se filtra mediante un filtro de alto paso I I R simple que es implementado por el procesador de señales usando la siguiente ecuación de diferencia: y[n] = x[n] - x[n-1 ] + ay[n-? \ en donde: a = 1 - 40/r"s n = el número de muestra de corriente x[n] = la señal muestreada.

La respuesta de frecuencia del filtro de alto paso I I R tiene un corte dB de alto paso - 3 de entre 6 y 7 Hz. En seguida, se toma el valor absoluto de la señal filtrada, muestreada en el paso 50, porque se desconoce la polaridad de la señal que entra. Después, en el paso 52, el procesador 16 de señales toma un m ínimo de 5 milisegundos para contabilizar picos de ritmo de campo distante y similares, así como proporcionar la supresión de picos del ruido. Este es un mínimo de cinco puntos en la modalidad ilustrativa. En otras palabras, el procesador toma cinco valores consecutivos, y toma el más bajo de los cinco valores. La señal VEG procesada z[n] se da por la siguiente ecuación: z[n] - min{|y[n-m]| : m = 0, 1 ,2, 3,4}.

En seguida, en el paso 54 (Figura 2), el sistema revisa el régimen de giro de la señal eléctrica que se supervisa, lo cual es un medio adicional para determinar si la actividad eléctrica que se detecta es un pico de ritmo en lugar de una actividad eléctrica propia del corazón. La revisión del régimen de giro se da mediante lo siguiente: si \x[n] - x[p-1 ]| fs > Sma?, entonces el contador en blanco de ritmo se coloca en 0.01 fs = 10 milisegundos, en el paso 56. El valor Sma es una constante fija en un régimen de giro permisible máximo preseleccionado. Si la cuenta en blanco es menor que la cuenta en blanco de ritmo, entonces la cuenta en blanco se fija igual a la cuenta en blanco de ritmo. Con el fin de determinar si el umbral es cruzado, en el paso 58 el sistema 10 revisa sí las siguientes afirmaciones son verdaderas: 1 ) z[p-1 ] < r[/7-1 ]; y 2) z[n] > t[n] Así. donde z[n] cruza el umbral de arriba a abajo, será entendido que el sistema 10 no es disparado, debido a que la primera de las dos afirmaciones no es verdad. Así, solamente cuando la señal VEG acondicionada cruza el valor de umbral de abajo a arriba es disparado el sistema para generar una pulsación de sincronización . Si el umbral no es cruzado, la operación procede al paso 60, y el procesador de señales calcula el umbral variable r[nj para comparación con la señal VEG acondicionada z[n], en el paso 54 (Figura 2). El umbral es un umbral adaptado con un valor que decae exponencialmente hacia el valor de la señal VEG procesada , z[n). El umbral t[n] es dado por la siguiente ecuación: t[n] = max{az[/7] + (1 -a)f[p-1 ], tmi„] donde = 0. si la cuenta en blanco de ritmo > 0; = 1 , si z[n] > í[A7-1 ]; a = 7/fs, de otra manera.

El uso de diferentes constantes de tiempo resulta en el umbral t[n] siendo capaz de elevar rápidamente y caer lentamente para seguir la trayectoria de la señal VEG z[n). Debido a que el tiempo de declinación es relativamente corto cuando se eleva el umbral, y relativamente largo cuando se baja el umbral, el umbral actúa como un detector de pico, con lo que sirve para filtrar ruido exterior y picos de ritmo de campo distante. Poniendo la constante de tiempo en cero si un pico de ritmo es detectado, el umbral no responde a oscilaciones de voltaje potencialmente grandes durante el ritmo. El valor mínimo de umbral tm¡n es una función de un pico medio detectado, como se describe con mayor detalle más adelante.

Después de que se calcula el umbral, la operación procede de regreso al paso 40 para detectar adicionalmente la actividad eléctrica del corazón mediante el sistema 10. Si, sin embargo, el umbral es cruzado de hecho, entonces el proceso fluye al paso 62, en donde el procesador 16 de señales revisa si el contador de intervalo en blanco es igual a cero. El contador de intervalo en blanco es igual a cero cuando el sistema no está en un estado en blanco, como se describe con mayor detalle más adelante. Si el contador de intervalo en blanco no es igual a cero, entonces el sistema está en un estado en blanco y la operación fluye al paso 64 y una variable ?z de pico instantáneo es actualizada con el nuevo valor de z[n], después de cuya operación se procede de regreso al paso 40. El pico variable instantáneo pz registra el pico de la señal VEG acondicionada z[n] d urante el período en blanco. Si, por otra parte, el contador de intervalo en blanco es igual a cero, entonces el sistema no está en un estado en blanco, y la operación fluye más bien al paso 66, donde se repone el contador de intervalo en blanco, de manera que el sistema entra a un estado en blanco para evitar disparos adicionales durante el estado en blanco. El procesador 16 de señales pone el contador en blanco en un valor predeterminado, por ejemplo 0.2 fs. Esto efectivamente fija un intervalo en blanco durante cuyo tiempo no se generan señales de pulsación de sincronización. Esto evita que el sistema dispare en falso en una onda T que sigue inmediatamente a una onda R detectada será aparente que el intervalo en blanco puede ser colocado en algún valor diferente a 0 2 fs. También en el paso 66, el pico medio pz[n] es actualizado con ei fin de suavizar las variaciones de latido a latido. El pico medio se define de preferencia mediante la siguiente función de filtro J IR : Pzln] = ß Pz[pJ + (1 -ß)pz[ 1 ], donde n es la onda R detectada actualmente, ?-1 es la onda R detectada previamente, y ß es una constante que tiene un valor de 0.3. El pico medio pz[n] se usa para calcular el umbral mínimo tmin de acuerdo con la siguiente ecuación: tmm = max{pz[n]/3, Tm¡„}, donde Tml„ es una constante fija en un valor preseleccionado, por ejemplo 50 mV. Además en el paso 66, el procesador de señales está programado para actualizar un intervalo medio R a R tr, que registra el período promedio entre ondas R detectadas. El intervalo medio tr es una función del intervalo instantáneo R a R Tr, como se define mediante la siguiente ecuación de filtro MR: tr = ß Tr + (1 -ß)tr. donde ß = Q .3 . En una modalidad ilustrativa, tr es comparada inicialmente con Tr, y si Tr es más de tres veces tr, entonces tr no está actualizada. Sí, por otra parte Tr es menor que tres veces tr, entonces tr está actualizada. En seguida, en el paso 68, el sistema revisa si ha sido detectada una onda R en los últimos cinco segundos. Si no, la operación procede de regreso al paso 38. Si se ha detectado una onda R en los últimos cinco segundos, la operación fluye al paso 70, y el procesador 16 de señales determina si el ritmo del corazón del paciente está debajo de un ritmo de corazón máximo predeterminado, por ejemplo 240 latidos por minuto. Esto se determina revisando si: tr > 60/V240.

Si el ritmo del corazón del paciente excede el ritmo del corazón máximo predeterminado (es decir, tr > 60fs/240), entonces la operación fluye de regreso al paso 40. Si no, la operación procede al paso 72 , y el procesador 16 de señales determina si el sistema 10 está en el estado en blanco inicial. Si es así, la operación fluye de regreso al paso 40 y el proceso continúa hasta que termina el estado en blanco inicial. Si se determina mediante el procesador 16 de señales que el ritmo del corazón dei paciente es menor que 240 latidos por minuto y el sistema no está en el estado en blanco inicial, entonces la operación procede al paso 74, y el procesador 16 de señales señala al generador 20 de onda de pulsación para dar salida a una onda de pulsación de sincronización por la línea 30 de señal para recibirse por, por ejemplo, el controlador 18. La operación procede entonces de regreso al paso 40 y el proceso se repite. El procesador 16 de señales está programado además para disminuir continuamente el contador de intervalos en blanco, contador de intervalos en blanco de ritmo, y el contador de intervalos en blanco inicial en el caso de que cualquiera o todos sean mayores que cero. El contador iniciai de intervalos en blanco se fija en un valor predeterminado, por ejemplo, dos segundos, durante cuyo tiempo el sistema 10 no genera pulsaciones de sincronización, aún si el sistema detecta ondas R y el ritmo del corazón del paciente es menor que el ritmo de corazón máximo predeterminado. Además, el procesador de señales mantiene un contador de detección de ondas R que mantiene rastreo del tiempo desde que se detectó la última onda R. Este valor se usa para fijar el intervalo Tr instantáneo R-R. También, si no se detectan ondas R en cinco segundos, el programa se vuelve iniciar. El sistema 1 0 en una modalidad ilustrativa incluye además un botón de reposición manual (no mostrado), el cual puede ser oprimido por un operador para reponer el sistema. La opresión del botón de reposición causa que la operación del procesador 16 de señales .fluya inmediatamente al paso 38, donde el procesador de señales entra al estado en blanco inicial de manera que no se generan señales de pulsación de sincronización por el sistema 10. En uso, el electrodo 12 se mueve a su posición, y el sistema 10 es accionado. El procesador 16 de señales entra a un estado en blanco inicial durante un período de tiempo preseleccionado, por ejemplo, dos segundos. Durante ese período, el electrodo detecta actividad eléctrica del corazón, el amplificador 14 amplifica y filtra la señal que entra, y el procesador acondiciona la señal -y compara la señal acondicionada con el umbral variable. Sin embargo, aún si la señal acondicionada pasa el umbral desde un valor de bajo a un valor arriba del umbral, no se genera pulsación de sincronización por el procesador de señales. Una vez que termina el estado en blanco inicial, si la señal acondicionada pasa el umbral desde un valor inferior a un valor superior del umbral, se genera una pulsación de sincronización por el generador 20 de ondas de pulsación . El procesador 16 de señales entra entonces a un intervalo en blanco para evitar el disparo falso en la onda T que sigue a la onda R. El intervalo en blanco es suficientemente corto de manera que el intervalo termina bastante antes de que se genere la siguiente onda R por el corazón del paciente. De lo anterior, será aparente que la presente invención proporciona un sistema eficiente, confiable para detectar ondas R automáticamente y para generar pulsaciones de sincronización correspondientes. Además, el sistema acondiciona la señal eléctrica que entra para tener en cuenta el ruido y picos de campo distantes, y evita disparos en falso en ondas T y otros picos de voltaje detectados. Aunque la invención ha sido mostrada y descrita de manera particular con referencia a modalidades ilustrativas de la misma, se entenderá por aquellos expertos en la técnica que se pueden hacer varios cambios en forma y detalles en la presente sin apartarse del espíritu y alcance de la invención . En consecuencia, no se pretende que la invención sea limitada, excepto por las reivindicaciones adjuntas.

Claims (1)

1. REIVI N D ICAC IONES 1. Un método para detectar actividad eléctrica de un corazón y para generar señales de pulsación correspondientes en situaciones predeterminadas, el método que incluye los pasos de: detectar una magnitud de actividad eléctrica de por lo menos los ventrículos del corazón; calcular un valor de umbral variable; comparar la magnitud de la actividad eléctrica detectada con el valor de umbral; determinar cuando la magnitud de la actividad eléctrica detectada pasa de un valor inferior al valor de umbral a un valor superior dei valor de umbral; y si la magnitud de la actividad eléctrica detectada pasa de un valor inferior del valor de umbral a un valor superior del valor de umbral, se genera una señal de pulsación. 2. El método de la reivindicación 1 , en donde el paso de calcular un valor de umbral variable incluye seleccionar un valor mínimo de restricción para el valor de umbral. 3. El método de la reivindicación 1 , en donde el umbral variable es la magnitud de una función de la actividad eléctrica detectada. 4. El método de la reivindicación 1 , en donde el paso de detección incluye generar una señal análoga de la actividad eléctrica del corazón. 5. El método de la reivindicación 4, en donde el paso de comparar incluye muestrear la señal análoga en una frecuencia preseleccionada. 6. El método de la reivindicación 5, en donde el paso de comparar incluye muestrear la señal análoga en una frecuencia de aproximadamente 1000 Hz. 7. El método de la reivindicación 1 , en donde el paso de comparar incluye tomar el valor absoluto de la señal detectada. 8. El método de la reivindicación 1 , que incluye además el paso de determinar si el ritmo del corazón está arriba de un ritmo máximo preseieccionado y, si es así, evitar por lo menos temporalmente la generación de señales de pulsación. 9. El método de la reivindicación 1 , en donde el paso de comparar incluye tomar un valor mínimo de por lo menos tres valores consecutivos de la señal eléctrica detectada, y comparar el valor m ínimo con el umbral variable. 10. El método de la reivindicación 1 , que incluye además el paso de: después de generar la señal de pulsación , entrar a un estado en blanco de duración predeterminada para evitar la generación de señales de pulsación adicionales durante el estado en blanco. 1 1. El método de la reivindicación 1 , que incluye además el paso de: determinar si un régimen de giro de la actividad eléctrica detectada excede un umbral preseleccionado y, si es así, evitar la generación de señal de pulsación durante un período de tiempo predeterminado. 1 2. Un sistema para supervisar la actividad eléctrica de u n corazón y generar señales de pu lsación correspondientes en situaciones predeterminadas , el sistema que comprende: u n detector para corazón configurado para ser colocado en proximidad cercana al corazón y que detecta la actividad eléctrica del corazón y genera señales eléctricas correspondientes; y un procesador de señales en comun icación con el detector para corazón para recibir las señales eléctrica s, el procesador de señales estando programado para acondicionar las señales eléctricas, para calcular un valor de umbral variable, y para determinar si la magnitud de la señal eléctrica acondicionada excede el valor de umbral y, si es así, generar una señal de pulsación correspondiente. 1 3. El sistema de la reivindicación 12 , en donde el detector para corazón comprende un electrodo. 14. El sistema de la reivindicación 1 3 , en donde el electrodo comprende un electrodo de miocardio. 1 5. El sistema de la reivind icación 1 2, en donde el umbral variable fijado por el procesador es por lo menos igual a un valor mínimo preseleccionado . 1 6. El sistema de la reivindicación 1 5, en donde el umbral variable es la magn itud de u na función de la señal eléctrica recibid a desde el detector. 1 7. El sistema de la reivindicación 1 2 , en donde el detector es operativo para generar una señal análoga de la actividad eléctrica del corazón; y el procesador de señales es operativo para muestrear la señal análoga en una frecuencia predeterminada. 18. El sistema de la reivindicación 17, en donde el procesador de señales es operativo para tomar el valor absoluto de la señal muestreada. 19. El sistema de la reivindicación 12, en donde el procesador está programado para determinar si el ritmo detectado del corazón está arriba de un umbral preseleccionado y, si es as í, evitar por lo menos temporalmente la generación de señales de pulsación . 20. El sistema de la reivindicación 12, en donde el procesador está programado para tomar un valor mínimo de por ¡o menos tres valores consecutivos de la señal eléctrica detectada, y comparar el valor mínimo con el umbral variable. 21 . El sistema de la reivindicación 12, en donde el procesador está programado para determinar si un régimen de giro de la actividad eléctrica detectada excede un umbral preseleccionado y, si es así, evitar la generación de señal de pulsación durante un período de tiempo predeterminado. R ESU M EN Un sistema para detección de ondas R incluye un electrodo para colocación en proximidad cercana a o en contacto con un corazón para detectar actividad eléctrica del corazón. Un procesador de señales está en comunicación con el electrodo, y es receptivo para recibir la señal análoga desde el electrodo para acondicionar la señal para tener en cuenta ruido, y efectos de campo distante. El sistema es operativo para determinar si la señal acondicionada excede un valor de umbral dinámico y, si es así, el sistema genera una pulsación de sincronización para indicar eí borde creciente de una onda R .