CA3246938A1 - Dispositif et procédé de mesure d'au moins un paramètre physiologique - Google Patents

Abstract

L'invention concerne un dispositif de mesure (100) d'au moins un paramètre physiologique, le dispositif de mesure (100) comprenant un boîtier (101) qui comporte : - une chambre de mesure (104) qui présente un volume interne qui est rempli d'un gaz, - une cellule sensible (105) permettant de mesurer au moins un premier paramètre physiologique, la cellule sensible (105) étant disposée au contact du gaz contenu dans le volume interne de la chambre de mesure (104), et - une admission (107) d'un liquide physiologique d'un patient, l'admission (107) étant disposée de manière à ce que le liquide physiologique entre au contact du gaz et que le gaz reste intercalé entre la cellule sensible (105) et le liquide physiologique du patient de façon à générer une interface entre le gaz contenu dans le volume interne et le liquide physiologique. L'invention concerne également un procédé de mesure d'au moins un paramètre physiologique.

Description

1 Description Titre de I'invention : Dispositif et procede de mesure d’au moins un parametre physiologique [Domaine technique]

[001] L'invention concerne un dispositif et un procede de mesure d’au moins un parametre physiologique. L’invention s’applique notamment a la mesure de la pression d’un liquide physiologique ponctionne a I’interieur de I’organisme d’un patient. En particulier, (’invention concerne un dispositif et un procede de mesure de la pression d’un liquide physiologique qui est au contact du systeme nerveux central. Plus particulierement, l’invention mesure la pression du liquide cephalorachidien (LCR) ponctionne par exemple grace a une ponction lombaire.

[002] La pression intracranienne correspond a la pression du LCR present a I’interieur du crane dans lequel baigne Ie systeme nerveux central. L’acces au LCR par ponction lombaire a ete decrit par Quincke en 1891. La pression du LCR mesuree par ponction lombaire est aussi une mesure de la pression intracranienne [Lenfeldt N, Koskinen LO, Bergenheim AT, Malm J, Eklund A. CSF pressure assessed by lumbar puncture agrees with intracranial pressure. Neurology. 2007 ; vol 68, no2, p.155-158], La mesure de la pression intracranienne par ponction lombaire marque une avancee importante en neurologie dans la comprehension et surtout I’identification des hypertensions intracraniennes menagant Ie systeme nerveux central.

[003] La pression du LCR peut etre mesuree soit de maniere statique, soit de maniere dynamique. L’approche statique ou hydrostatique consiste a mesurer la pression stationnaire et la pulsatilite du LCR secondaire aux oscillations cycliques cardiaques et respiratoires ; alors que l’approche dynamique ou hydrodynamique consiste a appliquer une contrainte connue au systeme liquidien intracranien, dit test de perfusion, et analyser la reponse du systeme a cette contrainte. [Czosnyka M, Pickard JD. Monitoring and interpretation of intracranial pressure. Journal of Neurology, Neurosurgery & Psychiatry, 2004,vol.75, no 6, p. 813-821],

[004] L’approche hydrostatique permet de mesurer la pression liquidienne a I’interieur du crane et d’identifier une pression normale et une pression augmentee dite I'hypertension intracranienne. Celle-ci peut se manifester par des maux de tete, des nausees ou des vomissements, des troubles cognitifs voire un coma dans les formes les plus graves.

[005] Les cause des syndromes d'hypertension intracranienne peuvent etre multiples : pathologie expansive telle qu’une tumeur, un hematome intracerebral ou uneWO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 2 hydrocephalie, mais aussi un blocage du systeme de drainage veineux par une thrombophlebite, ...).

[006] II existe egalement des causes dites « secondaires » de I’hypertension intracranienne telles que les endocrinopathies (maladie d'Addisson, maladie de Cushing, hypothyroidie, hyperparathyroidisme), un deficit en vitamine A alterant la structure des villosites arachnoidiennes, lors de prises medicamenteuses (hormonal, antibiotique, lithium ou cimetidine), et diverses autres pathologies (syndrome d'apnee du sommeil, insuffisance renale chronique, anemie par carence martiale).

[007] L’approche hydrodynamique peut etre obtenue par I’injection de serum physiologique dans Ie LCR grace a I’acces offert par la ponction lombaire. Cette injection de serum physiologique applique une contrainte au systeme liquidien intracranien. La reponse du systeme intracranien suite au test de perfusion, permet d’extraire differentes mesures pertinentes dont la mesure de I’ecoulement du LCR a I’interieur du crane. L’augmentation de la resistance a I’ecoulement est un parametre important en pratique Clinique, car cela permet de demontrer une alteration objective de la circulation du LCR qui signe I’hydrocephalie. [008] [Etat de la technique anterieure]

[009] Dans les annees 1930, Ie Professeur Henri CLAUDE a developpe un manometre qui comporte un flexible qui se connecte directement sur une aiguille de ponction lombaire. Le concept du Manometre de CLAUDE est de placer Ie liquide cephalorachidien directement au contact de la zone de mesure du manometre. De nos jours, le manometre de CLAUDE est desormais interdit pour des raisons sanitaires. Par ailleurs, le manometre de CLAUDE ne permet pas non plus de mesurer la pulsatilite de la pression intracranienne. [0010]A I’heure actuelle, II n’existe pas de dispositif simple et fiable sur le marche pour quantifier la pression intracranienne par la mesure de la pression du LCR. Ainsi les praticiens mesurent encore en 2022, la pression de liquide cephalorachidien par mesure d’une colonne d’eau, comme decrit par QUINCKE en 1891. Pour cela, les praticiens utilisent un metre-ruban de couturiere dispose manuellement le long du tube souple, sterile et a usage unique. En pratique, le tube souple est connecte a I’aiguille de ponction lombaire. Bien que cette methode rudimentaire puisse suffire pour mesurer approximativement une pression hydrostatique stationnaire intracranienne, elle ne permet pas de mesurer precisement la valeur moyenne et la pulsatilite de la pression intracranienne, ni d’enregistrer le signal, ni de realiser une exploration de I’hydrodynamique.WO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 3 [0011]Toutefois, des solutions plus complexes qui utilisent notamment un capteur piezoelectrique existent. Le capteur piezoelectrique permet de transformer une pression liquidienne en un signal electrique, le signal electrique doit ensuite etre amplifie et digitalise pour etre traite par un logiciel specifique. En pratique, la cellule sensible du capteur piezoelectrique est placee directement au contact du LCR afin d’en mesurer la pression selon une approche qui peut etre hydrostatique ou hydrodynamique. [0012]De maniere generale, la pression du LCR mesuree par la cellule sensible du capteur piezoelectrique est la sommation de deux forces par unite de surface : la pression transmise par le fluide, et la pression liee au deplacement de la masse du fluide. En effet, cette masse subit des accelerations soit directes soit dues a la gravite. De fait, le capteur piezoelectrique mesure la pression transmise par le LCR mais aussi les accelerations de la masse liquidienne ce qui constitue des artefacts et deteriore la qualite du signal de pression du LCR. Ainsi un capteur de pression liquidien mesure toutes accelerations physiques liees a I’environnement medical dans lequel la mesure de la pression est realisee. Par exemple, des vibrations du materiel medical vont generer un artefact au sein du signal mesure par le capteur de pression, c’est egalement le cas d’un choc qui interviendrait sur le lit du patient etc. Ces vibrations et autres artefacts perturbent d’autant les mesures fines comme la pulsatilite de la pression intracranienne. [0013]Le systeme connu sous le vocable « ICM+ »® a ete developpe par I’Universite de Cambridge (Royaume-Uni) pour permettre un multi-monitorage intracranien. Ce logiciel permet entre autres de mesurer la pression du LCR afin de realiser une analyse tant statique que dynamique de la pression intracranienne. Le systeme ICM+ permet de mesurer la pression intracranienne au lit du patient de maniere fiable. Cependant, il s’agit d’un logiciel dedie a la recherche clinique, et n’est pas aisement accessible a une majorite de praticiens au lit du malade. En particulier aucun capteur specifique n’est con?u pour le systeme « ICM+ »®. [0014]Le document US 4,858,619 decrit un systeme qui mesure des variations de la pression du LCR et permet son drainage. Ce systeme permet de mesurer la pression du LCR de maniere deportee, que le site de ponction soit lombaire ou cranien. Dans ce document, le capteur de pression transforme la pression liquidienne qu’il mesure en un signal electrique. A ces fins, la cellule sensible d’un capteur de pression est disposee dans une chambre de mesure qui est au prealable videe de son air, et emplie d’un serum physiologique par une operation de purge. Le LCR est ensuite en communication fluidique avec la chambre de mesure emplie de serum physiologique. D’une part, la cellule sensible mesure des artefacts d’accelerations physiques que subit le capteur de pression mais aussi des accelerations de la masse du liquide physiologique, et d’autre part, ce systemeWO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 4 ne permet pas de mesurer la pulsatilite de la pression du LCR selon une approche hydrodynamique. [0015]Le document CN 105641758 decrit un autre systeme de drainage du LCR ou il est ponctionne directement au niveau du crane du patient Un tube draine le LCR ponctionne a une premiere extremite inferieure d’une ampoule orientee verticalement dans laquelle est dispose un flotteur. L’ampoule comporte une seconde extremite superieure reliee a un tube de guidage qui est equipe d’un capteur de pression. Le tube de guidage est rempli d’un gaz. Le flotteur constitue ainsi une membrane qui vise a separer le LCR situe sous le flotteur et le gaz situe au-dessus du flotteur et dans le tube de guidage. L’objectif de ce systeme est d’eviter que le liquide n’entre au contact du capteur de pression, qui pourrait ainsi ne pas avoir a etre sterilise. Le systeme mesure ainsi la pression du LCR au travers du gaz contenu dans le tube de guidage. Lorsque la pression du LCR augmente audessus d’un certain seuil, une electrovanne permet le drainage du LCR vers une poche de recueil. Toutefois, le suivi des variations de pression du LCR n’est pas fiable. En effet, la mesure des variations de pression du LCR se fait par la mesure de la pression du gaz contenu dans le tube de guidage alors meme que le gaz n’est pas en contact direct avec le LCR. De plus, le flotteur qui separe le gaz du LCR est susceptible de perturber les mesures en amortissant les variations de pression du LCR mais aussi par les accelerations que peut subir le flotteur en cas de mouvement de la tubulure ou de l’ampoule. [0016]L’invention vise a pallier tout ou partie des inconvenients precites. [Expose de I’invention] [0017]L’invention vise a fournir une solution fiable et a cout maitrise pour mesurer au moins un parametre physiologique tel que la pression du LCR par ponction lombaire. [0018]L’invention vise a mesurer de maniere fiable au moins un parametre physiologique au lit du patient. [0019]En particulier, I’invention a pour objectif de fournir une solution technique pour mesurer de la maniere fiable les variations dans le temps de la pression du LCR. [0020]L’invention vise notamment a mesurer de maniere fiable la pression stationnaire ou la pression pulsatile du LCR. [0021]A cet effet, un premier aspect de I’invention concerne un dispositif de mesure d’au moins un parametre physiologique. Le dispositif de mesure comprend un boTtier qui s’etend longitudinalement entre une premiere extremite et une seconde extremite opposee de la premiere extremite. Le boitier comprend trois parties : une chambre de mesure qui est disposee dans le boitier, la chambre de mesure presentant un volume interne qui est rempli de gaz,WO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 5 une cellule sensible permettant de mesurer au moins un premier parametre physiologique, la cellule sensible etant disposee au contact du gaz contenu dans Ie volume interne de la chambre de mesure, et une admission d’un liquide physiologique du patient dans la chambre de mesure, I’admission etant disposee de maniere a ce que Ie liquide physiologique entre au contact de gaz et que Ie volume de gaz reste intercale entre la cellule sensible et Ie liquide physiologique du patient. [0022]Selon I’invention, la chambre de mesure permet de generer deux interfaces : une premiere interface entre Ie gaz contenu dans Ie volume interne et Ie liquide physiologique du patient qui penetre par I’admission, une seconde interface entre Ie gaz contenu dans la chambre de mesure et la cellule sensible. [0023]Le dispositif de mesure selon I’invention permet de realiser des mesures fiables d’un parametre physiologique liquidien tel que la pression du LCR. En effet dans un fluide, selon le principe de Pascal, les variations de pression en un point se transmettent integralement en tous les points de ce fluide. Les variations de pression du liquide physiologique sont done transmises a la cellule sensible du capteur par I’intermediaire d’une bulle de gaz, ce qui correspond a une « interface de transmission hydropneumatique » ou une interface liquide -gaz. [0024]En outre, le dispositif selon I’invention permet de reduire les artefacts dus aux vibrations du capteur. [0025]Dans des modes de realisation du premier aspect de I’invention, la chambre de mesure peut presenter un volume interne est non nul et inferieur ou egal a 1 ml, en particulier, le volume interne devant etre strictement inferieur a 1 ml, de preference inferieur a 0,7 ml. Le volume interne de la chambre de mesure peut ainsi contenir un volume de gaz permettant de controler I’amortissement de la pulsatilite de la pression du liquide physiologique. Ceci afin que I’amortissement de la pulsatilite soit acceptable en pratique clinique. [0026]Dans des modes de realisation, le gaz contenu dans le volume interne de la chambre de mesure peut correspondre a de I’air atmospherique. En effet, le procede de fabrication du dispositif de mesure, par exemple par injection plastique, n’etant pas realise sous vide, la chambre de mesure est emplie naturellement d’air atmospherique. [0027]Dans des modes de realisation du premier aspect de I’invention la chambre de mesure peut presenter un volume interne compris entre 0,2 ml et 0,5 ml. [0028]Dans des modes de realisation du premier aspect de I’invention, la cellule sensible peut etre une cellule piezoelectrique d’un capteur de pression. L’interface liquide-gaz permet egalement d’amortir les accelerations physiques subies par le capteur de pression. Ceci ameliore la fiabilite des mesures.WO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 6 [0029]Dans des modes de realisation du premier aspect de I’invention, Ie boitier peut comporter une membrane d’etancheite qui est intercalee entre la cellule sensible et Ie volume interne de la chambre de mesure, la membrane d’etancheite protegeant la cellule sensible. La cellule sensible du capteur peut etre par exemple une cellule piezoelectrique d’un capteur de pression. La membrane d’etancheite permet d’isoler Ie LCR et plus largement Ie tissu biologique du patient des composants electroniques tres toxiques que peut comporter une cellule sensible de type piezoelectrique. [0030]Dans des modes de realisation du premier aspect de I’invention, Ie volume interne de la chambre de mesure peut etre cylindrique. Une forme cylindrique permet de former une interface liquide-gaz- lors de I’entree du liquide physiologique dans la chambre de mesure. [0031]Dans des modes de realisation du premier aspect de I’invention, Ie dispositif de mesure peut comporter un connecteur dispose au niveau de I’admission du boitier, ce connecteur reliant de maniere etanche la chambre de mesure a un dispositif de connexion au liquide physiologique du patient. Le dispositif de connexion de liquide physiologique peut etre une aiguille de ponction lombaire. De preference, I’aiguille de ponction lombaire est connectee directement au connecteur du dispositif de mesure. [0032]Dans des modes de realisation du premier aspect de I’invention, I’admission peut etre ouvrable et refermable afin de controler I’entree du liquide physiologique dans la chambre de mesure. [0033]Dans des modes de realisation du premier aspect de I’invention, le dispositif de mesure peut comporter des moyens de transmission des mesures du premier parametre physiologique vers un terminal numerique distant. [0034]Dans des modes de realisation du premier aspect de I’invention, la cellule sensible peut etre disposee a la premiere extremite du boTtier, alors que I’admission est disposee a la seconde extremite du boitier. [0035]Un second aspect de I’invention se rapporte a un procede de mesure d’au moins un parametre physiologique d’un patient. Selon I’invention, le procede comporte : une etape de connexion de la chambre de mesure au liquide physiologique d’un patient, la chambre de mesure etant emplie de gaz et comportant une cellule sensible permettant de mesurerau moins un parametre physiologique, une etape de generation d’une premiere interface entre le gaz present dans la chambre de mesure et le liquide physiologique provenant du patient, la gaz restant intercale entre le liquide physiologique et la cellule sensible de maniere a former une seconde interface entre le gaz et la cellule sensible, une etape de mesure d’au moins un premier parametre physiologique, la mesure etant operee par la cellule sensible au travers du gaz intercale entre le liquide physiologique et la cellule sensible.WO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 7 [0036]Le procede de mesure repond au meme principe technique que Ie dispositif de mesure, il permet de generer une interface liquide/gaz au niveau de laquelle le liquide physiologique entre au contact du gaz contenu dans la chambre de mesure. Le liquide physiologique transmet alors la pression du LCR au gaz, qui lui-meme transmet cette pression a la cellule sensible du capteur de mesure. [0037]Dans des modes de realisation du second aspect de I’invention, le volume de gaz intercale entre la cellule sensible et le liquide physiologique du patient peut etre non nul et inferieur ou egal a 1 ml, en particulier, ledit volume de gaz peut etre strictement inferieur a 1 ml, de preference, ledit volume de gaz peut etre inferieur a 0,7 ml. Ce volume de gaz intercale entre la cellule sensible et le liquide physiologique du patient permet de controler I’amortissement de la pulsatilite de la pression du liquide physiologique. Ceci afin que I’amortissement de la pulsatilite soit acceptable en pratique clinique. [0038]Dans des modes de realisation du second aspect de I’invention, la chambre de mesure peut etre connectee a un dispositif de prelevement du liquide physiologique qui peut etre constitue par le liquide cephalorachidien du patient. En particulier, le dispositif de connexion peut etre constitue par une aiguille de ponction lombaire. De preference, I’aiguille de ponction lombaire est connectee directement a la chambre de mesure. [0039]Dans des modes de realisation du second aspect de I’invention, le premier parametre physiologique peut correspondre a une pression stationnaire ou a une pression dynamique du liquide physiologique du patient. [0040]Dans des modes de realisation du second aspect de I’invention, le procede de mesure peut comporter une etape de determination d’au moins un deuxieme parametre physiologique au travers de la mesure du premier parametre physiologique. [Description des dessins] [0041]D’autres caracteristiques et avantages de I’invention apparaitront encore a la lecture de la description qui va suivre. Celle-ci est purement illustrative et doit etre lue en regard des dessins annexes sur lesquels : [0042][Fig. 1] est une representation schematique d’une coupe longitudinale d’un dispositif de mesure conforme de I’invention, le dispositif de mesure etant connectee a une aiguille de ponction lombaire. [0043][Fig. 2] est une representation schematique du dispositif de mesure de la figure 1 et ses interactions medico-techniques. [0044][Fig. 3] est une representation schematique d’un dispositif de mesure conforme de I’invention. [0045][Fig. 4] est une representation d’un logigramme illustrant de maniere schematique un procede de mesure conforme de I’invention.WO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 8 [0046][Fig. 5] est une representation schematique d’un montage experimental pour mener une etude comparative des mesures de pression hydrostatique effectuees par un capteur a interface liquide et un capteur a interface-liquide/air. [0047][Fig. 6] est une representation d’un enregistrement sous forme de graphique des signaux de pression hydrostatique mesures au cours d’une experience 1, les signaux etant mesures par un capteur a interface liquide et un capteur a interface liquide/air selon Ie montage de la figure 5. [0048][Fig. 7] est une representation d’un grossissement de I’enregistrement de la figure 6. [0049][Fig. 8] est une representation d’un enregistrement sous forme de graphique des signaux de pression hydrostatique mesures au cours d’une experience 2 dans laquelle les signaux sont mesures par un capteur a interface liquide et un capteur a interface liquide/air selon Ie montage de la figure 5. [0050][Fig. 9] est une representation d’un agrandissement du cycle C7 du graphique de I’enregistrement de la figure 8. [0051][Fig. 10] est une representation d’un graphique de Bland Altman construit avec des donnees issues de (’experience 2. [0052][Fig. 11] est une representation d’un enregistrement sous forme de graphique des signaux de pression mesures au cours d’une experience 3 dans laquelle la pression est pulsatile, les signaux etant mesures par un capteur a interface liquide et un capteur a interface liquide/air selon Ie montage de la figure 5. [0053][Fig. 12] est une representation d’un agrandissement du cycle C1 du graphique de I’enregistrement de la figure 11. [0054][Fig. 13] est une representation d’un agrandissement du cycle C7 du graphique de I’enregistrement de la figure 11. [0055][Fig. 14] est une representation d’un diagramme de resultats d’une experience 4 menee a I’aide du montage de la figure 5, Ie diagramme representant revolution de la pulsatilite de la pression mesuree par Ie capteur a interface liquide/air et Ie capteur a interface liquide en fonction du volume d’air de I’interface liquide/air. [0056][Fig. 15] est une representation d’un diagramme illustrant une loi de comportement de l’amortissement de la pulsatilite de la pression mesuree par Ie capteur a interface liquide/air en fonction du volume d’air de I’interface liquide/air. [Description des modes de realisation] [0057]En reference aux figures 1 a 3, I’invention se rapporte a un dispositif de mesure 100 d’au moins un parametre physiologique. Plus particulierement, Ie dispositif de mesure 100 est configure pour mesurer la pression du liquide physiologique ponctionne depuis I’organisme d’un patient. Par exemple, I’invention concerne un dispositif de mesure 100WO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 9 de la pression du LCR qui est une mesure indirecte de la pression intracranienne d’un patient.

[0058] Comme illustre aux figures 1 a 3, Ie dispositif de mesure 100 comprend un boitier 101. Le boitier 101 definit I’enveloppe exterieure du dispositif de mesure 100. Le boitier 101 s’etend longitudinalement entre une premiere extremite 102 et une seconde extremite 103 opposee de la premiere extremite 102. Le boitier 101 comporte une chambre de mesure 104. La chambre de mesure 104 s’etend a I’interieur du boitier 101. Dans cet exemple, la chambre de mesure 104 s’etend entre la premiere extremite 102 et la deuxieme extremite 103 du boitier 101. La chambre de mesure 104 est remplie par defaut d’un gaz G. Par exemple, la chambre de mesure 104 peut etre remplie d’air. Neanmoins, il est egalement possible de remplir la chambre de mesure 104 d’un autre gaz. [0059]Dans cet exemple, la chambre de mesure 104 presente un volume non nul et inferieur ou egal a 1 ml. En particulier, le volume interne de la chambre de mesure 104 peut etre inferieur a 1 ml. De preference, le volume interne de chambre de mesure 104 est inferieur a 0,7 ml. [0060]Selon un mode de realisation de I’invention, le volume interne de la chambre de mesure 104 peut etre compris entre 0,2 ml et 0,5 ml. Toutefois, le volume interne peut egalement etre compris entre 0,3 ml et 0,4 ml. [0061]lei, le volume interne de la chambre de mesure 104 est cylindrique. Le volume interne est delimite par les parols internes du boitier 101. [0062]Comme illustre aux figures 1 a 3, le boitier 101 comporte une cellule sensible 105 permettant de mesurer au moins un parametre physiologique. La cellule sensible 105 est disposee au contact du gaz G contenu dans le volume interne de la chambre de mesure 104. Dans cet exemple, la cellule sensible 105 est disposee au niveau de la premiere extremite 102 du boitier 101. En particulier, la cellule sensible 105 pourrait etre de type piezoelectrique. Une cellule sensible de type piezoelectrique permet de transformer une mesure de pression en signal electrique. [0063]Comme illustre aux figures 1 a 3, le boitier 101 comporte une membrane d’etancheite 106. La membrane d’etancheite 106 est intercalee entre le la cellule sensible 105 et le gaz G contenu dans le volume interne de la chambre de mesure 104. Dans cet exemple, la membrane d’etancheite 106 est disposee au niveau de la premiere extremite 102 du boitier 101. La membrane d’etancheite 106 isoIe la cellule sensible 105. La membrane d’etancheite 106 ameliore la securite du dispositif, maintenant les composants electroniques isoIes du volume interne de la chambre de mesure 104. La membrane d’etancheite peut etre realisee dans un materiau polymerique medical impermeable a Pair et a I’eau tel que le silicone ou le polyurethane.WO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 10 [0064]Dans I’exemple des figures 1 a 3, le boitier 101 comporte une admission 107 d’un liquide physiologique LP d’un patient. De preference, Ie boitier 101 ne comporte qu’une seule admission 107. En effet, a I’inverse de I’art anterieur, on ne cherche pas a eliminer Ie gaz present dans la chambre de mesure 104. Classiquement en pratique clinique on evite de mettre de fair au contact d’un fluide physiologique, en effet, injection d’un petit volume d’air dans Ie systeme sanguin expose a une embolie qui peut avoir de graves consequences. Dependant, I’injection du meme petit volume d’air dans Ie systeme nerveux n’aura pas de consequence. Des lors, une seule admission 107 permet de controler la formation d’une interface liquide/gaz au sein de la chambre de mesure 104. L’admission 107 est disposee de maniere a ce que Ie liquide physiologique LP entre au contact du gaz G. Le gaz G reste alors intercale entre la cellule sensible 105 et Ie liquide physiologique LP du patient. A cet effet, l’admission 107 peut etre disposee sur le boitier 101 a I’oppose de la cellule sensible 105. Dans I’exemple des figures 1 a 3, l’admission 107 est disposee a la seconde extremite 103 du boitier 101 alors que la cellule sensible 105 est disposee a la premiere extremite 102 du boitier 101. Ici, l’admission 107 est constituee par une ouverture dans le boitier 101, le contour de l’admission 107 etant represente en pointilles sur les figures 1 a 3. Neanmoins, d’autres configurations et d’autres formes de boitier sont envisageables pour permettre au gaz G de raster intercale entre le liquide physiologique LP et la cellule sensible 105. [0065]Comme illustre aux figures 1 a 3, le dispositif de mesure 100 comporte un connecteur 108. Le connecteur 108 est dispose au niveau de l’admission 107 du boitier 101. Dans cet exemple, le connecteur 108 relie de maniere etanche la chambre de mesure 104 a un dispositif de connexion 200 du liquide physiologique LP du patient. Dans cet exemple, le connecteur 108 se presente sous la forme d’une partie conique male qui est configuree pour se connecter avec un embout conique femelle 109 du dispositif de connexion 200. [0066]Dans I’exemple des figures 1 et 3, I’embout conique femelle 109 du dispositif de connexion 200 se connecte directement au connecteur 108 de forme conique du boitier 101. Comme illustre aux figures 1 et 3, le dispositif de connexion 200 comporte une aiguille de ponction lombaire 201. [0067]De preference, le dispositif de connexion 200 est constitue d’une aiguille de ponction lombaire 201. Selon cette configuration, le dispositif de mesure 100 est directement connecte sur I’aiguille de ponction lombaire 201. Ceci permet de simplifier (’utilisation du dispositif de mesure 100 pour les praticiens. [0068]Alternativement, le connecteur 108 peut etre connecte par I’intermediaire d’un robinet trois voies a I’embout conique 109 de I’aiguille de ponction lombaire 201.WO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 11 [0069]Selon une autre alternative non illustree d’utilisation de I’invention, Ie connecteur 108 peut etre connecte a une tubulure intercalee entre Ie dispositif de mesure 100 et I’aiguille de ponction lombaire 201. [0070]La ponction lombaire consiste a inserer a travers la peau du patient une aiguille dans Ie cul de sac lombaire afin d’avoir acces au LCR. De maniere habituelle, la ponction lombaire permet de prelever du LCR et d’en permettre I’analyse biochimique ou biologique. La ponction lombaire est ainsi couramment utilisee en cas de suspicion de meningite, de maladie neurologique inflammatoire ou neurodegenerative. [0071]0utre la fenetre d’analyse biochimique ouverte sur Ie systeme nerveux, la ponction lombaire offre egalement une fenetre d’analyse biomecanique du systeme nerveux au travers de la mesure de la pression du LCR. La ponction lombaire constitue a ce jour la technique d’acces la moins traumatique pour accederau liquide cephalorachidien. De fait, dans Ie cadre de la presente invention, la ponction lombaire constitue un moyen privilegie pour acceder au LCR qui constitue Ie liquide physiologique LP au sens de I’invention. II est alors possible de mesurer, au travers de la pression du LCR, la pression intracranienne. Neanmoins, Ie dispositif de mesure 100 peut aussi fonctionner avec d’autres methodes d’acces au LCR telles qu’un drain intraventriculaire. [0072]Selon un mode de realisation de I’invention, I’admission 107 peut etre ouvrable et refermable. A cet effet, I’admission 107 peut etre branchee grace au connecteur 108 a un robinet d’au moins deux voies. [0073]Comme cela est illustre aux figures 1 a 3, la chambre de mesure 104 selon I’invention permet de generer une premiere interface entre Ie gaz G qui est contenu dans Ie volume interne de la chambre de mesure104, et Ie liquide physiologique LP du patient qui penetre dans la chambre de mesure 104 par I’admission 107. Lorsque Ie liquide physiologique LP penetre dans la chambre de mesure 104, Ie gaz G reste intercale entre la cellule sensible 105 et Ie liquide physiologique LP du patient ce qui genere une seconde interface entre Ie gaz G et la cellule sensible 105. La formation de I’interface liquide-gaz et de I’interface gaz-cellule sensible 105 est due a la conformation de la chambre de mesure 104. Toutefois, la disposition de la cellule sensible 105 par rapport a I’admission 107 peut egalement contribuer a generer lesdites interfaces. Dans I’exemple illustre aux figures 1 a 3, I’interface liquide-gaz presente une conformation meniscale, ceci est due en partie a la forme cylindrique de la chambre de mesure 104. Toutefois, les proprietes physicochimiques du gaz G et du liquide physiologique LP participent egalement a I’etablissement d’une forme particuliere du menisque a I’interface de mesure. [0074]Comme illustre aux figures 1 a 3, Ie dispositif de mesure 100 comporte des moyens de transmission 110. Les moyens de transmission 110 transmettent les mesures duWO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 12 parametre physiologique vers un terminal numerique 300 distant du dispositif de mesure 100. [0075]Dans I’exemple des figures 1 et 2, les moyens de transmission 110 sont disposes dans un compartiment electronique 111 dispose dans Ie prolongement de la premiere extremite 102 du boTtier 101. Le compartiment electronique 111 comporte une carte electronique 112 connectee, d’une part, aux moyens de transmission 110, et d’autre part, a la cellule sensible 105. Les donnees mesurees par la cellule sensible 105 sont transmises aux moyens de transmission 110 qui les relaient au terminal numerique 300 distant. Dans le cas d’une cellule sensible piezoelectrique d’un capteur de pression, les donnees mesurees sont transmises vers les moyens de transmission sous la forme d’un signal electrique. [0076]Dans I’exemple des figures 1 a 3, les moyens de transmission 110 sont sans fils. Par exemple, les moyens de transmission 110 peuvent etre constitues par un emetteur/recepteur d’ondes electromagnetiques telles que des ondes radios, Bluetooth, WIFI etc. Dans certaines conditions particulieres, les moyens de transmission 110 peuvent etre filaires. [0077]Le compartiment electronique 111 peut egalement comprendre une batterie qui alimente en energie la carte electronique 112 et les composants electroniques auxquels la carte electronique 112 est connectee. La batterie peut etre rechargeable ou a usage unique. [0078]Dans I’exemple de la figure 3, le compartiment electronique 111 est separe du boitier 101. Dans cette configuration, le dispositif de mesure 100 comporte un cable electrique 113 exterieur qui connecte de maniere detachable la cellule sensible 105 a la carte electronique 112. Pour des raisons d’hygiene le boTtier 101 est a usage unique, ainsi un compartiment electronique 111 dissocie du boTtier 101 permet de reutiliser le compartiment electronique 111 pour plusieurs patients. [0079]Le terminal numerique 300 peut etre un smartphone, une tablette, un ordinateurou tout autre dispositif permettant de recevoir des donnees et de les analyser a l’aide d’un algorithme stocke dans sa memoire ou un serveur distant accessible par reseau de telecommunication. [0080]Comme illustre a la figure 4, I’invention concerne aussi un procede de mesure 400 d’au moins un parametre physiologique d’un patient. [0081]Le procede de mesure 400 comportant une etape de connexion 401 d’une chambre de mesure au liquide physiologique d’un patient. Par exemple, la chambre de mesure peut etre connectee au liquide physiologique du patient au travers d’un dispositif de connexion 200. Le dispositif de connexion 200 peut comprendre une aiguille de ponction lombaire.WO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 13 Ceci permet d’acceder au liquide cephalorachidien en vue de mesurer la pression intracranienne. [0082]Dans I’exemple illustre a la figure 2, I’aiguille de ponction lombaire 201 qui est connectee au patient, peut egalement etre connectee a une tubulure grace a un robinet trois voies, pour injection afin de realiser des tests dynamiques. [0083]Conformement a I’invention, lors de I’etape de connexion 401, la chambre de mesure est emplie par defaut d’un gaz G et comporte une cellule sensible permettant de mesurer au moins un parametre physiologique. Par exemple, Ie boTtier comporte une cellule sensible de type piezoelectrique afin de mesurer la pression du LCR. [0084]Comme illustre a la figure 4, Ie procede de mesure 400 comprend une etape de generation 402 d’une premiere interface entre Ie gaz present dans la chambre de mesure et Ie liquide physiologique provenant du patient. Comme illustre aux figures 1 a 3, Ie gaz intercale entre Ie liquide physiologique du patient et la cellule sensible de maniere a former une seconde interface entre Ie gaz et la cellule sensible. A cet effet, la chambre de mesure peut etre mise en connexion fluidique directement avec un dispositif de connexion 200 constitue d’une aiguille de ponction lombaire 201. [0085]La chambre de mesure peut etre mise en connexion avec I’aiguille de ponction lombaire 201 et une tubulure pour realiser des tests dynamiques. [0086]Dans cet exemple, Ie gaz intercale entre la cellule sensible 105 et Ie liquide physiologique du patient presente un volume non nul et inferieur ou egal a 1 ml. Le volume de gaz intercale entre le liquide physiologique et la cellule sensible peut egalement etre inferieur a 1 ml. En particulier, le volume de gaz intercale entre le liquide physiologique et la cellule sensible 105 peut etre inferieur a 0,7 ml. [0087]Selon un mode de realisation de I’invention, le volume de gaz intercale entre le liquide physiologique et la cellule sensible peut etre compris entre 0,2 ml et 0,5 ml. Toutefois, le volume de gaz intercale entre le liquide physiologique et la cellule sensible 105 peut etre aussi compris entre 0,3 ml et 0,4 ml. [0088]Ainsi, la cellule sensible 105 opere une mesure au travers d’une interface hydropneumatique. L’interface hydropneumatique presente l’avantage d’amortir les accelerations physiques subies par la cellule sensible 105 telles les mouvements du patient ou les vibrations induites par I’environnement medical (materiel de monitoring etc.), tout en permettant une mesure plus fiable de la pression ou de la pulsatilite du LCR. [0089]Comme illustre a la figure 4, le procede de mesure 400 comporte une etape de mesure 403 d’au moins un premier parametre physiologique. La mesure du premier parametre physiologique est effectuee a I’aide d’une cellule sensible alors que le gaz G contenu dans la chambre de mesure est intercale entre le liquide physiologique et la cellule sensible. Par exemple, la pression du LCR est un parametre physiologique qui peut etre mesureWO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 14 par Ie procede de mesure 400, en I’occurrence la pression du LCR peut constituer Ie premier parametre physiologique. Une cellule sensible de type piezoelectrique peut etre utilisee pour effectuer la mesure de la pression hydrostatique stationnaire ou la pression pulsatile du LCR. [0090]Dans I’exemple de la figure 4, Ie procede de mesure 400 peut comprendre une etape de determination 404 d’au moins un deuxieme parametre physiologique au travers de la mesure du premier parametre physiologique. [0091]Selon un premier exemple, on peut determiner une valeur moyenne de la pression intracranienne du patient. La valeur moyenne de la pression intracranienne constitue alors Ie deuxieme parametre physiologique. [0092]Selon un second exemple, on peut determiner une pulsatilite la pression intracranienne du patient. La valeur de la pulsatilite intracranienne constitue alors Ie troisieme parametre physiologique. [0093]Dans Ie cadre d’une approche hydrodynamique Ie procede selon (’invention permet de determiner d’autres parametres physiologiques tels que la frequence du cycle respiratoire, la compliance cerebrale ou la resistance a I’ecoulement du LCR. [0094]Comme illustre aux figures 3 et 4, Ie procede de mesure 400 peut comprendre une etape de transmission 405 des donnees mesurees par la cellule sensible vers un terminal numerique 300 distant de la cellule sensible. L’etape de transmission 405 peut etre faite selon un protocole de type Bluetooth ou WIFI ou encore de maniere analogique au travers d’une connexion filaire. [0095]A reception des donnees mesurees, Ie terminal numerique 300 peut executer l’etape 404 et traiter Ie signal afin d’extraire au moins un parametre physiologique. La pression intracranienne du patient est un parametre qui peut etre determine directement par la mesure de la pression du LCR. [0096]Conformement a I’invention, Ie dispositif de mesure 100 est particulierement adapte pour mettre en oeuvre Ie procede de mesure 400.

[0097] Le dispositif de mesure 100 et Ie procede de mesure 400 permettent de mesurer de maniere fiable et precise la pression du LCR tant dans une approche hydrostatique qu’une approche hydrodynamique. L’approche hydrostatique consiste a mesurer la pression stationnaire ou la pression pulsatile du LCR secondaire aux oscillations cycliques cardiaques et respiratoires. L’approche hydrodynamique consiste quant a elle a appliquer une contrainte connue au systeme liquidien intracranien, dit test de perfusion, et analyser la reponse du systeme a cette contrainte. [0098]Pour explorer la composante hydrostatique de la pression du LCR, la chambre de mesure 104 est connectee a un dispositif de connexion 200 qui est en connexion fluidique avec le systeme nerveux, par exemple, via une ponction lombaire. Les variations du signalWO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 15 electrique mesurees par la cellule sensible 105 traduisent les variations de pression du LCR. [0099]Pour explorer la composante hydrodynamique de la pression du LCR, une contrainte fluidique est appliquee au LCR en injectant un serum physiologique a debit constant par une voie d’entree au niveau de la ponction lombaire. Ce test de perfusion s’effectue par une voie d’entree realisee en parallele de la premiere voie a laquelle Ie dispositif de connexion 200 est relie et qui met Ie dispositif de mesure 100 en contact fluidique avec Ie LCR. [Resultats experimentaux]

[00100] Afin de repondre aux problemes techniques exposes dans ce document, les inventeurs ont mene une etude experimentale comparative entre les mesures de pression obtenues par un capteur a une interface liquide / cellule sensible appele « capteur hydrique » 501 et les mesures de pression obtenues par un capteur a deux interfaces liquide / gaz / cellule sensible appele « capteur hydropneumatique » 502. Ce travail a ete effectue au sein d’un meme montage experimental 500 qui utilise un serum physiologique S substituant Ie liquide physiologique du patient.

[00101] La figure 5 represente de maniere schematique Ie montage experimental 500. Les deux capteur 501, 502 sont de type piezoelectrique de la marque « Transpac ™» commercialise par la societe ICUMED pour la mesure de la pression arterielle invasive. Ce dispositif de mesure de pression comporte une chambre de mesure 503 dont Ie volume interne est de 0,2 ml. Parailleurs, ce dispositif de mesure comprend une entree 504 de fluide qui est connectee a une tubulure 600 rempli de serum physiologique S. L’entree de fluide 504 est equipee d’un robinet trois voies 504 pour controler la connexion ou la deconnexion du capteur avec Ie serum physiologique S. Le dispositif de mesure utilise comprend a I’oppose de l’entree 504 une paroi de fond constituee par la cellule sensible du capteur piezoelectrique 505. A proximite du capteur piezolelectrique 505, la paroi laterale de la chambre de mesure 503 comprend une ouverture de purge 506 dont I’ouverture et la fermeture sont controles par un robinet ou un clapet manuel. Le capteur piezoelectrique 505 de ce dispositif de mesure presente une sensibilite de plus ou moins un pourcent et une linearite de 1%, enfin ce capteur piezoelectrique est conpu pour mesurer des variations de pression comprises entre -20 mmHg et 300 mmHg.

[00102] Dans le montage experimental 500 illustre a la figure 5, les deux capteurs 501 et 502 sont montes sur un support et maintenue a I’horizontal selon un meme plan. Ici, les deux capteurs 501, 502 sont relies a une tubulure 600 selon un montage en parallele. La tubulure 600 comprend un robinet 601 trois voies a chaque point de jonction avec un tube de connexion 602 reliant la tubulure 600 aux capteurs 501 et 502.WO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 16

[00103] La cellule sensible de chaque capteur piezoelectrique 501 et 502 est reliee par un cable electrique 507 de maniere independante a un amplificateur puis un convertisseur avant d’etre enregistre sur un ordinateur a I’aide du logiciel « ICM+® ».

[00104] Dans Ie montage experimental 500 de la figure 5, I’ouverture de purge 506 du capteur hydropneumatique 502 est reliee a une seringue 508 contenant de fair. La seringue 508 est graduee et permet de controler Ie volume d’air de la chambre de mesure 503, c’est-a-dire, Ie volume d’air intercale entre la cellule sensible du capteur piezoelectrique 505 et Ie serum physiologique S.

[00105] Le montage experimental 500 comprend egalement une colonne graduee 603 qui estmaintenue de maniere verticale. La colonne graduee 603 comporte une connexion fluidique a son extremite basse. La colonne graduee 603 permet aux inventeurs de visualiser la pression appliquee aux capteurs 501, 502 grace a la mesure de la colonne d’eau au sein de la colonne graduee 603. A cet effet, les capteurs 501, 502 sont positionnes de telle sorte que leurs cellules sensibles piezoelectriques 505 soient situees dans un plan P horizontal passant par le niveau du zero defini sur la colonne graduee. Dans I’exemple de la figure 5, la colonne graduee 603 est disposee a une extremite d’une premiere branche de la tubulure 600. La deuxieme branche de la tubulure 600 est montee en parallele de la premiere branche et alimente les capteurs 501, 502 au travers de robinets de connexion 601 qui sont disposes a chaque point de jonction avec un tube de connexion 602.

[00106] La tubulure 600 remplie de serum physiologique S est connecte a un pousse seringue electrique 604. Ce pousse-seringue 607 est configure pour appliquer par paliers successifs des pressions statiques comprises entre -20 mmHg et 50 mmHg. Ces valeurs correspondent aux pressions du LCR qui peuvent etre mesurees chez un patient tant en physiologie qu’en pathologie. Le pousse seringue electrique 604 utilise lors de cette experience est de type FRESENIUS®.

[00107] Le robinet de connexion 601 permet de connecter, le cas echeant avec la tubulure 604, un generateur oscillatoire 605 afin de creer des pressions dynamiques ondulatoires avec une frequence de 1 Hz et des amplitudes reglables entre 0.1 et 10 mmHg. Ces valeurs d’amplitude correspondent a celles de la pression intracranienne chez un patient tant en physiologie qu’en pathologie. Le generateur de pression oscillatoire 605 utilise lors de cette experience est de type RADOMEDIC®.

[00108] II est a noter que les capteur 501 et 502 lorsqu’ils sont livres contiennent naturellement de I’air dans leurs chambres de mesure 503.

[00109] Pour le capteur hydrique 501, est realisee une purge d’air par I’ouverture 506 de la chambre de mesure 503 et par le remplissage de celle-ci par du serum physiologique. Ainsi la cellule sensible est en contact direct avec le fluide dans la chambreWO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 17 de mesure. Ce protocole de purge d’air est la procedure d’utilisation habituellement recommandee pour la mesure de pression hydrique avec ce type de capteur en pratique Clinique. En particulier pour la mesure invasive de la pression sanguine arterielle ou veineuse.

[00110] Une fois que Ie capteur hydrique 501 est purge d’air, il est en connexion fluidique avec Ie serum physiologique S.

[00111] Pour Ie capteur hydropneumatique 502, aucune purge d’air n’est effectuee. La chambre de mesure 503 ayant un volume de 0,2 ml, celle-ci contiendra ainsi 0,2 ml d’air. Ce volume d’air sera done intercale entre la cellule sensible 505 et I’entree 504. Le capteur hydropneumatique sera ensuite connecte au serum physiologique par la connexion 602. Un volume d’air controle sera ainsi rajoute entre le capteur piezoelectrique 505 et le serum physiologique S. Les inventeurs generent ainsi une interface de mesure liquide/gaz au sein de la chambre de mesure conformement a la presente invention, correspondant au principe hydropneumatique.

[00112] Les deux capteurs hydrique 501 et hydropneumatique 502 sont en connexion fluidique grace au serum physiologique Sala colonne graduee 603, au pousse seringue electrique 604 et au generateur de pression dynamique 605. [Experience 1]

[00113] L’experience 1 consiste a enregistrer au travers du logiciel «ICM+®» les mesures de pression effectuees par le capteur hydrique 501 et les mesures de pression effectuees par le capteur hydropneumatique 502 simultanement. Pour rappel, le volume d’air dans le capteur hydropneumatique 502 est celui du volume interne de la chambre de mesure 503 soit 0,2 ml.

[00114] Une acquisition des mesures de pression hydrostatique stationnaire a ete realises a 100 Hz pendant une duree d’enregistrement de 5 minutes. Grace a I’injection de serum physiologique, la pression hydrostatique a pu etre augmentee progressivement dans les deux capteurs 501 et 502. La figure 6 correspond a I’enregistrement de cette experience. Sur cette figure, le signal gris correspond au capteur hydrique 501 et le signal noir correspond au capteur hydropneumatique 502.

[00115] Dans l’experience 1, le pousse seringue electrique 607 repose sur le plateau de la table sur laquelle le montage experimental 500 est dispose. A I’etat basal, les valeurs mesurees le capteur hydrique 501 et par le capteur hydropneumatique 502 sont identiques : les deux traces des deux capteurs sont superposes sur la figure 6. La fleche D indique I’allumage du pousse seringue electrique 604 au temps 16h 53 min et 30 sec. Des I’allumage on constate une augmentation progressive de la pression de 0 mmHg a environ 25 mmHg au temps d’enregistrement 16 h 56 min et 18 sec ou le pousse seringue electrique 604 est arrete (fleche ST).WO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 18

[00116] Les cables electriques des capteurs 501 et 502 sont relies separement I’un et I’autre a I’ordinateur qui execute Ie logiciel « ICM+ » ; par consequent les inventeurs ont pu etudier et comparer les signaux issus du capteur hydrique 501 et ceux issus du capteur hydropneumatique 502. Ceci est egalement Ie cas dans les experiences suivantes.

[00117] Dans I’enregistrement de la figure 6, les inventeurs ont constate que les signaux des deux capteurs 501, 502 etaient superposes jusqu’a I’allumage D du pousse seringue electrique 604. Les deux signaux se superposant, seul Ie signal noir est visible. A I’allumage D du pousse seringue electrique on constate d’une part, une augmentation de la pression hydrostatique des deux signaux selon une courbe similaire, et d’autre part une oscillation du signal gris enregistree par Ie capteur hydrique 501. La figure 7 est un agrandissement de la figure 6, elle permet de constater que Ie signal du capteur hydropneumatique 502 (en noir) presente egalement une oscillation, cependant son amplitude est bien moindre que celle du capteur hydrique 501 (en gris). Des I’arret ST du pousse seringue electrique 604, on constate la disparition de I’oscillation ; les deux signaux des deux capteurs hydrique 501 et hydropneumatique 502 sont alors superposables.

[00118] Cette oscillation n’est pas induite par Ie generateur d’impulsion 607 qui est eteint. Cette oscillation estapparue des que Ie pousse seringue electrique 604 est allume, et cesse des que celui-ci est eteint. Les inventeurs en ont ainsi conclu que les vibrations mecaniques du pousse seringue electrique 604 reposant sur la table se transmettent au capteur hydrique 501, alors que Ie capteur hydropneumatique 502 les amorties. La masse volumique de Pair est de 1,29 kg/m3 alors que celle d’un liquide comme I’eau est de 1000 kg/m3. L’eau a done une masse volumique approximativement 1000 fois superieure a celle de I’air. La chambre de mesure de 0,2 ml du capteur hydrique a done une masse de =0,2 g ; alors que la chambre de mesure de 0,2 ml du capteur hydropneumatique n’a qu’une masse de =0,26 pg. Lors de I’acceleration du capteur hydrique induite par une onde vibration, la masse d’eau de la chambre de mesure (=0,2 g) cree une contrainte mecanique sur la cellule sensible 505 qui se traduit par un artefact de mesure. Alors que dans la chambre de mesure d’un capteur hydropneumatique la faible masse de I’air (=0,26 pg), ne cree qu’une contrainte mecanique tres faible sur la cellule sensible, amortissant ainsi I’onde de vibration.

[00119] Cette experience montre que Ie capteur hydropneumatique 502 amortit les accelerations physiques qui sont transmises lors de vibration au dispositif de mesure. D’un point de vue pratique cela se traduit par un gain de precision de la mesure de pression du LCR.

[00120] Durant cette experience 1, nous avons egalement compare les deux capteurs du point de vue arithmetique. La valeur moyenne ± deviation standard de la differenceWO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 19 absolue entre Ie capteur hydrique et Ie capteur hydropneumatique est de 0,19 ± 0,21 mmHg, et I’intervalle de confiance a 95% de la difference absolue est de 0,41 mmHg. C’est-a-dire, que 95% des valeurs de difference entre capteur hydrique et Ie capteur hydropneumatique sont dans un intervalle de ± 0,41 mmHg.

[00121] Au cours de l’experience 2, 3 et4, Ie pousse seringue electrique 604 est deporte de la table de manipulation afin que les vibrations physiques qu’il genere ne se transmettent pas directement aux capteurs et ne creent pas d’artefact [Experience 2]

[00122] L’experience 2 met en oeuvre Ie montage 500 pour etudier I’impact du volume d’air de la chambre de mesure sur la precision de la mesure de pression statique du capteur hydropneumatique.

[00123] La pression du serum physiologique est augmentee par paliers successifs statiques d’une dizaine de seconde puis un retour a zero. Les signaux des capteurs hydrique 501 et hydropneumatique 502 sont enregistres simultanement a 100 Hz. Plusieurs cycles d’augmentation de pression sont effectues avec differents volume d’air dans la chambre de mesure du capteur hydropneumatique par rajout d’air avec la seringue 508, a temperature ambiante et pression atmospherique. La figure 8 reproduit I’enregistrement qui dure 23 minutes. Le premier cycle CO d’augmentation de pression se fait sans rajout d’air ; le volume d’air de la chambre de mesure est done de 0.2 ml. Les deux courbes sont parfaitement superposables. Puis 0.1 ml d’air est rajoute a la chambre de mesure du capteur hydropneumatique. Le cycle C1 correspond aux differents paliers de pression avec un rajout de 0.1 ml d’air. Les deux courbes sont parfaitement superposables. Les cycles CO a C8 sont effectues avec des volumes d’air croissants, decrits dans le tableau 1. Tableau 1 Cycle CO Cl C2 C3 C4 C5 C6 C7 C8 Rajout volume air (ml) 0 0,1 0,5 1 2 6 12 36 64

[00124] En observant la courbe dans les differents cycles, on s’apergoit que quel que soit le volume d’air intercale entre la cellule sensible du capteur piezoelectrique 505 et le serum physiologique S, les signaux mesures par le capteur hydrique 501 et par le capteur hydropneumatique 502 sont superposes.

[00125] La figure 9 est un agrandissement du graphique du cycle C8 de l’experience, c’est-a-dire, le cycle pour lequel un volume de 64 ml d’air est intercale entre la cellule sensible du capteur de piezoelectrique 505 et le serum physiologique S. Le volume d’air de 64 ml est maximal dans le cadre I’experience 2. Sur ce graphique nous pouvons distinguer les deux signaux du capteur hydrique 501 en gris et du capteurWO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 20 hydropneumatique 502 en noir. Les deux signaux se superposent parfaitement dans la majeure partie du I’enregistrement.

[00126] La figure 10 est un graphique de Bland-Altman realise a partir des donnees experimentales de I’experience 2. L’axe X du graphique correspond a la valeur moyenne des mesures de pression hydrique 501 et hydropneumatique 502 exprimee en mmHg. L’axe Y du graphique correspond a la difference entre les mesures de pression hydrique 501 et hydropneumatique 502 exprimee en mmHg. Une regression lineaire est ensuite effectuee.

[00127] La valeur moyenne ± deviation standard de la difference absolue entre Ie capteur hydrique et Ie capteur hydropneumatique est de 0,24 mmHg ±0,17 mmHg ; I’intervalle de confiance a 95% de la difference absolue est de 0,33 mmHg. C’est-a-dire, que 95% des valeurs de difference entre capteur hydrique et Ie capteur hydropneumatique sont dans un intervalle de ± 0,33 mmHg.

[00128] Dans I’experience 2, la pression a varie dans des valeurs entre -10 et +30 mmHg, ce qui correspond aux valeurs retrouvees en pratique Clinique. 0.33 mmHg represente au maximum =1% de la valeur de mesure de la pression. Cette variation de mesure est acceptable en pratique Clinique. II fautegalement preciser que 1% correspond egalement a la sensibilite du capteur.

[00129] La litterature scientifique precise qu’un capteur de pression arterielle est fiable des lors qu’il propose un pourcentage d’erreur de 5% de la mesure par rapport a la pression arterielle reelle du patient.

[00130] L’experience 2 permet de montrer qu’un volume d’air compris entre 0,2 ml et 64 ml intercale dans la chambre de mesure d’un capteur hydropneumatique 502 permet une mesure fiable de la pression, en comparaison avec celle d’un capteur hydrique 501. [Experience 3]

[00131] L’experience 3 met en oeuvre Ie montage 500 pour etudier I’impact du volume d’air de la chambre de mesure sur la precision de la mesure de pression dynamique du capteur hydropneumatique 502.

[00132] A cet effet, Ie generateur oscillatoire 605 permet de creer des pressions ondulatoires dynamiques avec une frequence de 1 Hz et des amplitudes reglables entre 0.1 et 10 mmHg. Les signaux des capteurs hydrique 501 et hydropneumatique 502 sont enregistres simultanement a 100 Hz. La duree de I’enregistrement est de 8 minutes.

[00133] Pour cette experience, la pression statique est stable, sans variation de la pression moyenne. Seule est modifiee la pression dynamique grace au generateur oscillatoire 605, avec etude de I’impact du volume d’air sur la pulsatilite de la pression mesuree par Ie capteur hydropneumatique 502. Plusieurs enregistrements sont effectues a differents niveau de pulsatilite. Pour chaque niveau de pulsatilite, Ie volume d’air dansWO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 21 la chambre de mesure du capteur hydropneumatique est progressivement augmente par rajout d’air grace a la seringue 508. La figure 11 reproduit un des enregistrements. Le trace noir correspond au capteur hydropneumatique 502 montrant ramortissement a chaque cycle d’augmentation du volume d’air. Par contre, le trace gris correspondant au capteur hydrique 501 reste inchange entre les cycles. Les cycles C1 a 07 sont effectues avec des volumes d’air croissant, decrits dans le tableau 2. Tableau 2 Cycle Cl C2 C3 C4 C5 C6 C7 Rajout volume air (ml) 0,2 0,5 1 2 5 10 20

[00134] A chaque rajout d’air dans la chambre de mesure, la pulsatilite du signal mesure par le capteur hydropneumatique 502 diminue proportionnellement avec un phenomene d’amortissement.

[00135] La figure 12 est un agrandissement du cycle C1. Sur cet enregistrement on ne distingue pas le signal gris du capteur hydrique 502 qui se superpose au signal noir du capteur hydropneumatique 501. Avec un volume d’air tres faible, ramortissement du signal est minime.

[00136] La figure 13 est un agrandissement du cycle C7. Sur le debut de cet enregistrement, le signal gris du capteur hydrique 502 montre la pulsatilite produite par le generateur ondulatoire 605. Des que le capteur hydropneumatique est connecte avec 20ml d’air, on note immediatement l’amortissement du signal gris du capteur hydrique (502) synchrone du signal noir du capteur hydropneumatique 501 ; ces deux capteurs etant branches en parallele.

[00137] L’experience 3 permet de montrer que dans le cas d’une pression pulsatile, le volume d’air du capteur hydropneumatique 501, modifie la mesure dynamique de la pression et par consequent influence sur la precision de la mesure. [Experience 4]

[00138] L’experience 4 vise a determiner le volume d’air de la chambre de mesure du capteur hydropneumatique 502 afin de fournir une mesure precise et cliniquement acceptable de la pulsatilite.

[00139] L’experience 4 consiste a realiser une serie de 8 manipulations a differents niveaux de pulsatilite durant lesquelles on augmente progressivement le volume d’air du capteur hydropneumatique 502 par rajout d’air a temperature ambiante et a pression atmospherique grace a la seringue 508. L’experience se fait sur une duree de 10 minutes avec une pulsatilite de 1Hz produite par le generateur 605 dont I’oscillation est reglable. L’enregistrement est effectue avec le logiciel « ICM+® » et une acquisition a 100 Hz. Pour chaque volume d’air (cycles C1 a C7), la pulsatilite n’est pas calculee par la differenceWO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 22 entre maximale et minimale, mais avec une transformee de Fourier par mesure de la puissance de I’harmonique fondamentale dans la gamme de frequence de la pulsation du signal. On obtient ainsi une valeur numerique de la pulsatilite pour chaque volume d’air de 0.2 ml a 20 ml. Une representation graphique est obtenue avec Ie logiciel XL caracterisant I’amortissement de la pulsatilite. Une analyse de regression exponentielle est effectuee avec obtention de son equation mathematique et du coefficient de Pearson. Pour chaque condition oscillatoire, il est ainsi possible d’obtenir une courbe exponentielle decrivant la loi de comportement de I’amortissement de pulsatilite en fonction du volume d’air.

[00140] La figure 14 illustre les 8 experiences. Chaque point correspond a une valeur de pulsatilite pour differents volumes d’air du capteur hydropneumatique 502. Chaque courbe correspond a revolution de la valeur de la pulsatilite mesuree au cours des differentes manipulations. Le report des donnees sur ce meme graphique a permis aux inventeurs de tracer les courbes de regression exponentielles de chaque manipulation.

[00141] A partir des equations de regression exponentielles des donnees issues des 8 manipulations de (’experience 4, les inventeurs ont calcule la variation theorique d’amortissement de pulsatilite (Apulsatilite) induite pour chaque rajout d’un volume elementaire de 0.1 ml d’air au niveau du capteur hydropneumatique 502. Les resultats sont exprimes en pourcentage d’amortissement de la pulsatilite par volume elementaire d’air. Ces resultats permettent d’etablir les valeurs moyennes et I’ecart type de I’amortissement de la pulsatilite du capteur hydropneumatique 502 en fonction de volume d’air de la chambre de mesure. Les resultats sont decrits dans le tableau 3 ci-dessous. Tableau 3 Volume air (ml) Equation 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5 0,6 0,7 0,8 0,9 1 16 y = 0,1292e °'025x Apulsatilite 0,25% 0,50% 0,75% 1,00% 1,24% 1,49% 1,73% 1,98% 2,22% 2,47% 17 y = O,2O46e°'o67x Apulsatilite 0,67% 1,33% 1,99% 2,64% 3,29% 3,94% 4,58% 5,22% 5,85% 6,48% 18 y = 0,323e-0,106x Apulsatilite 1,05% 2,10% 3,13% 4,15% 5,16% 6,16% 7,15% 8,13% 9,10% 10,06% 19 y = l,2762e°'073x Apulsatilite 0,73% 1,45% 2,17% 2,88% 3,58% 4,29% 4,98% 5,67% 6,36% 7,04% 20 y = l,0683e'°’067x Apulsatilite 0,67% 1,33% 1,99% 2,64% 3,29% 3,94% 4,58% 5,22% 5,85% 6,48% 21 _ __ _ _ -0,115x y = 0,6533e Apulsatilite 1,14% 1,2.1% 3,39% 4,50% 5,59% 6,67% 7,73% 8,79% 9,83% 10,86% 22 y = 0,8277e-0,048x Apulsatilite 0,48% 0,96% 1,43% 1,90% 2,37% 2,84% 3,30% 3,77% 4,23% 4,69% 23 y = 0,807e ~ -0,044x Apulsatilite 0,44% 0,88% 1,31% 1,74% 2,18% 2,61% 3,03% 3,46% 3,88% 4,30% moyenne ds '0,68% 1,35% 2,02% 2,68% 3,34% 3,99% 4,64% 5,28% 5,92% 6,55% '0,30% 0,60% 0,89% 1,18% 1,47% 1,75% 2,03% 2,30% 2,57% 2,84%

[00142] Comme cela est expose dans le tableau 3, la moyenne de I’amortissement de pulsatilite d’un capteur hydropneumatiques 502 est inferieur a 6,55% pour un volume d’air inferieur a 1 ml. Des lors, en prenant comme reference la precision de la mesure de pression arterielle, les inventeurs ont conclu que le volume d’air du capteurWO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 23 hydropneumatique doit etre inferieur a 0,7 ml pour assurer des mesures fiable (<5%) de pulsatilite du LCR.

[00143] Les inventeurs ont determine une loi de comportement permettant de determiner Ie pourcentage d’amortissement de la pulsatilite AP en fonction du volume d’air Vair (en ml). Cette loi s’exprime selon I’equation suivante : Ap = 0,0652*Vair + 0,0006

[00144] Cette loi lineaire, comme illustree figure 15, permet de definirqu’un volume d’air strictement inferieur a 0,7 ml permet de mesurer la pulsatilite de la pression d’un liquide physiologique tel que Ie LCR avec un capteur hydropneumatique, avec une variabilite de mesure inferieure a 5%.

[00145] Selon ces resultats experimentaux, II est ainsi possible de determiner Ie volume de la chambre de mesure du dispositif de mesure comme non nul et inferieur 1 ml. Dans Ie cas du LCR, lors de I’etablissementde interface liquide/gaz, les valeurs physiologiques que peut prendre la pression du LCR ne sont susceptibles d’entrainer qu’une legere variation du volume de gaz contenu initialement a pression atmospherique dans la chambre de mesure de telle sorte que Ie gaz contenu initialement a pression atmospherique dans la chambre de mesure conserve un volume non nul et inferieur ou egale a 1 ml.

[00146] Ce constat vaut pour Ie volume de gaz intercale entre Ie LCR et la cellule sensible dans Ie cadre du procede de mesure defini selon I’invention.

[00147] Ces resultats experimentaux montrent qu’il est possible de mesurer la pression, quelle soit stationnaire ou pulsatile, d’un liquide biologique au travers d’une interface hydropneumatique. L’invention peut ainsi etre utilisee pour mesurer d’autres parametres physiologiques tels que la pression vesicale, la pression arterielle, la pression veineuse, la pression du tissu interstitial dans Ie cadre d’un syndrome de loge, la pression oculaire, la pression dans les voies aeriennes superieures, la pression dans Ie tube digestif et toute autre pression de fluide biologique corporel. Pour chacune de ces applications, on place Ie liquide biologique d’interet au contact du dispositif de mesure 100 tel que cela est decrit precedemment, de maniere connue, Ie liquide biologique d’interet peut etre sonde ou ponctionne en fonction de sa nature.

Claims

24 Revendications [Revendication 1] Dispositif de mesure (100) d’au moins un parametre physiologique, Ie dispositif de mesure (100) comprenant un boTtier (101) qui s’etend longitudinalement entre une premiere extremite (102) et une seconde extremite (103) opposee de la premiere extremite (102), Ie boTtier (101) comporte : une chambre de mesure (104) qui est disposee dans Ie boTtier (101), la chambre de mesure (104) presente un volume interne qui est rempli de gaz, une cellule sensible (105) permettant de mesurer au moins un premier parametre physiologique, la cellule sensible (105) etant disposee au contact du gaz contenu dans Ie volume interne de la chambre de mesure (104), et une admission (107) d’un liquide physiologique d’un patient dans la chambre de mesure (104), caracterise en ce que I’admission (107) est disposee de maniere a ce que Ie liquide physiologique entre au contact du gaz et que Ie gaz reste intercale entre la cellule sensible (105) et Ie liquide physiologique du patient, la chambre de mesure (104) permettant de generer deux interfaces : une premier interface entre Ie gaz contenu dans Ie volume interne et Ie liquide physiologique du patient qui penetre dans la chambre de mesure (101) par I’admission (107), et une seconde interface entre Ie gaz contenu dans la chambre de mesure (104) et la cellule sensible (105). [Revendication 2] Dispositif de mesure (100) selon la revendication 1, dans lequel, la chambre de mesure (104) presente un volume interne est non nul et inferieur ou egal a 1 ml, en particulier, Ie volume interne est strictement inferieur a 1 ml, de preference, Ie volume interne est inferieur a 0,7 ml. [Revendication 3] Dispositif de mesure (100) selon I’une des revendications 1 et 2, dans lequel, la chambre de mesure (104) presente un volume interne compris entre 0,2 ml et 0,5 ml. [Revendication 4] Dispositif de mesure (100) selon I’une des revendications 1 a 3, dans lequel, la cellule sensible (105) est une cellule piezoelectrique d’un capteur de pression. [Revendication 5] Dispositif de mesure (100) selon I’une des revendications 1 a 4, dans lequel, Ie boTtier (101) comporte une membrane d’etancheite (106) qui est intercalee entre la cellule sensible (105) et Ie volume interne de la chambre de mesure (104), la membrane d’etancheite (106) protegeant la cellule sensible (105).WO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 25 [Revendication 6] Dispositif de mesure (100) selon I’une revendications 1 a 5, dans lequel, Ie volume interne de la chambre de mesure (104) est cylindrique. [Revendication 7] Dispositif de mesure (100) selon I’une des revendications 1 a 6, qui comporte, un connecteur (108) dispose au niveau de l’admission (107) du boTtier (101), Ie connecteur (108) reliant de maniere etanche la chambre de mesure (104) a un dispositif de connexion (200) au liquide physiologique du patient. [Revendication 8] Dispositif de mesure (100) selon I’une des revendications 1 a 7, dans lequel, l’admission (107) est ouvrable et refermable. [Revendication 9] Dispositif de mesure (100) selon I’une revendications 1 a 8, qui comporte, des moyens de transmission (110) qui transmettent les mesures du premier parametre physiologique vers un terminal numerique distant. [Revendication 10] Dispositif de mesure (100) selon I’une des revendications 1 a 9, dans lequel, Ie gaz dans la chambre de mesure (104) est constitue par de I’air atmospherique. [Revendication 11] Dispositif de mesure (100) selon I’une des revendications 1 a 10, dans lequel, la cellule sensible (105) est disposee a la premiere extremite (102) du boitier (101), alors que l’admission (107) est disposee a la seconde extremite (103) du boitier (101). [Revendication 12] Procede de mesure (400) d’au moins un parametre physiologique d’un patient, caracterise en ce que Ie procede comporte : une etape de connexion (401) d’une chambre de mesure dispositif de connexion au liquide physiologique d’un patient, la chambre de mesure etant emplie de gaz et comportant une cellule sensible permettant de mesurer au moins un parametre physiologique, une etape de generation (402) d’une premiere interface entre Ie gaz present dans la chambre de mesure et Ie liquide physiologique provenant du patient, Ie gaz restant intercale entre Ie liquide physiologique et la cellule sensible de maniere a former une seconde interface entre Ie gaz et la cellule sensible, et une etape de mesure (403) d’au moins un premier parametre physiologique, la mesure etant operee par la cellule sensible au travers du gaz intercale entre Ie liquide physiologique et la cellule sensible. [Revendication 13] Procede de mesure (400) selon la revendication 12, dans lequel, Ie gaz intercale entre la cellule sensible et Ie liquide physiologique du patient presente un volume non nul et inferieur ou egal a 1 ml, en particulier, ledit volume de gaz est strictement inferieur a 1 ml, de preference, ledit volume de gaz est inferieur a 0,7 ml.WO 2023/186817 PCT/EP2023/057858 26 [Revendication 14] Procede de mesure (400) selon I’une des revendications 12 et 13, dans lequel, la chambre de mesure est connectee a un dispositif de connexion au liquide physiologique qui est constitue du liquide cephalorachidien d’un patient. [Revendication 15] Procede de mesure (400) selon I’une des revendications 12 a 14, dans lequel, Ie premier parametre physiologique correspond a une pression du liquide physiologique du patient. [Revendication 16] Procede de mesure (400) selon I’une des revendications 12 a 15, qui comporte une etape de determination (404) d’au moins un deuxieme parametre physiologique au travers de la mesure du premier parametre physiologique.