FR2908973A1 - Dispositif d'enregistrement de signaux electriques physiologiques associant les donnees et les valeurs d'impedance des lignes d'entree dans le flux enregistre - Google Patents

Abstract

Le dispositif s'applique à un enregistreur autonome de signaux physiologiques électrique et associe la chaîne d'amplification, de numérisation et de stockage de cet enregistreur à la mesure des impédances des lignes d'entrée. Le ou les courant(s) alternatifs dont la fréquence est un sous-multiple de la fréquence d'échantillonnage, sont injectés dans les entrées, ce qui produit une tension alternative à la sortie de chaque amplificateur. Le signal résultant, somme des signaux physiologiques et des signaux de mesure d'impédances, est transféré directement ou à travers un microcontrôleur vers la mémoire de stockage. Ce dispositif apporte plusieurs avantages comme la réduction du nombre de composants et de la charge du programme du microcontrôleur, ce qui permet d'améliorer l'autonomie, et l'obtention d'une meilleure qualité et précision de la détection des augmentations d'impédance liées en général au débranchement ou au décollement des électrodes afin d'obtenir une analyse plus fiable du signal.

Description

1 L'invention s'applique à un enregistreur autonome de signaux

physiologiques électriques disposant d'une ou plusieurs chaînes d'amplification et de numérisation, et d'un support de stockage numérique. Il permet d'enregistrer des signaux physiologiques, en particulier ECG, sur un support numérique en les associant étroitement à une mesure d'impédance entre les électrodes de mesure. Le procédé permet d'optimiser le processus d'acquisition en réduisant d'une part le nombre de composants dans l'étage d'entrée, en supprimant la nécessité d'avoir tous les éléments matériels ou logiciels d'analyse des signaux d'impédance au niveau de l'acquisition - ce qui réduit sensiblement le consommation - et fournit lors de la lecture des fichiers une information très précise sur les variations temporelles de cette impédance. Etat de l'art : Les amplificateurs de signaux physiologiques électriques (électrocardiogramme, électroencéphalogramme...) sont chargés d'amplifier le signal recueilli à l'aide d'électrodes placées sur le patient. Leurs entrées différentielles sont reliées à celles-ci par un ou plusieurs câbles et des connecteurs. Pour s'assurer de la continuité de ces éléments et du bon contact des électrodes sur la peau du patient, on réalise en général une mesure d'impédance en injectant un courant qui traverse le circuit connecteur d'entrée + câble + connecteurs électrodes + électrodes + patient. Ce courant peut passer entre les électrodes de prélèvement du signal et/ou entre chaque électrode et la masse. Plusieurs techniques ont été développées qui utilisent soit un courant continu de très faible valeur, pour ne pas polariser l'interface électrode-peau et rester dans les limites imposées par les normes, soit un courant alternatif ou un courant impulsionnel de faible valeur. Dans ces deux derniers cas, il faut éviter que la mesure ne vienne parasiter le signal recueilli. On est donc amené à utiliser des courants alternatifs dont la fréquence est largement supérieure à la bande passante du signal, ce qui impose quelques éléments pour filtrer, moduler et démoduler, et une entrée analogique spécifique pour numériser le signal démodulé, le tout représentant un coût et une consommation non négligeable. Le régime impulsionnel est relativement complexe à mettre en oeuvre : il s'agit d'envoyer une ou plusieurs impulsions périodiquement dans les lignes, mesurer la tension résultante, puis rétablir immédiatement la tension de repos pour éviter d'altérer le signal. La gestion de ce procédé impose la mise en oeuvre de commutateurs et d'un programme d'acquisition, de mesure et d'effacement des artefacts créés par la mesure qui grève sensiblement le coût et la consommation de l'appareil. Les données d'impédance sont par ailleurs exploitée soit pour interrompre l'acquisition 2908973 2 lorsque les lignes ne sont plus connectées, soit pour informer un module d'analyse et gérer les passages où une ou plusieurs voies sont déconnectées, soit encore pour enregistrer sur la mémoire ce type d'information et les transmettre au système qui doit dépouiller les données.

5 Dans le cas d'appareils ambulatoires devant fonctionner le plus longtemps possible avec la plus petite pile, toute simplification et réduction de la consommation est attentivement recherché, et les méthodes traditionnelles citées ci-dessus ne répondent qu'assez mal à la question. L'invention s'applique à un enregistreur autonome de signaux physiologiques électrique 10 comprenant un câble relié à des électrodes placées sur le sujet, un connecteur d'entrée, des filtres haute et basse fréquence, des protections contre les chocs électriques, une ou plusieurs chaînes d'amplification et de numérisation et une unité de stockage, et enfin une alimentation, caractérisé par l'association de la mesure d'impédance d'électrodes avec l'amplification et la numérisation de ce dit signal, dans lequel la mesure de la dite 15 impédance s'effectue en injectant un petit courant alternatif à la fréquence sous multiple de la fréquence d'échantillonnage dans les entrées du système d'amplification, cette injection se faisant soit sur les entrées + et -sous forme de 2 courants en opposition de phase pour mesurer l'ensemble du circuit d'entrée, soit sous forme d'un courant propre à chaque ligne d'entrée, courant qui circule alors entre la dite entrée et une ligne de masse 20 elle-même reliée au sujet, association qui permet d'obtenir des signaux en sortie de l'amplificateur chargés des informations d'impédance qui sont numérisés et enregistrés sur une mémoire de stockage sous une forme brute ou comprimée. Prenons le cas (fig.1) où la fréquence du courant alternatif de mesure des impédances est égale à la moitié de la fréquence d'échantillonnage et où on injecte deux courants de 25 phase opposée (iz+ et iz-). La ligne formée par le connecteur (3), le câble ECG, les électrodes (4) et le patient forme une résistance minimum de quelques milliers d'ohms et une résistance maximum correspondant à l'impédance d'entrée de l'amplificateur (2). Pour un courant de 1nA, et une résistance de 10kohm, on obtient une tension alternative de 10 V à l'entrée de l'amplificateur. Cette tension est amplifiée (5), par exemple par 500, 30 donnant alors 5mV, et est convertie par le convertisseur analogique numérique (6). La phase du signal et de la conversion, piloté par une horloge commune (7), est fixe et choisie pour obtenir la conversion sur les crêtes positives et négatives du signal (5). On obtient ainsi un signal modulé à N/2 par la valeur de l'impédance, N étant la fréquence d'échantillonnage, et ce signal est stocké dans la mémoire de masse (9) après un éventuel 2908973 3 passage dans le microcontrôleur (8) qui peut le traiter et surtout le comprimer. Si le contact électrode-peau se dégrade, montant par exemple à 100kohm, le signal amplifié (5) atteint 50mV. Si l'enregistreur possède plusieurs voies, il peut utiliser le même processus en injectant le 5 même courant sur les entrées + et - des différents amplificateurs: chacun délivre alors un signal modulé en fonction de la résistance de la boucle d'entrée qui l'alimente, et l'enregistrement des données sur la mémoire de masse s'effectue de manière identique. Alternativement, si l'enregistreur possède une masse reliée au patient, il peut faire appel à plusieurs fréquences pour effectuer la mesure simultanément sur plusieurs lignes (fig.2).

10 Si N est la fréquence d'échantillonnage, on peut ainsi injecter une fréquence N/2 sur l'entrée + et une fréquence N/4 (10) sur l'entrée -: le signal résultant contient alors les deux composantes fréquentielles et son stockage peut être réalisé aussi simplement que précédemment. Dans le cas où plusieurs voies sont utilisées, la masse étant branchée ou non, il est 15 avantageux de délivrer des courants à des fréquences différentes selon la voie afin d'éviter les interférences entres celles-ci. Pour un appareil à deux voies, on utilise par exemple une première fréquence égale à la moitié de la fréquence d'échantillonnage pour mesurer l'impédance de la voie 1, et une fréquence égale par exemple au 1/4 de la fréquence d'échantillonnage pour la voie 2.

20 On voit que dans tous les cas, le dispositif reste extrêmement simple à mettre en oeuvre et n'impose pratiquement aucun traitement de signal au microcontrôleur, ce qui économise de l'énergie et le rend particulièrement adapté à un appareil ambulatoire de grande autonomie. C'est seulement à la lecture, effectuée sur un appareil fixe ayant considérablement plus de 25 ressources, que le dépouillement du fichier permettra d'extraire les valeurs d'impédance en mettant en oeuvre un filtrage adaptatif. Une alternative à la mesure d'impédance par multifréquence, lorsque l'appareil dispose d'une masse reliée au patient, consiste à injecter le courant de mesure selon une séquence donnée dans les différentes entrées, éventuellement regroupée par type (les entrée + 30 ensemble, les entrée - ensuite), cette séquence étant répétée en permanence (fig.3). L'homme de l'art peut bien entendu imaginer toutes les combinaisons possibles entre l'excitation multi fréquentielle et le séquençage afin de répondre au mieux au souhait de mesure et réduire les interférences entre voies. Le dispositif peut être réalisé avec des composants discrets ou de simples séquenceurs 2908973 4 assurant une consommation minimale, mais on a tout avantage à piloter la numérisation et le stockage des données par un microcontrôleur qui utilise soit ses ressources internes (convertisseur Analogique-Digital, compteurs, DMA...), soit des composants extérieurs, soit les deux.

5 Le(s) générateur(s) de courant peuvent en effet être constitués de compteurs, qui sont habituellement composés de compteurs programmables et de comparateurs numériques dans les microcontrôleurs, associés à des réseaux de filtrage passe-bas, ces dits compteurs appartenant avantageusement au microcontrôleur qui les programme pour optimiser la phase et l'amplitude du courant de mesure de l'impédance, cette amplitude pouvant être 10 réduite lorsque l'impédance devient très élevée afin d'éviter une saturation des amplificateurs. En partant d'une horloge qui est un multiple de la fréquence d'échantillonnage, il est en effet évident de régler la phase du signal par pas de 1/32 (exemple où la fréquence d'acquisition est de 1000Hz et l'horloge 32kHz). Cet ajustage peut être défini une fois pour toute en fonction des constantes de temps de la chaîne 15 d'amplification et de numérisation, mais peut éventuellement être ajustée par un processus dynamique en demandant au microcontrôleur de rechercher, par exemple, le maximum d'amplitude du signal correspondant à la fréquence N/2 en décalant progressivement la phase. En plaçant un réseau passe-bas dans la sortie du compteur, on retire le contenu haute20 fréquence du signal carré qui sort de celui-ci (fig.4). On évite ainsi d'envoyer des fronts raides qui risquent de nuire aux performances de l'amplificateur. Ce réseau permet également de réduire l'amplitude de l'excitation en jouant sur les cycles du compteur: Dans le cas normal, avec une acquisition à 1000Hz et une horloge à 32kHz, sans atténuation, on demande au compteur de diviser par 32 et de changer d'état toutes les 25 millisecondes. Pour atténuer le courant par deux, il suffit de demander (fig.5) un cycle 1/4 pendant lms et 3/4 la milliseconde suivante. On peut ainsi diviser par 2, 4... le courant d'excitation ce qui permet de réduire les risques de saturation de l'amplificateur lorsque la connexion avec les électrodes se dégrade, et concourir à préserver le signal existant. La transformation du signal du compteur délivré sous forme d'une tension en courant peut 30 être effectuée de différentes manière connues, la plus économique restant une simple résistance qui, vu la relative stabilité des signaux d'entrée autour de la masse patient, à quelques mV près, donne une précision tout à fait suffisante. Cette résistance peut avantageusement être combinée avec la résistance de pied placée dans chaque entrée de l'amplificateur en remplaçant le branchement de la borne masse à un pont diviseur excité 2908973 5 par la sortie du compteur (fig.6). L'homme de l'art pourra bien entendu proposer d'autres techniques pour fournir un courant dans les entrées, comme l'utilisation de condensateurs, de générateurs de courant avec miroir (pour obtenir une opposition de phase), etc...

5 Le domaine d'application du dispositif peut être élargi: le courant de mesure peut-être augmenté afin de permettre le monitorage des variations d'impédance du thorax liées principalement à la respiration. Le courant doit être plus important que le nA cité ci-dessus car il faut mesurer des variations de l'ordre de quelques dizaines d'ohms de l'impédance. En passant à 1 A ou même plus à l'aide de commutateurs, on obtient un 10 signal modulé de quelques dizaines de V, suffisant pour le détecter. Lorsque l'on veut optimiser la fréquence d'acquisition pour réduire la consommation ou simplement réduire la taille des fichiers enregistrés, il est avantageux de disposer d'un signal analogique filtré à la bonne fréquence. Pour éviter d'ajouter des commutateurs dans l'étage d'acquisition, les amplificateurs sont reliés au multiplexeur du convertisseur 15 Analogique numérique par au moins deux lignes (fig.7), chacune conduisant le signal avec un filtrage particulier afin d'offrir au convertisseur des signaux adaptés au traitement ou au stockage sans devoir effectuer de filtrage supplémentaire. Le stockage des données numériques peut s'effectuer sur tout support connu, mais le plus performant en terme de capacité est aujourd'hui une mémoire flash de grande capacité 20 fonctionnant sous basse tension. Enfin, la lecture des données peut se faire sans traitement -auquel cas le signal est parasité par un contenu HF dès que la résistance d'entrée augmente -, mais il est bien entendu avantageux de lire les données enregistrées selon les principes précédemment exposés, et d'en extraire les informations relatives, d'une part, aux impédances du signal 25 électrophysiologique en utilisant un ou plusieurs filtres dynamiques ne retirant que le signal de mesure d'impédance et, d'autre part, les signaux venant d'un stimulateur cardiaque (impulsions) (fig.8). Ce dernier produit en effet des impulsions de courte durée qui sont facilement reconnues si la fréquence d'acquisition est assez élevée (>1kHz), et des outils classiques permettent alors de soustraire ces impulsions du signal pour ne 30 conserver que le signal provenant du coeur. Les informations relatives aux impulsions du pacemaker sont traitées à part afin de les situer par rapport aux ondes cardiaques et voir si elles ont stimulé ou non le muscle. Dans tous les cas, le signal ECG sortant de ces filtres opérant par soustractions conserve sa bande passante originale et peut donc être analysé dans les meilleures conditions.

2908973 6 Description des figures : La figure 1 décrit le dispositif dans lequel un générateur (1) délivre deux courants (iz+ et iz-) identiques mais en opposition de phase à la fréquence moitié de celle de l'échantillonnage. Un courant alternatif traverse donc le circuit d'entrée formé par le 5 connecteur (3), le câble de liaison au patient, les électrodes (4) et le corps du patient. La tension résultante, proportionnelle à l'impédance de ce circuit, est amplifiée (5) avec le signal physiologique recueilli par les électrodes (4) à l'aide de l'amplificateur (2), puis numérisé à l'aide du Convertisseur Analogique-Digital (6) dont les valeurs sont envoyées à la mémoire de masse (9) avec ou sans traitement par le microcontrôleur (8). L'horloge 10 associée à des diviseurs (7) synchronise directement, ou en passant par le microcontrôleur, les opérations. La figure 2 décrit le dispositif dans lequel on mesure simultanément l'impédance d'une ligne reliée à l'entrée + et celle d'une ligne reliée à l'entrée - en utilisant deux fréquences différentes. Le générateur de courant (1) comporte deux sorties, la première à une 15 fréquence N/2, par exemple, qui excite l'entrée "-" avec iz-, et la seconde à une fréquence N/4 (10) qui excite l'entrée "+" avec iz+. Deux boucles de courant se forment alors entre chaque entrée et la masse (4) qui conduisent à générer une tension résultante (5) associant les deux composantes. Les autres éléments sont identiques à ceux de la figure 1. La figure 3 donne un exemple de séquençage des courants d'excitation dans lequel on 20 trouve 4 phases de mesure successive et se répétant: 11 excite l'entrée + de l'amplificateur de la voie 1, 12 excite l'entrée - de l'amplificateur de la voie 1, 13 excite l'entrée + de l'amplificateur de la voie 2, et 14 excite l'entrée -de l'amplificateur de la voie 2. La figure 4 montre l'atténuation des fronts raides présent sur la sortie du compteur (15) par un filtre passe-bas (16).

25 La figure 5 montre un exemple d'atténuation du signal d'excitation en modulant le compteur par une séquence 3/4 puis (17) et le résultat donné par le filtre passe-bas (18). La figure 6 décrit un montage permettant de transformer les tensions de sortie des compteurs (23 et 26) (supposées symétriques par rapport à la masse) après passage dans un filtre passe-bas (22 et 25), un pont diviseur (21 et 24) afin de moduler le pied de la 30 résistance de pied (19 et 20) de chaque entrée de l'amplificateur. La figure 7 décrit la façon de raccorder la sortie des amplificateurs avec le convertisseur analogique-digital, en transférant le signal de sortie de chaque amplificateur à travers 1 ou plusieurs filtres vers le multiplexeur placé en amont du convertisseur. Le filtrage analogique permet ainsi d'alléger le travail du microcontrôleur et/ou de réduire la 2908973 7 fréquence d'acquisition en respectant les règles de filtrage et ce, sans ajouter de composant supplémentaire dans la mesure où le multiplexeur dispose de suffisamment d'entrées. Dans le cas contraire, un commutateur complémentaire sera bien entendu nécessaire.

5 La figure 8 décrit une méthode de traitement du signal présent dans le fichier enregistré. Le signal contient l'ensemble des informations correspondant à l'électrocardiogramme, avec les impulsions éventuelles de stimulateur cardiaque et les valeurs d'impédances (32). La démodulation s'appuie de préférence sur un fichier annexe enregistré au début qui décrit le mode de modulation choisi et ses caractéristiques. Le signal lié à l'impédance est lo d'abord extrait (33) de façon à fournir les données d'impédance très précisément en temps au programme d'analyse (39), le signal d'impédance est alors soustrait au signal global (35). Le signal résultant alimente un détecteur d'impulsions de stimulateur cardiaque (36) dont la présence et la caractérisation (37) informent le programme d'analyse (39) et dont la forme est soustraite au signal résultant (38). Le signal débarrassé de ces deux types 15 d'informations peut alors être analysé pour reconnaître les ondes générées parle coeur.

Claims (4)

REVENDICATIONS

1/ Procédé s'appliquant à un enregistreur autonome de signaux physiologiques électriques comprenant un câble relié à des électrodes placées sur le sujet, un connecteur d'entrée, des filtres haute et basse fréquence, des protections contre les chocs électriques, une ou plusieurs chaînes d'amplification et de numérisation, une unité de stockage et une alimentation, caractérisé par l'association de la mesure d'impédance des électrodes avec l'amplification et la numérisation de ce dit signal, dans lequel la mesure de la dite impédance s'effectue en injectant un petit courant alternatif à la fréquence sous multiple de la fréquence d'échantillonnage dans les entrées du système d'amplification, cette injection se faisant soit sur les entrées + et - sous forme de 2 courants en opposition de phase pour mesurer l'ensemble du circuit d'entrée, soit sous forme d'un courant propre à chaque ligne d'entrée, courant qui circule alors entre cette dite entrée et une ligne de masse elle-même reliée au sujet, association qui permet d'obtenir des signaux en sortie des amplificateurs chargés des informations d'impédance qui sont numérisés et enregistrés sur une mémoire de stockage sous une forme brute ou comprimée.

2/ Procédé selon la revendication 1 selon lequel la fréquence du courant alternatif de mesure des impédances est la moitié de la fréquence d'échantillonnage.

3/ Procédé selon la revendication 1 selon lequel plusieurs fréquences sont utilisées pour 20 effectuer la mesure simultanément sur plusieurs lignes.

4/ Procédé selon l'une des revendications précédentes dans lequel le circuit câblé de contrôle ou le microcontrôleur injecte le courant de mesure selon une séquence donnée dans les différentes entrées , éventuellement regroupée par type, cette séquence étant répétée en permanence. 25 5/ Procédé selon l'une des revendications précédentes dans lequel la numérisation et le stockage des données sont pilotés par un microcontrôleur utilisant soit ses ressources internes soit des composants extérieurs, soit les deux. 6/ Procédé selon la revendication 5 dans lequel le(s) générateur(s) sont constitués de compteurs associés à des réseaux de filtrage passe-bas, ces dits compteurs appartenant 30 avantageusement au microcontrôleur qui les programme pour optimiser la phase et l'amplitude du courant de mesure de l'impédance, cette amplitude pouvant être réduite lorsque l'impédance devient très élevée afin d'éviter une saturation des amplificateurs. 7/ Procédé selon l'une des revendications précédentes dans lequel le courant de mesure peut-être augmenté afin de permettre le monitorage des variations d'impédance du thorax 2908973 9 liées principalement à la respiration. 8/ Procédé selon l'une des revendications précédentes dans lequel les amplificateurs sont reliés au multiplexeur du convertisseur Analogique numérique par au moins deux lignes, chacune conduisant le signal avec un filtrage particulier afin d'offrir au convertisseur des 5 signaux adaptés au traitement ou au stockage sans devoir effectuer de filtrage supplémentaire. 9/ Procédé selon l'une des revendications précédentes dans lequel la mémoire de stockage est une mémoire flash de grande capacité. 10/ Procédé selon l'une des revendications précédentes dans lequel les données 1 o enregistrées sont traitées lors de leur lecture par des filtres capables de séparer les informations relatives, d'une part, aux impédances du signal électrophysiologique, et d'autre part au signal généré par le coeur.