WO2005107584A1 - Procede d’obtention de parametres hemodynamiques derives d’un signal de pression arterielle - Google Patents

Procede d’obtention de parametres hemodynamiques derives d’un signal de pression arterielle Download PDF

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Frédéric CORBIN
Jean-Louis Chauvet
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Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Universite de Rouen
Institut National des Sciences Appliquees de Rouen
Centre Hospitalier Universitaire de Rouen
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Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Universite de Rouen
Institut National des Sciences Appliquees de Rouen
Centre Hospitalier Universitaire de Rouen
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    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/0215—Measuring pressure in heart or blood vessels by means inserted into the body

Definitions

  • the present invention relates to the determination of hemodynamic parameters from a time signal of arterial pressure.
  • a blood pressure signal gives the pressure of the blood, measured in millimeters of mercury (mm Hg), as a function of time, in an artery.
  • mm Hg millimeters of mercury
  • These peaks, visible in FIG. 1, are called “systolic peaks”, with reference to their maximum PAS, corresponding to a systolic blood pressure, while the minimum PAD preceding each peak corresponds to a diastolic blood pressure.
  • a hemodynamic parameter representative of the preload depending on the cardiac output is the variability of the pulsed pressure PP. Referring again to FIG. 1, the pressure drawn is given by the difference between:
  • ⁇ PP • (PPmax - . PPmin) /. [(PPmax + PPmin) / 2], where:
  • PPmax is here. -maximum value in pulsed pressure identified on a plurality of successive systolic peaks, and.
  • PPmin is the minimum value in pulsed pressure identified on this plurality of successive systolic peaks.
  • an extrasystolic peak PES is characterized by minimum and maximum values unrelated to the usual values of systolic peaks. We will understand that this peak extrasystolic PES can particularly disturb the measurement of the variability of the pulsed pressure.
  • the systolic peak PS which follows the extrasystolic peak PES occurs after a duration TES greater than a normal systolic period TS. .
  • One of the aims of the present invention is to get rid of such artefacts to give a correct estimate of hemodynamic parameters such as the variability of the pressure drawn between. others.
  • the present invention provides any 'initially a -: - toxicity- for evaluating hemodynamic parameters "derived' sY a time signal of blood pressure of an individual, - :, 'the signal having a plurality of systolic periods, in which: ... a) a minimum and a maximum pressure are detected, in each systolic period, b) a pulsed pressure is evaluated, representative of a difference between said maximum and minimum, for each systolic period.
  • the method according to the invention further comprises the following steps: c) a period of variation of said pulsed pressures is substantially detected, over a plurality of systolic periods, said period being substantially representative of an individual's respiratory cycle, d) a maximum and / or minimum of a pulsed pressure is determined from said pulsed pressures, in each superperiod, the detection of said superperiods in step c) making it possible to identify , if applicable, at least artefacts linked to an extrasystole and liable to distort the determination of the maxima and / or minima in pulsed pressure.
  • a systolic period TS between two systolic peaks, and, on the other hand, an overperiod "T" between two maxima of pulsed pressure.
  • this sur foundedode T is three '*' • T systolic periods. . .
  • the period T is -representative '. ⁇ Of the -duration .d.'. A- respiratory cycle. To illustrate the ⁇ ⁇ .
  • the present invention proposes to rely on the detection of this overperiodicity T to detect the occurrence of artefacts, in particular due to extrasystolic peaks.
  • an overperiod T linked to the respiratory cycle of the individual has been detected, here worth approximately five TS systolic periods.
  • an interval T ' between two consecutive pulsed pressure maxima, the duration of which is different (greater in the example shown) than the duration of a normal period T, linked to the respiratory cycle.
  • This interval T ′ also includes an extrasystolic peak PES, as shown in FIG. 2.
  • the presence of an extrasystole is also detected, within the meaning of the present invention, by a difference in value between the normal period T and the interval T 'separating two maxima in pulsed pressure.
  • the present invention also relates to such a computer program product, intended to be stored in a memory of a processing unit, or on a removable memory medium which is intended to cooperate with a reader of this processing unit. . Moreover, the present invention also relates to a device for calculating hemodynamic parameters derived from a measurement of arterial pressure, comprising:
  • this unit comprising a memory capable of storing instructions of the aforementioned computer program product, and a unit for displaying these hemodynamic parameters.
  • FIG. 3 ′ diagrammatically illustrates a device for calculating hemodynamic parameters derived from a measurement of arterial pressure, within the meaning of the present invention
  • FIG. 4 diagrammatically illustrates a gross arterial signal
  • FIG. 5 diagrammatically illustrates the signal of the Figure 4, after smoothing, here to estimate 'of the area under the systolic curve
  • - Figure 6 illustrates the steps for determining the variability of the pulsed pressure PPV, in a preferred embodiment of the present invention
  • the FIG. 7 illustrates a variation of a signal in pulsed pressure as a function of time
  • FIG. 4 diagrammatically illustrates a device for calculating hemodynamic parameters derived from a measurement of arterial pressure, within the meaning of the present invention
  • FIG. 4 diagrammatically illustrates a gross arterial signal
  • FIG. 5 diagrammatically illustrates the signal of the Figure 4, after smoothing, here to estimate 'of the area under the systolic curve
  • - Figure 6 illustrates the steps for determining the variability of the pulsed pressure
  • FIG. 8 illustrates the steps for determining a parameter ⁇ vol representative of the variability of the systolic ejection volume, which follows step 28 of FIG. 6 in a preferred embodiment of the present invention
  • FIG. 9 represents variations of Starling to illustrate the preload dependence of two patients A and B
  • FIG. 10 illustrates a temporal signal of arterial pressure comprising an extrasystolic peak, for the determination of parameters post-ex.trasystoliqu.es in a preferred embodiment of the present invention
  • FIG. 11 illustrates a screenshot of a monitor of the device within the meaning of the present invention.
  • the device within the meaning of the invention comprises, like a conventional computer: an ECR monitor, as a unit for displaying the hemodynamic parameters obtained by the method within the meaning of the invention, - a CLA input device, such as a keyboard and / or a mouse (not shown), and a central processing unit UT, as a processing unit.
  • an ECR monitor as a unit for displaying the hemodynamic parameters obtained by the method within the meaning of the invention
  • a CLA input device such as a keyboard and / or a mouse (not shown)
  • UT central processing unit
  • the processing unit UT comprises a connection 1 for obtaining temporal samples of an arterial pressure signal.
  • the device further comprises a catheter 5 connected to a pressure sensor ⁇ , arranged to deliver a signal over time.
  • An analog / digital converter 3 is connected, on the one hand, to the sensor 6, via the cord 4, to sample the signal as a function of time, and, on the other hand, to the aforementioned connection 1 to deliver the temporal samples of the blood pressure signal to a working memory 2 which the processing unit contains.
  • the processing unit comprises an acquisition card 3 then comprising: an input connected to the pressure sensor via the cord 4, an analog / digital converter of the aforementioned type, and an output comprising the aforementioned connection 1 for deliver the time samples of the blood pressure signal.
  • the processing unit UT can comprise a communication interface for receiving from a remote station time samples of an arterial pressure signal acquired by this remote station, which is then equipped with a catheter, a pressure sensor, an analog / digital converter and a communication interface for transmitting the samples of the arterial signal to the processing unit of a device within the meaning of the invention.
  • the catheter 5 is a standard arterial catheter which can be inserted either in the femoral position (as shown in Figure 3) or in the radial position (in the arm of the IND individual).
  • the pressure sensor 6 is connected: - to the catheter 5, to convert a pressure signal into an electrical signal, as a transducer, to the acquisition card 3, to convey the electrical signal via the cord 4, under analog signal form, and to a head. session 7, to avoid reflux.
  • connection of the catheter 5 to the sensor 6 is removable, so that only the catheter 5 can. to be. considered 'a consumable.
  • the acquisition card is preferentially 3 'type - PCMCIA sold under the name ational Instruments DAQ Card ® 6024 with the initials E.
  • the use of libraries from the same National Instruments supplier has proved to be advantageous for processing the sampled data in packets and for locating the minimum or maximum peaks on several successive packets of data.
  • the processing unit UT for these samples includes a memory 2, suitable for storing instructions of the above-mentioned computer program product. It will be recalled that this computer program product can be stored in the memory 2 of the processing unit UT, or else on a medium. removable memory, such as a CD-ROM, cooperating with the LEC reader of this processing unit UT. It can also be downloaded from a remote site.
  • the computer program includes instructions, the reading of which instructs a processor, which includes the processing unit UT, to process the samples as described below.
  • the arterial signal initially in analog form at the output of the pressure sensor 6, was then converted into a digital signal by the acquisition card 3. It has - significant fluctuations due to noise and, advantageously, ' the computer program comprises a first routine for smoothing the time signal represented in FIG. 4. Referring to FIG. 5, we then obtain' a " signal
  • the program also includes instructions for locating the minimum PAD and maximum PAS in blood pressure by a test imposing a substantially monotonous growth condition between a minimum and a maximum of consecutive pressure.
  • the identification of the systolic blood pressure PAS and the diastolic blood pressure PAD is valid if, between the smallest of the minima PAD and the largest of the maxima PAS, over a systolic period TS, the variation of the blood pressure in function of time t is strictly increasing.
  • This property is expressed by the inequality: dP / dt> 0, where dP / dt is the slope of the line shown in FIG. 5 and which passes substantially through the minimum PAD and the maximum PAS of the arterial signal. It is indicated that this parameter dP / dt representing the local derivative of the arterial signal as a function of time, between the minimum PAD and the maximum PAS, can be studied, in itself, as a physiological indicator associated with the patient IND.
  • FIG. 6 represents the different steps implemented for the evaluation of the variability of the drawn pressure denoted ⁇ PP and the validation of this evaluation.
  • step 21 we first open a time window [t 0 ; t ⁇ ] of duration which can be chosen, between a first instant to and a second instant ti.
  • step 22 the samples of the arterial pressure signal PA (t) as a function of time are recovered on this time window.
  • step 23 this signal is smoothed, as indicated above, to obtain a signal of the type shown in FIG. 5.
  • a minimum PAD and a maximum PAS in pressure are detected in step 24, in each systolic period; it is recalled here that the maximum under PAS pressure - immediately follows the minimum under PAD pressure. in the time signal, and that one must identify a substantially continuous growth between the minimum PAD and the maximum-PAS (object of test 25) to - validate the ' ; detection during -this step a), -:. " ' ' 'b) in step 26, a pulsed pressure, representative of a difference PP between the maximum PAS and the minimum PAD, is evaluated for each systolic period.
  • FIG. 7 represents a signal in pulsed pressure, as a function of time, in which maxima P MA and minima PP m i n have been identified -
  • This detection can be based on successive comparisons of a value of pulsed pressure, at a given instant, at a chosen number of pressure values drawn from instants immediately following the given instant. It is in fact indicated that an overperiod linked to a respiratory cycle can typically extend between two and ten systolic periods. Thus, to confirm the detection of the maxima and / or minimum in pulsed pressure, the excess period T linked to the respiratory cycle is detected, within the meaning of the present invention.
  • step T linked to the respiratory cycle is detected in step 27.
  • This detection can be based on a test of the type: “for any instant t in the time window [to ti], is there an overperiod T such that the instantaneous value of the pulsed pressure PP (t + T) at an instant t + T is substantially equal (within one standard deviation ⁇ ) to the instantaneous value of,. the pulsed pressure PP (t) at a previous instant t? "
  • This -test can advantageously be applied to the maximum ' values ' - ' of the pulsed pressure PP MAX , as shown in Figure' 7, to ' determine if ' there is an overperiod. T such that: 1 PPMAX (tMAX + pT) - PPMA (t ⁇ u) I ⁇ p being an integer and ⁇ , a chosen threshold value (for example a predetermined standard deviation).
  • step T the time window fixed in step 21 is widened to an interval [t 0 ; t 2 ], in step 34 (with t 2 > ti) and steps 22 to 27 are again applied for samples PA (t) taken in this larger interval [t 0 ; t 2 ].
  • an overperiod T ' is detected, the duration of which would be different from the normal duration of the overperiod T. If there is no such period T 'of different duration (arrow n), the arterial signal has no artifacts in the window [to; ti].
  • the process continues normally with the validation of the maximum and minimum pulsed pressure detected, in step 31.
  • FIG. 7 represents the pulsed pressure PES calculated as an extrasystolic peak which appears " in an overperiod T ' ' of duration different from a normal duration of an overperiod T ' (T' is greater than T in .l ' example shown) ' ..
  • PES pulsed pressure
  • steps 27 to 31 can be summarized as follows: c) a period of variation T of the pressures drawn, in step 27, is detected over a plurality of systolic periods TS (four in the example shown in FIG. 7) ), d) among these pulsed pressures, a maximum PP MAX and / or a minimum PP m in in pulsed pressure is determined (step 31), in each superperiod T, the detection of the superperiods T in step c) making it possible to identify, if necessary (test 28), at least artifacts linked to an extrasystole (step 30) and likely to distort the determination of the maxima and / or minima in pulsed pressure (the maximum and minimum identified in the period T 'of different duration being isolated in step 29, without being taken into account).
  • step 32 the process continues with the calculation of the instantaneous value of the parameter ⁇ PP, in each period T where the values PP MAX and PP m i n have been validated, this parameter being representative of the respiratory variability of the pressure taken from the relation: ⁇ PP ⁇ (PPMAX "P Pmin) / [(P PMAX + PPmin) / 2], where:
  • PP M is the maximum value in pulsed pressure, over a period
  • 'and Pi n is the minimum value in pulsed pressure, over this period.
  • a following time window is defined between the times ti and t 2 to further apply steps 22 to 32, with the new samples PA (t) taken in this new window.
  • the choice of the duration of the time windows can be based on the respiratory rate of the individual, so as to have a chosen number of overperiods T in a time window.
  • step c) to confirm the determination of the period T detected in step c) above, one can - advantageously apply a comparison of this - period 4 , period T with minimum threshold values and ; - 'maximum respiratory cycles, usual ' .
  • step 35 the successive instantaneous values of the parameter ⁇ PP are stored in memory, over a plurality of successive overperiods T, so that in step 36, one preferentially evaluates a average value of the parameter ⁇ PP over a predetermined number n of overperiods.
  • This evaluation can be continued, at step 37, by carrying out a sliding average over time MOY (n), over a predetermined number n of successive overperiods, and, in particular, on successive time windows.
  • FIG. 5 to describe another important aspect of the invention. According to this aspect, we seek to estimate a variability in the volume of systolic ejection without implementing an invasive method.
  • this peak is delimited appreciably by the minimum pressure PAD, on the one hand, and by a point PI of change of slope (from the slope PI to the slope P2 of FIG. 5), on the other hand.
  • This point of slope change PI is of temporal position such that it follows the maximum in pressure PAS in the temporal signal of arterial pressure.
  • the area A that we are trying to estimate therefore corresponds, in a preferred embodiment, to the surface delimited by: the peak itself, - a horizontal axis Xa passing through the minimum PAD,
  • a variation of the area A, from one systolic peak to the other is substantially proportional to a variation of the systolic ejection volume VES.
  • ECC bond shown in broken lines in Figure 3
  • a plurality of areas A are then evaluated, over a plurality of successive systolic periods, and the ' reference measurement by ECC echocardiography is used to calibrate the evaluations of successive areas.
  • FIG. 8 we now refer to FIG. 8 to describe a treatment making it possible to obtain a parameter ⁇ vol representative of the variability of the volume of systolic ejection.
  • this treatment can be based on the context of the present invention, once valid valid systolic peaks have been detected and the artefacts particularly due to extrasystoles.
  • test 28 in FIG. 8 preferably after test 28 in FIG.
  • step 40 for a chosen number of successive systolic periods TS, the area A of a valid peak is evaluated in each period (step 40), again over a time window of selected duration [t k ; t k + ⁇ ] f) on this chosen number of successive systolic periods, we identify a maximum area A AX and a minimum area A m ⁇ n (step 41), and g) we evaluate a difference between the maximum area and the minimum area, representative of a parameter ⁇ vol indicative of a variability in the stroke volume (step 42).
  • this parameter is given by a relation of the type:
  • ⁇ vol (AMAX - A mxn ) / [(AMAX + ⁇ n) / 2], where: A M corresponds to the maximum area, and A mm corresponds to the minimum area.
  • an instantaneous value of the parameter ⁇ vol is stored in memory (step 43), on a plurality of successive evaluations, in order to estimate (step 44) an average value MOY of the parameter ⁇ vol on a number predetermined n of successive evaluations.
  • a sliding average MOY (n) is evaluated over time, over a predetermined number n of successive evaluations (step 45).
  • the parameter ⁇ PP representative of a variability of the pulsed pressure
  • the parameter ⁇ vol representative of a variability of the stroke volume
  • the dependency preload indicates the way in which the patient's heart manages an increase in blood volume in the body and that the heart must then pump.
  • On the x axis one defers the volume of liquid 'injected' or '1 more precisely the blood volume in the blood of the injected liquid.
  • On the ordinate axis is plotted the volume 'VES stroke.
  • patient B will support a lesser amount of liquid injected than patient A because the maximum stroke volume of the heart of patient B is reached faster than that of patient A.
  • an injection of an additional volume becomes dangerous.
  • monitoring the variability of the systolic ejection volume represented by the parameter ⁇ vol obtained above, is largely sufficient to avoid this risk. It is said that the patient is "dependent preload" when the volume of systolic ejection varies appreciably linearly with the volume of liquid e injected, before the asymptote.
  • an IRR irregularity is first detected in the duration of an interval between a first systolic peak PSI and a second systolic peak "! PS2, this irregularity characterizing an extrasystole. -> • ' '
  • the extrasystole causes a localized dysregulation of the TS systolic period, as follows: the duration of the irregular IRR interval identified is compared to a reference duration TS between two systolic peaks which precede the IRR interval, and the second aforementioned second peak PS2 is selected as the post-extrasystolic peak if the irregular IRR interval is duration greater than the TS reference duration.
  • PPref corresponds, to a reference pulsed pressure, measured before the occurrence of the post-extrasystolic peak '' PS2.
  • the manner of calculating these parameters ⁇ ESPP and ⁇ ESvol can be based on the description above, in particular with reference to FIGS. 7 and 5, respectively.
  • the reference duration TS and / or the reference pulsed pressure PPref and / or the reference area aireref are evaluated by an average over several systolic peaks preceding the post-extrasystolic peak PS2.
  • all or part of these reference values can be evaluated on the single PSI peak which immediately precedes the post-extrasystolic PS2 peak.
  • FIG. 11 shows a typical screenshot visible on the ECR monitor of the device within the meaning of the present invention. It gives: the temporal variations of the blood pressure signal PA (t), the systolic blood pressure PAS, the diastolic blood pressure PAD, the average blood pressure PAM, the heart rate HR, - the respiratory rate FR (we note that HR is about 3 times FR, which is found exactly on the variation of the PA signal (t) where the period T linked to the respiratory cycle is worth 3 times the systolic period TS), - the volume of systolic ejection vol (here obtained in absolute value real, thanks to a measurement by echocardiography), the parameter ⁇ PP in instantaneous value (inst) and in average value (oy), - the parameter ⁇ vol in instantaneous value (inst) and in average value (avg),

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Abstract

L'invention concerne l'obtention de paramètres hémodynamiques dérivés d'un signal temporel de pression artérielle, présentant plusieurs périodes systoliques. On calcule, à partir du signal artériel, une pression pulsée (PP) en chaque période systolique pour repérer des maxima (PPMAx) et/ou minima (PPmin) en pression pulsée. Selon l'invention, on détecte sensiblement une surpériode (T) de variation dans les pressions pulsées représentative d'un cycle respiratoire d'un individu, la détection de cette surpériode permettant de repérer, le cas échéant, des artéfacts (PES) notamment liés à une extrasystole et susceptibles de fausser la détermination des maxima et/ou minima en pression pulsée.

Description

Procédé d' obtention de paramètres hemodynamiques dérivés d'un signal de pression artérielle
La présente invention concerne la détermination de paramètres hémodynamiques à partir d'un signal temporel de pression artérielle.
Un signal de pression artérielle donne la pression du sang, mesurée en millimètres de mercure (mm Hg) , en fonction du temps, dans une artère. On y repère des pics successifs dus à la contraction périodique du cœur, à l'origine des battements cardiaques. Ces pics, visibles sur la figure 1, sont dénommés « pics systoliques », en référence à leur maximum PAS, correspondant à une pression artérielle systolique, tandis que le minimum PAD précédant chaque pic correspond à une pression artérielle diastolique. On peut définir une période systolique correspondant à un intervalle entre pics systoliques.
Un indicateur important pour l'étude de la réaction d'un patient à une injection, notamment par perfusion, est la « précharge dépendance » du débit cardiaque. Il s'agit d'étudier en particulier la manière dont le cœur du patient gère une augmentation du volume sanguin dans le corps et que le cœur doit alors pomper, par exemple pendant l'injection d'un sédatif, d'un anesthésiant, d'un agent de contraste en radiologie, ou autres. De tels produits peuvent entraîner en outre des variations d'osmolalité dans le sang et/ou des variations sur le rythme cardiaque. Il faut donc surveiller avec attention la variabilité de paramètres hémodynamiques relatifs à cette précharge dépendance, pendant l'injection.
Un paramètre hémodynamique représentatif de la précharge dépendance du débit cardiaque est la variabilité de la pression puisée PP. En se référant à nouveau à la figure 1, la pression puisée est donnée par la différence entre :
- le maximum en pression artérielle PAS, en chaque pic systolique,
- et le minimum PAD qui précède ce maximum PAS .
La variabilité de la pression puisée ΔPP est donnée par-la relation : ΔPP =• (PPmax --.PPmin) /.[ (PPmax + PPmin)/2] , où :
PPmax est la . valeur -maximum en pression puisée repérée sur' une pluralité de pics systoliques successifs, et.
PPmin est la valeur minimum en pression puisée repérée sur cette pluralité de pics systoliques successifs.
Un appareil de surveillance permettant d'obtenir des paramètres indicatifs d'une précharge dépendance du débit cardiaque est décrit notamment dans US-5, 526, 817. Toutefois, les mesures effectuées par un tel appareil ne sont pas exemptes d'erreurs dues à des artefacts, notamment ceux liés à l'occurrence d'une extrasystole. Comme on le voit maintenant en référence à la figure 2, un pic extrasystolique PES se caractérise par des valeurs de minimum et de maximum sans lien avec les valeurs habituelles des pics systoliques. On comprendra que ce pic extrasystolique PES peut perturber notamment la mesure de la variabilité de la pression puisée.
En outre, il apparaît souvent un dérèglement localisé de la période systolique, pendant l'occurrence d'une extrasystole. Typiquement, dans l'exemple représenté sur la figure 2, le pic systolique PS qui suit le pic extrasystolique PES intervient après une durée TES supérieure à une période systolique normale TS. .
L'un des buts de la présente invention est de s'affranchir de tels artefacts pour donner une estimation correcte de paramètres hémodynamiques tels que la variabilité de la- pression puisée, entre . autres .
A cet effet, la présente invention propose tout' d' abord un--:- procédé- pour évaluer des paramètres hémodynamiques "dérivé'sY d'un signal temporel de pression artérielle d'un individu,-:,' le signal comportant une pluralité de périodes '. systoliques, dans lequel : . .. . a) on détecte un minimum et un maximum en pression, en chaque période systolique, b) on évalue une pression puisée, représentative d'une différence entre lesdits maximum et minimum, pour chaque période systolique.
Le procédé selon l'invention comporte en outre les étapes suivantes : c) on détecte sensiblement une surpériode de variation desdites pressions puisées, sur une pluralité de périodes systoliques, ladite surpériode étant sensiblement représentative d'un cycle respiratoire de l' individu, d) on détermine, parmi lesdites pressions puisées, un maximum et/ou un minimum en pression puisée, en chaque surpériode, la détection desdites surpériodes à l'étape c) permettant de repérer, le cas échéant, au moins des artefacts liés à une extrasystole et susceptibles de fausser la détermination des maxima et/ou des minima en pression puisée.
Ainsi, en se référant à nouveau à la figure 1, il apparaît, rd' une part, une période systolique TS, entre deux pics systoliques, et,, d'autre part, une surpériode" T'entre deux maxima de pression puisée. Dans l'exemple-" représenté sur la figure 1, cette surpériode' T vaut trois '*'• périodes systoliques T... La surpériode T est -représentative'.^ de la -durée .d.'.un- cycle .respiratoire. Pour illustrer laΛ^. relation- existant, entre - cette surpériode et le .cycle', respiratoire du patient, on indique que les •• contractions/expansions de la cage thoracique, pendant la respiration du patient, notamment en ventilation forcée, influent sur les capacités d'expansion/contraction du cœur du patient, et, de là, sur l'intensité des pics systoliques, de façon périodique.
La présente invention propose alors de s'appuyer sur la détection de cette surpériodicité T pour détecter l'occurrence d'artefacts, notamment dus aux pics extrasystoliques . En effet, en se référant maintenant à la figure 2, on a détecté dans cet autre exemple une surpériode T liée au cycle respiratoire de l'individu, ici valant sensiblement cinq périodes systoliques TS. On constate aussi un intervalle T' , entre deux maxima en pression puisée consécutifs, dont la durée est différente (supérieure dans l'exemple représenté) à la durée d'une surpériode T normale, liée au cycle respiratoire. Cet intervalle T' comporte aussi un pic extrasystolique PES, comme représenté sur la figure 2. En particulier, la présence d'une extrasystole, traduite ici par la présence du pic extrasystolique PES, se détecte aussi, au sens de la présente invention, par un écart de valeur entre la surpériode T normale et l'intervalle T' séparant deux maxima en pression puisée.
Dans le procédé au sens de l'invention, on s'appuie donc- sur la . détection d'une différence- entre la 'durée d'un' intervalle T' -. entre, deux maxima (ou minima, en variante)'" .. .-en pression puisée et la' durée normale "d'une surpériode 'T'"1 liée au cycle respiratoire, pour détecter un artefact tel' •' qu'un pic extrasystolique. Si un tel artefact est détecté, on n'en tient pas compte pour la détermination des maxima et minima en pression puisée.
On indique que tout ou partie des étapes du procédé ci- avant peuvent être mises en œuvre grâce à un produit programme d'ordinateur comportant des instructions à cet effet. A ce titre, la présente invention vise aussi un tel produit programme d'ordinateur, destiné à être stocké dans une mémoire d'une unité de traitement, ou sur un support mémoire amovible qui est destiné à coopérer avec un lecteur de cette unité de traitement. D'ailleurs, la présente invention vise aussi un dispositif de calcul de paramètres hémodynamiques dérivés d'une mesure de pression artérielle, comportant :
- une connexion pour obtenir des échantillons temporels d'un signal de pression artérielle,
- une unité de traitement de ces échantillons, cette unité comportant une mémoire propre à stocker des instructions du produit programme d'ordinateur précité, et - une unité d'affichage de ces paramètres hemodynamiques.
D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront à l'examen de la description détaillée ci- après, et des dessins annexés sur lesquels, outre les' figures 1 et 2 décrites ci-avant : ' ";' la figure 3' illustre schématiquement un dispositif , de calcul de paramètres hémodynamiques dérivés d'une mesure de pression artérielle, au sens de la présente invention, - la figure 4 illustre schématiquement un signal artériel brut, la figure 5 illustre schématiquement le signal de la figure 4, après lissage, ici pour une estimation' de l'aire sous la courbe systolique, - la figure 6 illustre les étapes de détermination de la variabilité de la pression puisée ΔPP, dans un mode de réalisation préféré de la présente invention, la figure 7 illustre une variation d'un signal en pression puisée en fonction du temps, la figure 8 illustre les étapes de détermination d'un paramètre Δvol représentatif de la variabilité du volume d'éjection systolique, qui suit l'étape 28 de la figure 6 dans un mode de réalisation préféré de la présente invention, la figure 9 représente des variations de Starling pour illustrer la précharge dépendance de deux patients A et B, la figure 10 illustre un signal temporel de pression artérielle comportant un pic extrasystolique, pour la détermination de paramètres post-ex.trasystoliqu.es dans un mode de réalisation préféré de la présente invention, et la figure 11 illustre une copie d'écran d'un moniteur du dispositif au sens de la présente invention.
En se référant à la figure 3, le dispositif au sens de l'invention comporte, comme un ordinateur classique : un moniteur ECR, en tant qu'unité d'affichage des paramètres hémodynamiques obtenus par le procédé au sens de l'invention, - un organe de saisie CLA, tel qu'un clavier et/ou une souris (non représentée) , et une unité centrale UT, en tant qu'unité de traitement .
Plus particulièrement, l'unité de traitement UT comporte une connexion 1 pour obtenir des échantillons temporels d'un signal de pression artérielle. Dans l'exemple décrit, le dispositif comporte en outre un cathéter 5 relié à un capteur de pression β, agencé pour délivrer un signal au fil du temps. Un convertisseur analogique/numérique 3 est connecté, d'une part, au capteur 6, par l'intermédiaire du cordon 4, pour échantillonner le signal en fonction du temps, et, d'autre part, à la connexion 1 précitée pour délivrer les échantillons temporels du signal de pression artérielle à une mémoire de travail 2 que comporte l'unité de traitement.
Préférentiellement, l'unité de traitement comporte une carte d'acquisition 3 comprenant alors : une entrée reliée au capteur de pression par l'intermédiaire du cordon 4, un convertisseur analogique/numérique du type précité, et une sortie comportant la connexion 1 précitée pour délivrer les échantillons temporels du signal de pression artérielle.
En variante, on indique que l'unité de traitement UT peut comporter une interface de communication pour recevoir d'une station distante des échantillons temporels d'un signal de pression artérielle acquis par cette station distante, laquelle est alors équipée d'un cathéter, d'un capteur de pression, d'un convertisseur analogique/numérique et d'une interface de communication pour transmettre les échantillons du signal artériel à l'unité de traitement d'un dispositif au sens de l'invention. En se référant encore à la réalisation représentée sur la figure 3, le cathéter 5 est un cathéter artériel standard qui peut être introduit, soit en position fémorale (comme représenté sur la figure 3) , soit en position radiale (dans le bras de l'individu IND) . Classiquement, le capteur de pression 6 est relié : - au cathéter 5, pour convertir un signal de pression en un signal électrique, en tant que transducteur, à la carte d'acquisition 3, pour véhiculer le signal électrique via le cordon 4, sous forme de signal analogique, et à' une tête de. ression 7, pour éviter tout reflux.-
On indique que la connexion du cathéter 5 au capteur 6 est ' amovible, de sorte que seul le cathéter 5 peut. être. considéré' comme un consommable.
La carte d'acquisition 3 est préférentiellement ' de type - PCMCIA, par exemple commercialisée sous la dénomination ational Instruments DAQ Card ® avec le sigle 6024E. L'utilisation de librairies du même fournisseur National Instruments s'est avérée avantageuse pour traiter les données échantillonnées par paquets et pour repérer les pics de minimum ou maximum sur plusieurs paquets successifs de données.
L'unité de traitement UT de ces échantillons comporte une mémoire 2, propre à stocker des instructions du produit programme d'ordinateur précité. On rappelle que ce produit programme d'ordinateur peut être stocké dans la mémoire 2 de l'unité de traitement UT, ou encore sur un support mémoire amovible, tel qu'un CD-ROM, coopérant avec le lecteur LEC de cette unité de traitement UT. Il peut être aussi téléchargé d'un site distant. Le programme d'ordinateur comporte des instructions dont la lecture ordonne à un processeur, que comporte l'unité de traitement UT, de traiter les échantillons comme décrit ci-après .
En se référant à la figure 4, le signal artériel, initialement sous forme analogique en sortie du capteur de pression 6, a été ensuite converti en signal numérique par la carte d'acquisition 3. Il présente de - sensibles fluctuations dues au bruit et, avantageusement,' le programme d' ordinateur comporte une première routine de lissage du signal temporel représenté sur la figure 4. En se référant à la figure 5, on obtient ensuite ' un "signai
' artériel lissé, sur lequel les maxima et minima peuvent être aisément identifiés. Le programme comporte en outre des instructions pour repérer les minima PAD et maxima PAS en pression artérielle par un test imposant une condition de croissance sensiblement monotone entre un minimum et un maximum de pression, consécutifs.
Ainsi, l'identification de la pression artérielle systolique PAS et de la pression artérielle diastolique PAD est valide si, entre le plus petit des minima PAD et le plus grand des maxima PAS, sur une période systolique TS, la variation de la pression artérielle en fonction du temps t est strictement croissante. Cette propriété se traduit par l'inégalité : dP/dt > 0, où dP/dt est la pente de la droite représentée sur la figure 5 et qui passe sensiblement par le minimum PAD et le maximum PAS du signal artériel. On indique que ce paramètre dP/dt représentant la dérivée locale du signal artériel en fonction du temps, entre le minimum PAD et le maximum PAS, peut être étudié, en soi, en tant qu'indicateur physiologique associé au patient IND.
Cette propriété de croissance monotone systématique entre le minimum PAD et le maximum PAS, sur une période systolique TS, peut être vérifiée encore sur les exemples des figures 1 et 2.
On indique en outre que, de manière générale, le programme d'ordinateur au sens de l'invention comporte avantageusement des instructions pour repérer ces maxima, ces minima et les surpériodes T précitées, par évaluations statistiques imposant des valeurs d'écart-type et/ou de variance, comme on le verra maintenant en référence à la figure 6. Plus précisément, la figure 6 représente les différentes étapes mises en œuvre pour l'évaluation de la variabilité de la pression puisée notée ΔPP et la validation de cette évaluation. A l'étape 21, on ouvre tout d'abord une fenêtre temporelle [t0;tι] de durée qui peut être choisie, entre un premier instant to et un second instant ti. On récupère, à l'étape 22, les échantillons du signal de pression artérielle PA(t) en fonction du temps, sur cette fenêtre temporelle. A l'étape 23, ce signal est lissé, comme indiqué ci-avant, pour obtenir un signal du type représenté sur la figure 5.
Après ces étapes préparatoires, on met en œuvre le procédé au sens de la présente invention, commençant par les étapes suivantes : a) on détecte, à l'étape 24, un minimum PAD et un maximum PAS en pression, en chaque période systolique ; on rappelle ici que le maximum en pression PAS -succède immédiatement le minimum en pression PAD. dans le signal temporel, et que l'on doit repérer une croissance sensiblement continue entre le minimum PAD et le- maximum PAS (objet du test 25) pour - valider la'; détection au cours -de cette étape a) , -- : ."' ' ' b) on évalue, à l'étape 26, une pression puisée, représentative d'une différence PP entre le maximum PAS et le minimum PAD, pour chaque période systolique.
La figure 7 représente un signal en pression puisée, en fonction du temps, dans lequel on a repéré des maxima P MA et des minima PPmin- Cette détection peut être basée sur des comparaisons successives d'une valeur de pression puisée, à un instant donné, à un nombre choisi de valeurs de pression puisée à des instants qui suivent immédiatement l'instant donné. On indique en effet qu'une surpériode liée à un cycle respiratoire peut typiquement s'étendre entre deux et une dizaine de périodes systoliques. Ainsi, pour confirmer la détection des maxima et/ou minima en pression puisée, on détecte, au sens de la présente invention, la surpériode T liée au cycle respiratoire .
En se référant à nouveau à la figure β, on détecte, à l'étape 27, la surpériode T liée au cycle respiratoire. Cette détection peut être basée sur un test du type : « pour un instant t quelconque dans le fenêtre temporelle [to ti] , existe-t-il une surpériode T telle que la valeur instantanée de la pression puisée PP (t+T) à un instant t+T soit sensiblement égale (à un écart-type près ε) à la valeur instantanée de , .la pression puisée PP (t) à un instant précédent t ? »
Ce -test peut s'appliquer avantageusement aux' valeurs'-' maximales de la pression puisée PPMAX , comme représenté- sur la figure' 7, pour ' déterminer s'il" existe une surpériode. T telle que : 1 PPMAX (tMAX+pT) - PPMA (t^u) I < ε p étant un entier et ε, une valeur seuil choisie (par exemple un écart-type prédéterminé) .
Préférentiellement, si l'on n'a pas pu détecter à l'étape 27 une surpériode T, on élargit la fenêtre temporelle fixée à l'étape 21, à un intervalle [t0 ; t2] , à l'étape 34 (avec t2> ti) et l'on applique à nouveau les étapes 22 à 27 pour des échantillons PA(t) pris dans cet intervalle plus grand [t0 ; t2] . A l'étape 28, on détecte une surpériode T' dont la durée serait différente de la durée normale de la surpériode T. S'il n'existe pas une telle surpériode T' de durée différente (flèche n) , le signal artériel ne comporte aucun artefact dans la fenêtre [to ; ti] . Le procédé se poursuit normalement par la validation des maxima et minima de pression puisée détectés, à l'étape 31.
Au contraire, si une telle surpériode T' de durée différente a été détectée, on ne valide pas les maximum et minimum de pression puisée qu'elle contient (étape 29), et, à l'étape 30, on indique la présence d'une extrasystole dans cette surpériode T' . On a représenté sur la figure 7 la pression puisée PES calculée en un pic extrasystolique qui apparaît "dans une surpériode T' ' de durée différente d'une durée normale d'une surpériode T' (T' est supérieure à T dans .l'exemple représenté)'.. Toutefois, .on indique qu'en pratique, on ne cherche pas à' repérer de tels pics PES, mais on repère simplement des surpériodes T' dans lesquels ils sont susceptibles d'être présents.
Ainsi, les étapes 27 à 31 peuvent se résumer comme suit : c) on détecte une surpériode T de variation des pressions puisées, à l'étape 27, sur une pluralité de périodes systoliques TS (quatre dans l'exemple représenté sur la figure 7 ) , d) on détermine, parmi ces pressions puisées, un maximum PPMAX et/ou un minimum PPmin en pression puisée (étape 31) , en chaque surpériode T, la détection des surpériodes T à l'étape c) permettant de repérer, le cas échéant (test 28) , au moins des artefacts liés à une extrasystole (étape 30) et susceptibles de fausser la détermination des maxima et/ou minima en pression puisée (les maximum et minimum repérés dans la surpériode T' de durée différente étant isolés à l'étape 29, sans être pris en compte).
A l'étape 32, le procédé se poursuit par le calcul de la valeur instantanée du paramètre ΔPP, en chaque surpériode T où les valeurs PPMAX et PPmin ont été validées, ce paramètre étant représentatif de la variabilité respiratoire de la pression puisée, à partir de la relation : ΔPP ≈ ( PPMAX " P Pmin ) / [ ( P PMAX + PPmin ) / 2 ] , où :
PPM est la valeur maximum en pression puisée, sur une surpériode, ' et Pin est la valeur minimum en pression puisée, sur cette surpériode .
La division de la différence PPMAX - PPmin par la moyenne entre ces deux valeurs est avantageuse. Toutefois, on indique que, de façon générale, l'évaluation du paramètre ΔPP implique tout d'abord l'évaluation d'une différence entre un maximum et un minimum en pression puisée, sur chaque surpériode.
On exclut ainsi de la détermination du paramètre ΔPP les valeurs maximales et minimales en pression puisée des surpériodes T' dans lesquelles on a repéré des artefacts. Par conséquent, les valeurs instantanées de variabilité de pression puisée ΔPP données à l'étape 32 sont parfaitement valides .
A l'étape suivante 33, on définit une fenêtre temporelle suivante comprise entre les instants ti et t2 pour appliquer encore les étapes 22 à 32, avec les nouveaux échantillons PA(t) pris dans cette nouvelle fenêtre. De manière générale, on indique que le choix de la durée des fenêtres temporelles peut être basé sur la fréquence respiratoire de l'individu, de manière à avoir un nombre choisi de surpériodes T dans une fenêtre temporelle.
D'ailleurs, pour confirmer la détermination de la surpériode T détectée à l'étape c) précitée, on peut - appliquer avantageusement une comparaison de cette-4 - , surpériode T avec des valeurs seuils minimale et;-' maximale de cycles respiratoires, habituelles'.
En se référant à nouveau à la figure 6, à l'étape 35, on stocke en mémoire les valeurs instantanées successives du paramètre ΔPP, sur une pluralité de surpériodes T successives, de sorte qu'à l'étape 36, on évalue préférentiellement une valeur moyenne du paramètre ΔPP sur un nombre prédéterminé n de surpériodes T. On peut poursuivre, à l'étape 37, cette évaluation en effectuant une moyenne glissante dans le temps MOY(n), sur un nombre prédéterminé n de surpériodes successives, et, en particulier, sur des fenêtres temporelles successives
Figure imgf000018_0001
On se réfère maintenant à la figure 5 pour décrire un autre aspect important de l'invention. Selon cet aspect, on cherche à estimer une variabilité du volume d'éjection systolique sans mettre en œuvre un procédé invasif.
Les procédés connus, notamment décrits dans le document US-5, 526, 817, cherchent à déterminer une valeur absolue du volume d'éjection systolique. Toutefois, cette détermination nécessite l'obtention d'une valeur de référence et, en pratique, on doit introduire un cathéter supplémentaire dans le corps d'un patient, ce qui multiplie les risques d'infection nosocomiale 'notamment.
Selon cet aspect de l'invention, on s'attache' essentiellement à , étudier -la variabilité du volume- d'éjection systolique VES, uniquement en' évaluant (par exemple à l'étape a) précitée), sur au moins une période'' systolique, l'aire d'un pic systolique complet commençant par le minimum en pression PAD et passant par le maximum en pression PAS, comme le montre la figure 5.
Plus particulièrement, ce pic est délimité sensiblement par le minimum en pression PAD, d'une part, et par un point PI de changement de pente (de la pente PI à la pente P2 de la figure 5), d'autre part. Ce point de changement de pente PI est de position temporelle telle qu'il succède le maximum en pression PAS dans le signal temporel de pression artérielle. L'aire A que l'on cherche à estimer correspond donc, dans une réalisation préférée, à la surface délimitée par : le pic lui-même, - un axe horizontal Xa passant par le minimum PAD,
- et un axe vertical Ya passant par le point de changement de pente PI.
Selon une caractéristique avantageuse de cette mesure, une variation de l'aire A, d'un pic systolique à l'autre, est sensiblement proportionnelle à une variation du volume d'éjection systolique VES.
Dans une réalisation sophistiquée, on peut obtenir en outre une mesure de référence du volume d'éjection systolique, 'par exemple par échocardiographie (liaison ECC représentée en traits pointillés sur la figure 3) . On évalue alors une pluralité d'aires A, sur une pluralité de périodes- systoliques successives, et l'on utilise la', mesure dé" référence par échocardiographie ECC pour calibrer les évaluations d'aires successives.
Ce suivi des variations du volume d'éjection systolique," par l'étude de l'aire A sous la courbe systolique, est suffisamment avantageux, en soi, pour faire l'objet d'une protection séparée, le cas échéant.
On se réfère maintenant à la figure 8 pour décrire un traitement permettant d'obtenir un paramètre Δvol représentatif de la variabilité du volume d'éjection systolique. De façon particulièrement avantageuse, ce traitement peut s'appuyer sur le contexte de la présente invention, une fois que l'on a détecté des pics systoliques valides et isolé les artefacts notamment dus à des extrasystoles. Ainsi, préferentiellement après le test 28 de la figure 6, e) pour un nombre choisi de périodes systoliques successives TS, on évalue, en chaque période, l'aire A d'un pic valide (étape 40), encore sur une fenêtre temporelle de durée choisie [tk ; tk+ι] f) on repère, sur ce nombre choisi de périodes systoliques successives, une aire maximale AAX et une aire minimale Amιn (étape 41) , et g) l'on évalue une différence entre l'aire maximale et l'aire minimale, représentative d'un paramètre Δvol indicatif d'une variabilité du volume d'éjection systolique (étape 42) .
Préferentiellement, ce paramètre est donné par une relation du type :
Δvol = (AMAX - Amxn) / [ (AMAX + ^n) /2] , où : AM correspond à l'aire maximale, et Amm correspond à l'aire minimale.
Pour retenir les aires valides à partir desquelles est calculé le paramètre Δvol, on exclut préferentiellement toutes les valeurs d'aires évaluées dans des surpériodes totales T dans lesquelles on a repéré des artefacts grâce au test 28.
Préferentiellement, on stocke en mémoire (étape 43) une valeur instantanée du paramètre Δvol, sur une pluralité d'évaluations successives, pour estimer (étape 44) une valeur moyenne MOY du paramètre Δvol sur un nombre prédéterminé n d'évaluations successives. Dans une réalisation préférée, on évalue une moyenne glissante MOY(n) dans le temps, sur un nombre prédéterminé n d'évaluations successives (étape 45).
On indique que le paramètre ΔPP, représentatif d'une variabilité de la pression puisée, et le paramètre Δvol, représentatif d'une variabilité du volume d'éjection systolique, sont indicatifs d'une précharge dépendance du débit cardiaque. On rappelle, en référence aux variations dites de Frank-Starling représentées sur la figure 9, que la précharge dépendance indique la manière dont le cœur du patient gère une augmentation du volume sanguin dans le corps et que le cœur doit alors pomper. Sur l'axe des abscisses, on reporte le volume de liquide' injecté," ou'1 plus précisément la volémie dans le sang du liquide injecté. 'Sur l'axe des ordonnées, on reporte le volume' d'éjection systolique VES. Dans l'exemple représenté, le patient B supportera une moindre quantité de liquide injecté que le patient A car le volume maximal d'éjection systolique du cœur du patient B est plus vite atteint que celui du patient A. Typiquement, lorsque l'on a atteint les asymptotes respectives des courbes A et B (après les axes verticaux représentés en traits pointillés), une injection d'un volume supplémentaire devient dangereuse. Toutefois, on indique ici qu'un suivi de la variabilité du volume d'éjection systolique, représentée par le paramètre Δvol obtenu ci-avant, est largement suffisant pour éviter ce risque. On dit que le patient est « précharge dépendant » lorsque le volume d'éjection systolique varie sensiblement linéairement avec le volume de liquide injecté, avant l'asymptote. On peut donc surveiller l'occurrence de cette asymptote en contrôlant simplement le paramètre Δvol. Comme indiqué ci-avant, on peut s'appuyer sur une mesure de référence du volume d'éjection systolique obtenue par échocardiographie pour indiquer une valeur absolue du paramètre VES, bien que cette mesure ne soit pas nécessaire dans l'application visée ici.
On se réfère maintenant à la figure 10 pour décrire une exploitation intéressante des données disponibles lorsque l'on a repéré l'occurrence d'une extrasystole.'
De façon générale, ' on détecte tout d'abord une irrégularité IRR dans la durée d'un intervalle entre un premier pic systolique PSI et un second pic systolique"! PS2, cette irrégularité caractérisant une extrasystole. ->•''
On indique - en effet qu' il est fréquent que le pic extrasystolique, référencé PES sur la figure 10, ne soit pas visible dans le signal artériel (ce qui, bien entendu, n'est pas le cas représenté sur la figure 10) . Le moyen le plus fiable pour détecter alors l'occurrence d'une extrasystole est de repérer une irrégularité dans la période systolique, cette irrégularité se traduisant par une augmentation localisée de la période systolique, d'un pic systolique à l'autre.
Ici, on s'intéresse donc au cas où l' extrasystole provoque un dérèglement localisé de la période systolique TS, comme suit : on compare la durée de l'intervalle irrégulier IRR repéré à une durée référence TS entre deux pics systoliques qui précèdent l'intervalle IRR, et on sélectionne le second pic précité PS2 en tant que pic post-extrasystolique si l'intervalle irrégulier IRR est de durée supérieure à la durée référence TS .
En outre, on cherche préferentiellement à obtenir des paramètres caractérisant un repos post-extrasystolique.
On évalue alors une variabilité post-extrasystolique de la pression puisée par une relation du type :
ΔESPP ≈ (PPES-PPref) /[ (PPES+PPref) /2] , où : PPES correspond à la pression puisée mesurée sur le pic post-extrasystolique PS2, et ':
PPref correspond, à une pression puisée de référence,, mesurée avant l'occurrence du pic post-extrasystolique'' PS2.
De même, on évalue une variabilité post-extrasystolique du volume d'éjection systolique par une relation du type : ΔESvol ≈ (aireES-aireref) / [ (aireES+aireref) /2] , où : aireES correspond à l'aire sous la courbe mesurée sur le pic post-extrasystolique PS2, et aireref correspond à une aire de référence mesurée sur au moins un pic systolique qui précède le pic post- extrasystolique PS2.
La manière de calculer ces paramètres ΔESPP et ΔESvol peut s'appuyer sur la description ci-avant, en particulier en référence aux figures 7 et 5, respectivement. Préferentiellement la durée référence TS et/ou la pression puisée de référence PPref et/ou l'aire de référence aireref, sont évaluées par une moyenne sur plusieurs pics systoliques précédant le pic post-extrasystolique PS2.
En variante, tout ou partie de ces valeurs de référence peuvent être évaluées sur le seul pic PSI qui précède immédiatement le pic post-extrasystolique PS2.
On a représenté sur la figure 11 une copie d'écran typique, visible sur le moniteur ECR du dispositif au sens de la présente invention. Il donne : les variations temporelles du signal de pression artérielle PA(t), la pression artérielle systolique PAS, la pression artérielle diastolique PAD, la pression artérielle moyenne PAM, la fréquence cardiaque FC, - la fréquence respiratoire FR (on constate que FC vaut environ 3 fois FR, ce qui se retrouve exactement sur la variation du signal PA(t) où la surpériode T liée au cycle respiratoire vaut 3 fois la période systolique TS) , - le volume d'éjection systolique vol (ici obtenu en valeur absolue réelle, grâce à une mesure par échocardiographie) , le paramètre ΔPP en valeur instantanée (inst) et en valeur moyenne ( oy) , - le paramètre Δvol en valeur instantanée (inst) et en valeur moyenne (moy) ,
- les paramètres post-extrasystoliques ΔESPP et ΔESvol (ici, comme aucune extrasystole n'est détectée dans le signal PA(t), ces valeurs sont mises à zéro par défaut) , et
- une indication de la pente dP/dt décrite ci-avant en référence à la figure 5.

Claims

Revendications
1. Procédé pour évaluer des paramètres hémodynamiques dérivés d'un signal temporel de pression artérielle d'un individu, le signal comportant une pluralité de périodes systoliques, dans lequel : a) on détecte un minimum et un maximum en pression, en chaque période systolique, b) on évalue une pression puisée, représentative d'une différence entre lesdits maximum et minimum, pour chaque période systolique, caractérisé en ce qu'il comporte en outre les étapes suivantes : c) on détecte sensiblement une surpériode de variation desdites pressions puisées, sur une pluralité de - périodes systoliques, ladite surpériode étant ' sensiblement représentative d'un cycle respiratoire de l'individu, ' d) on détermine, parmi lesdites pressions puisées, un maximum et/ou un minimum en pression puisée, en chaque surpériode, la détection desdites surpériodes à l'étape c) permettant de repérer, le cas échéant, au moins des artefacts liés à une extrasystole et susceptibles de fausser la détermination des maxima et/ou minima en pression puisée.
2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit maximum en pression succède immédiatement ledit minimum en pression dans le signal temporel, et en ce que l'on repère une croissance sensiblement continue entre le minimum et le maximum pour la détection de l'étape a) .
3. Procédé selon l'une des revendications 1 et 2, caractérisé en ce qu'il se poursuit par l'évaluation d'une différence entre un maximum et un minimum en pression puisée, sur chaque surpériode, représentative d'un paramètre ΔPP correspondant à une variabilité respiratoire de la pression puisée.
4. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que ledit paramètre est évalué à partir de la relation :
ΔPP = (PPmax - PPmin) /[ (PPmax + PPmin) /2], où :
ΔPP est la valeur instantanée dudit paramètre, sur une surpériode, PPmax est' la valeur maximum en pression puisée, sur ladite7^ surpériode, et' L'y
PPmin est là valeur minimum en pression puisée, sur ladite - surpériode.
5. Procédé selon l'une des revendications 3 et 4, caractérisé en ce que l'on stocke en mémoire une valeur instantanée du paramètre ΔPP, sur une pluralité de surpériodes .
6. Procédé selon la revendication 5, caractérisé en ce que l'on évalue une valeur moyenne du paramètre ΔPP sur un nombre prédéterminé (n) de surpériodes.
7. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que l'on évalue une moyenne glissante dans le temps, sur un nombre prédéterminé (n) de surpériodes successives.
8. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que, pour confirmer la détermination de la surpériode détectée à l'étape c) , on applique une comparaison de ladite surpériode avec des valeurs seuils minimale et maximale prédéterminées.
9. Procédé selon l'une des revendications 3 à 8, caractérisé en ce que l'on exclut de la détermination du paramètre correspondant à la variabilité respiratoire de la pression puisée, les valeurs maximales et minimales en pression puisée des surpériodes dans lesquelles on a repéré des artefacts.
10. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'à l'étape a), on évalue, sur au moins une période systolique, l'aire d'un pic complet commençant par ledit minimum en pression et passant par ledit maximum en pression.
11. Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que ledit pic est délimité sensiblement par le minimum en pression, d'une part, et par un point de changement de pente, d'autre part, de position temporelle succédant le maximum dans ledit signal temporel, et en ce que ladite aire correspond à la surface délimitée par : - le pic, un axe horizontal passant par le minimum, et un axe vertical passant par le point de changement de pente.
12. Procédé selon l'une des revendications 10 et 11, caractérisé en ce qu'une variation de ladite aire est sensiblement proportionnelle à une variation de volume d'éjection systolique.
13. Procédé selon la revendication 12, caractérisé en ce que : on obtient en outre une mesure de référence dudit volume d'éjection systolique, préferentiellement par échocardiographie, on évalue une pluralité d'aires, sur une pluralité de périodes systoliques, et ' '" on calibre la pluralité d'évaluations d'aires à partir de ladite mesure de référence.
14. Procédé selon l'une des revendications 10 à 13, caractérisé en ce qu'il comporte, après l'étape a), les étapes suivantes : e) pour un nombre choisi de périodes systoliques successives, évaluer, en chaque période, l'aire d'un pic, f) repérer, sur ledit nombre choisi de périodes systoliques successives, une aire maximale et une aire minimale, et g) évaluer une différence entre l'aire maximale et l'aire minimale, représentative d'un second paramètre Δvol indicatif d'une variabilité d'un volume d'éjection systolique .
15. Procédé selon la revendication 14, caractérisé en ce que le second paramètre est donné par une relation du type : Δvol = (airemax - airemin) / [ ( airemax + airemin) /2] , où : airemax correspond à ladite aire maximale, et airemin correspond à ladite aire minimale.
16. Procédé selon l'une des revendications 14 et 15, prises en combinaison avec la revendication 3, caractérisé en ce que le premier paramètre ΔPP et le second paramètre Δvol sont indicatifs d'une précharge dépendance du débit cardiaque .
17. Procédé selon l'une des revendications 14 à 16, caractérisé en ce que l'on stocke en mémoire une valeur instantanée du second paramètre Δvol, sur une pluralité d'évaluations successives.
18. Procédé selon la revendication 17, caractérisé en ce que l'on évalue une valeur moyenne du paramètre Δvol sur un nombre prédéterminé (n) d'évaluations successives.
19. Procédé selon la revendication 18, caractérisé en ce que l'on évalue une moyenne glissante dans le temps, sur un nombre prédéterminé (n) d'évaluations successives.
20. Procédé selon l'une des revendications 14 à 19, caractérisé en ce que l'on exclut de la détermination du second paramètre Δvol, les valeurs obtenues à partir d'aires évaluées dans des surpériodes dans lesquelles on a repéré des artefacts.
21. Procédé selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que : on détecte une irrégularité dans la durée d'un intervalle entre un premier pic systolique et un second pic systolique, caractérisant une extrasystole.
22. Procédé selon la revendication 21, caractérisé en ce que : on compare la durée dudit intervalle à une durée référence entre deux pics qui précèdent ledit intervalle, et - on sélectionne ledit second pic en tant que pic post- extrasystolique si ledit intervalle est de durée supérieure à la durée référence.
23. Procédé selon la revendication 22, caractérisé en ce que l'on évalue une variabilité post-extrasystolique de la pression puisée par une relation du type :
ΔESPP = (PPES-PPref)/[ (PPES+PPref) /2] , où : PPES correspond à la pression puisée mesurée sur le pic post-extrasystolique, et PPref correspond à une pression puisée de référence, mesurée avant l'occurrence du pic post-extrasystolique.
24. Procédé selon l'une des revendications 22 et 23, prises en combinaison avec la revendication 10, caractérisé en ce que l'on évalue une variabilité post- extrasystolique du volume d'éjection systolique par une relation du type :
ΔESvol = (aireES-aireref) / [ (aireES+aireref) /2] , où : aireES correspond à l'aire sous la courbe mesurée sur le pic post-extrasystolique, et aireref correspond à une aire de référence mesurée sur au moins un pic systolique qui précède le pic post- extrasystolique .
25. Procédé selon les revendications 22, 23 et 24, caractérisé en ce que l'un au moins des paramètres parmi la durée référence, . la pression puisée' de référence 'et l'aire de référence, est évalué par une moyenne sur plusieurs pics systoliques précédant le pic post- extrasystolique.
26. Procédé selon les revendications 22, 23 et 2'4, caractérisé en ce que l'un au moins des paramètres parmi la durée référence, la pression puisée de référence et l'aire de référence, est évalué sur le pic qui précède immédiatement le pic post-extrasystolique.
27. Produit programme d'ordinateur, destiné à être stocké dans une mémoire d'une unité de traitement, ou sur un support mémoire amovible, destiné à coopérer avec un lecteur de ladite unité de traitement, caractérisé en ce qu' il comporte des instructions pour la mise en œuvre de tout ou partie des étapes du procédé selon l'une des revendications précédentes.
28. Produit programme d'ordinateur selon la revendication 27, caractérisé en ce qu'il comporte des instructions pour repérer lesdits maxima, lesdits minima et lesdites surpériodes, par évaluations statistiques imposant des valeurs d'écart-type et/ou de variance.
29. Produit programme d'ordinateur selon l'une des revendications 27 et 28, caractérisé en ce qu'il comporte une routine de lissage du signal temporel, et des instructions pour repérer les minima et maxima en pression à l'étape a), par un test imposant une condition de croissance sensiblement monotone entre un minimum . et un maximum de pression, consécutifs.
30. Dispositif de calcul de paramètres hémodynamiques dérivés d'une mesure de pression artérielle,' caractérisé en ce qu'il comporte : •- une connexion pour obtenir des échantillons temporels d'un signal de pression artérielle, - une unité de traitement desdits échantillons, comportant une mémoire propre à stocker des instructions du produit programme d'ordinateur selon l'une des revendications 27 à 29, et une unité d'affichage desdits paramètres hémodynamiques .
31. Dispositif selon la revendication 30, caractérisé en ce qu' il comporte en outre : un cathéter reliée à un capteur de pression, agencé pour délivrer un signal au fil du temps, et - un convertisseur analogique/numérique, connecté, d'une part, au capteur pour échantillonner ledit signal en fonction du temps, et, d'autre part, à ladite connexion pour obtenir les échantillons temporels du signal de pression artérielle.
32. Dispositif selon la revendication 31, caractérisé en ce qu'il comporte un carte d'acquisition comprenant : une entrée reliée au capteur de pression, - ledit convertisseur analogique/numérique, et une sortie comportant ladite connexion pour obtenir les échantillons -temporels du signal de pression artérielle.
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