Brevet FR2028935A1 — publié le 19701016

- i - La présente invention concerne les amplificateurs et plus particulièrement le fonctionnement amélioré d'amplificateurs sensibles à l'amplitude d'un signal, tels que ceux utilisés dans l'équipement de surveillance électrocardiographique. 5 Un grand nombre de types différents d'équipement de surveillance électrocardiographique sont connus. En général, des électrodes,sont placées d'une manière appropriée sur le malade, les signaux électrocardiographiques détectés sont amplifiés dans un amplificateur à étages multiples et les signaux amplifiés com-10 mandent l'équipement de surveillance conformément aux signaux électrocardiographiques. Un équipement typique, qui est celui avec référence auquel la présente invention est décrite, est de type fournissant un tracé du signal électrocardiographique surun papier ' enrégistreur qui se déplace continuellement. 15 Dans le cas idéal le tracé consiste en une série de signaux électrocardiographiques surimposés sur une ligne de base lelong du centre du papier. Le signal total surveillé est la somme du signal électrocardiographique lui-même et du bruit qui peut être présent. Le signal total est en général un signal électro-20 cardiographique surimposé sur une tension continue qui change continuellement. Souvent la présence du bruit (y compris les changements de la composante continue du signal) ne nuit pas sérieusement à l'utilité du tracé. Le cardiologue est toujours dans une 25 position permettant d'examiner chaque onde électrocardiographique individuelle. Cependant, dans beaucoup de cas le bruit est si grand que la plume ou tout autre mécanisme d'enregistrement est déflecté au-delà des limites du papier. Alternativement, le système d'enregistrement peut être force dans les limites supérieures 30 et inférieures du papier, mais dans un tel cas le tracé dégénère simplement dans des segments de lignes droites aux deux bords du papier. Dans les deux cas, une information utile n'est pas en-régistrée. D'une manière similaire, bien que moins commune, du 35 bruit de grande amplitude et de haute fréquence peut aussi donner lieu à une perte presque totale de l'information utile. L'objet de la présente invention est de fournir un circuit amplificateur particulièrement adapté pour être utilisé 70 00821 2028935 - 2 - dans un équipement de surveillance électrocardiographique, les caractéristiques de cet amplificateur étant automatiquement ajustées en accord avec le signal d'entrée, tel que pour un bruit de grande amplitude la forme d'onde du signal de sortie est mainte-5 nue à l'intérieur de limites tolérables. Ceci est accompli, en présence de bruit de grande amplitude, au dépens d'une reproduction imparfaite du signal d'entrée, mais un signal de sortie imparfait est encore mieux que pas de signal de sortie du tout. Ceci est particulièrement vrai 10 dans les systèmes électrocardiographiques. En pratique, on a trouvé que même en présence de bruit le signal de sortie est suffisamment exact, de sorte à permettre au cardiologue d'extraire beaucoup d'informations qui autrement seraient obtenues d'une reproduction exacte du signal électrocardiographique. Ceci est plus 15 particulièrement vrai dans le cas le plus général de bruit à basse fréquence. Bref, en accord avec les principes de la présente invention et dans le mode d'exécution électrocardiographique, le signal électrocardiographique est appliqué à l'entrée d'un ampli-20 ficateur ayant une constante de temps donnée. La constante de temps résulte de l'application du signal électrocardiographique à l'amplificateur au moyen d'un condensateur. Le condensateur et l'impédance d'entrée de l'amplificateur ont des valeurs telles que la caractéristique d'amplification de l'amplificateur est 25 constante pour toutes les fréquences intéressantes du signal électrocardiographique . Le signal de sortie est comparé à des valeurs supérieures et inférieures données correspondant aux deux lignes sur le papier d'enregistrement tracées près du bord de celui-ci. Si 30 le signal de sortie dépasse une de ces limites (dans une direction quelconque), comme suite à du bruit à basse fréquence une résistance additionnelle de petite valeur est placée en parallèle avec l'impédance d'entrée de l'amplificateur. Cette résistance additionnelle résulte dans une réduction de la constante de temps 35 d'entrée de l'amplificateur. La réduction de la constante de temps a un grand effet sur des signaux de basse fréquence, tel que le bruit de fond. Ainsi la composante du bruit du signal total est largement atténuée par rapport à la composante électro- 70 00821 2028935 - 3 - cardiographique du signal total et le tracé de sortie est maintenu à l'intérieur des limites du papier d'enregistrement. La constante de temps d'entrée réduite affecte chaque onde électrocardiographique. L'analyse des fréquences d'une 5 onde électrocardiographique typique révèle qu'elle comprend beaucoup de composantes de différentes fréquences. Les fréquences basses sont atténuées par la constante de temps d'entrée réduite de la même manière que le bruit de fond de basse fréquence. Cependant, la constante de temps réduite rfaffecte que peu les compo-10 santés de haute fréquence du signal électrocardiographique. Heureusement, le signal électrocardiographique est caractérisé prinai-rement par des bandes de fréquence étroites. Ceci est spécialement vrai pour le complexe QRS de chaque onde électrocardiographique, lequel complexe est primairement considéré ici. ânsi, tandis 15 que le tracé résultant entre chaque ligne de seuil et le bord correspondant du papier est légèrement dégradé, il fournit quand même la plupart de l'information utile requise par le cardiologue. Entre les deux lignes de seuil (correspondant aux deux niveaux de signal qui font que la constante de temps d'entrée est réduite), 20 le signal électrocardiographique est enregistré d'une manière correcte, tant que pour un signal de sortie entre les deux niveaux de seuil, la grande constante de temps d'entrée est remise en circuit. D'une façon similaire, si les composantes de haute 25 fréquence dans le signal de sortie total dépassent un seuil donné, un condensateur est mis en parallèle à l'entrée de l'amplificateur Le condensateur atténue les composantes de haute fréquence du signal total. Tandis que la distortion des ondes électrocardiographiques est plus grande que dans le cas de bruit de fond à fré-30 quence basse, un tracé quelconque est toujours meilleur que pas de tracé du tout. Une caractéristique de l'invention est de fournir dans un amplificateur un circuit pour déterminer quand le signal de sortie dépasse un niveau de seuil déterminé,dans une direction 35 quelconque, par suite d'un bruit de fond, et de changer, en réponse à un tel signal, la caractéristique d'amplification de l'amplificateur conformément aux fréquences du bruit de fond, jusqu'à ce que le signal de sortie rentre dans les limites dési 70 00821 2028935 - 4 - rées. D'autres buts, caractéristiques et avantages de la présente invention apparaîtront de la considération de la description détaillée qui va suivre et en faisant référence aux dessins dans 5 lesquels : la figure 1A montre un signal électrocardiographique typique (30), ensemble avec la forme du signal (40), après que le signal a traversé un filtre à petite constante de temps. I la figure 1B montre le symbole utilisé dans les figures 10 restantes pour illustrer les signaux de la figure 1A,le symbole de la figure 1B étant utilisé dans les autres figures avec les numéros de référence 30, 40 respectifs pour identifier un signal particulier des deux signaux de la figure 1A qu'il doit représenter; 15 La figure 2 montre un électrocardiogramme typique pro duit en présence d'un faible bruit à basse fréquence? les figures 3 et 4 montrent des tracés similaires dépendant du type d'équipement de surveillance utilisé, dans le cas d'un bruit de fond fort et à fréquence élevée; 20 la figure 5 montre un tracé typique produit par un sig nal d'entrée identique à celui des figures 3 et 4, mais traité par un amplificateur construit conformément aux principes de la présente invention; la figure 6 montre un tracé typique qui a été produit 25 par des circuits connus dans l'art en réponse à un changement soudain du niveau courant continu sur lequel les signaux électrocardiographiques sont surimposés; la figure 7 montre le tracé.produit dans les mêmes conditions d'entrée que dans la figure 5, mais en utilisant un arapli-30 ficateur construit conformément aux principes de la présente invention; la figure 8 montre une caractéristique d'amplifcation typique de l'amplificateur construit en accord avec les principes de la présente invention pour réduire les effets nuisibles du bruit 35 de fond à basse fréquence; la figure 9 montre d'une manière schématique un mode de réalisation illustratif de la présente invention réduisant les effets nuisibles du bruit de fond à basse fréquence; 70 00821 2028935 - 5 - la figure 10 montre le comparateur et l'interrupteur de la figure 9; la figure 11 montre d'une manière schématique un mode de réalisation illustratif de la présente invention qui réduit les 5 effets nuisibles du bruit de fond à haute fréqence; la figure 12 montre d'une manière schématique un mode de réalisation illustratif de la présente invention qui réduit les effets nuisibles du bruit de fond à haute et basse fréquence; et la figure 13 montre une caractéristique d'amplifica-10 tion typique d'un amplificateur cbnstruit en accord avec les principes de la présente invention pour réduire les effets nuisibles du bruit de fond à haute fréquence. Dans la figure 1A le trait continu 30 représente ion signal électrocardiographique typique avec les pointes P, Q, R, S et 15 T, identifiées en accord avec la pratique médicale générale. En admettant qu'une série de signaux identiques du type montré arrivent périodiquement, il est possible de dériver le spectre de fréquence du signal. Il comprend des fréquences basses et hautes, le complexe QRS contribuant le plus aux fréquences hautes et les 20 ondes P et T contribuant le plus aux fréquences basses si le signal est passé par un filtre haut-passe, qui a pour effet d'atténuer les fréquences basses, le signal original est changé tel que montré par la ligne pointillëe 40* Les parties individuelles du signal peuvent toujours être reconnues. Le signal changé fournit 25 toujours un nombre considérable d'informations utiles au cardiologue . La figure 1B représente simplement un symbole utilisé pour représenter l'ion des signaux 30 et 40 de la figure 1A. C'est le symbole de la figure lB qui est utilisé dans les autres figures 30 les numéros de référence 30 ou 40 étant utilisés pour identifier 1ùn ou l'autre des signaux de la figure 1A, qui sont illustrés dans chaque cas par le symbole commun de la figure 1B. La figure 2 montre un électrocardiogramme typique dérivé en présence d'un bruit de fond d'un niveau faible et de fréquence 35 basse. La ligne de base 13 sur le papier 12 suit le bruit. Surimposé sur ce bruit se trouvent les signaux électrocardiographiques. Chacun de ces signaux (30) est une reproduction exacte du signal réel du malade. Le fait que la ligne de base varie n'a pas d ' impose1- 70 00821 2028935 - 6 - tance, la plupart des informations pertinentes sont contenues dans chaque complexe PQRST. (Il faut noter que le tracé de la figure 2 ne montre aucun défeil du complexe PQRST. Tel qu'on vient de le dire plus haut, chacune des dents 30 dans la figure 2 représente réellement la forme d'onde détaillée 30 de la figure 1A. Les formes d'ondes détaillées ne sont pas montrées dans la figure 2, ou dans toutes autres des figures, primairement parce qu'il est désiré d'illustrer les fréquences relatives des signaux électrocardiographiques et du bruit de fond. Ceci peut ê-tre seulement réalisé en montrant les ondes électrocardiographiques très rapprochées l'une de l'autre, et dans ce cas les détails de chaque forme d'onde ne peuvent pas être incorporés dans le dessin). La figure 3 est similaire à la figure 2, mais elle montre le tracé produit sur un électrocardiogramme typique produit par un appareil de l'art connu, lorsqu'un bruit de fond à basse fréquence et de forte amplitude est présent. Il est admis qu'il n'y avait d'abord pas de bruit de fond et les formes d'onde électrocardiographiques, à gauche du dessin, sont surimposées sur une ligne de base au centre du papier 12. Dès que le bruit de fond interfère avec le signal électrocardiographique, les dents suivent la fréquence basse du bruit de fond, c'est-à-dire les dents sont surimposées sur la ligne de bass14. Si le niveau du bruit de fond est assez élevé, la plume qui trace 1'électrocardiogramme peut être déviée au-delà de l'un ou des deux bords du papier. Pendant ce temps la plume ne se trouve plus sur le papier et rien n'est enregistré. Dans quelques systèmes connus le chemin de la plume est limité à une bande à l'intérieur des bords du papier. Dans la figure 4 les dents 30 sont surimposées sur une ligne de base 15 d'une manière très semblable à la figure 3. Mais là, puisque la plume ne peut pas dépasser les limites représentées, par les 70 00821 2028935 - 7 - tension totale, même pendant chaque dent négative, est toujours plus grande que la tension maximum d'une polarité qui peut être enrégistrée. D'une façon similaire, les dents positives en bas du tracé donnent toujours une tension totale qui dépasse la ten-5 sion maximum de l'autre polarité qui peut être enrégistrée. La figure 5 montre le type de tracé réalisé en utilisant un amplificateur construit selon les principes de la présente invention. L'amplificateur comprend deux détecteurs de seuil pour déterminer quand le signal de sortie dépasse des limites données 10 70 00821 2028935 - 8 - Les formes d'ondes qui sont enregistrées entre les lignes 21 et 22» représentent ainsi correctement les ondes électrocardiographiques. Durant le second demi-cycle du signal bruit de fond, le signal de sortie dépasse le niveau de seuil correspondant à la 5 ligne 22. En ce moment, la constante de temps d'entrée plus petite est remise en circuit pour atténuer le signal bruit de fond. Les ondes électrocardiographiques qui sont enregistrées entre la ligne 22 et le bord inférieur du papier étant du type désignéfar le numéro de référence 40 dans la figure 1A. Du moment que la tension 10 de sortie totale devient plus petite que le niveau de seuil correspondant à la ligne 22, la constante de temps plus élevée est remise en circuit et las ondes électrocardiographiques qui sont enregistrées correspondent à la forme d'onde 30 de la figure 1A. Le tracé continu de cette façon et toutes les ondes 15 électrocardiographiqes entre les 1 ignés 21 et 22 sont enregistrées sans atténuation de leurs composantes de. fréquences basse?, tandis que toutes les ondes électrocardiographiques enregistrées à l'extérieur des limites 2L, et 22, sont enregistrées avec une perte d'informations de fréquence basse. Néansmoins la présence des 20 ondes 40 sur le tracé est beaucoup mieux que pas de tracé du tout. Elles contiennent toujours un nombre considérable d'informations qui peuvent être utilisées avantageusement par le cardiologue. La figure 6 montre un tracé typique de la technique connue qui estproduit, quand la composante courant continu du signal 25 électrocardiographique augmente soudainement dû au mouvement du malade ou à toute autre cause. Initiallement les dents sont surimposées sur la ligne de base au centre du papier. Avec l'accroissement soudain du niveau de tension de repos, la tension de sortie augmente jusqu'à un point beaucoup au-dessus de celui qui corres-30pond au maximum possible du tracé au bord du papier 12. Le signal accru est montré par la ligne 25. La ligne est pointillêe à l'ex-^ térieur de la bande de papier, parce qu'il n'y a pas de tracé réel' correspondant au liveau qui dépasse celui déviant la plume jusqu'au bord du papier. Admettons que le changement du signal d'entrée est 35une fonction à échelon, la tension de sortie décroît exponentiel-lement en accord avec la constante d'entrée. Ce décroissement est montré par la ligne 26, qui tout comme la ligne 25 est représentée en pointillé à l'extérieur des limites du papier. Aussitôt que la 70 00821 2028935 - 9 - tension de sortie décroissante tombe à l'intérieur du niveau de tension maximum correspondant au bord du papier, le signal électrocardiographique est de nouveau enregistré. Les ondes électrocardiographiques sont maintenant surimposées sur la ligne de base 5 28 décrassant exponentiellement. Après que le condensateur d'entrée s'est diargé complètement à une tension égale à l'échelon d'entrée, le nouveau niveau courant continu n'a plus d'effet sur le fonctionnement du circuit. De nouveau le signal électrocardio-grahique est surimposé sur une ligne de base au centre du papier . 10 Le problème résultant de ces systèmes connus est qu'a vec une grande constante d'entrée, il se passe un temps considérable avant que la tension de sortie ne se retrouve à l'intérieur des limites utilisables. Non plus est-il possible d'éliminer le condensateur d'entrée. Quelque part dans l'amplificateur un con-15 densateur doit être prévu pour réaliser le couplage courant alternatif du signal à l'étage suivante. Sans condensateur pour le couplage courant alternatif, il serait dans la plupart des cas impossible d'obtenir un tracé au premier essai. Le niveau tension continu aux électrodes change continuellement et d'un degré qui 20 est significatif . par rapport aux oscillations totales du signal électrocardiographique. Pour éliminer les changements permanents de la tension de sortie sans condensateur en accord avec le niveau tension continu à l'entrée, la tension de sortie dépasserait très souvent les limites maximum utilisables. Quelque part dans le 25 circuit un condensateur devrait être prévu pour éliminer ce genre de fonctionnement. Le condensateur est nécessairement connecté à un autre élément qui a une impédance d'entrée effective donnée. Cette impédance effective ensemble avec le condensateur, constitue un élément à constante de temps lequel élément est considéré 30 dans la présente invention. La figure 7 montre 1'effet de la commutation de la constante de temps en accord avec les principes de la présente invention avec l'apparition d'un changement du niveau tension continu à l'entrée. De nouveau, le niveau tension continu accru 35 fait que la tension de sortie dépasse le maximum utilisable, tel que montré par la ligne 28. Mais dès que la tension de sortie dépasse le niveau de seuil correspondant à la ligne 21, la constante de temps d'entrée est diminuée. Le condensateur se charge 70 00821 2028935 - 10 - maintenant plus vite dû à la constante de temps réduite. La courbe 29 montre un décroissement exponentiel sur lequel les ondes élec-trocairiLographiques sont surimposées. Le décroissement est beaucoup plus rapide que dans la figure 6. Dès que la tension de sortie est 5 plus petite que la valeur maximum correspondant au bord supérieur du papier, le signal électrocardiographique peut de nouveau être enregistré. Puisque la constante de temps est toujours réduite, les ondes électrocardiographiques sont légèrement déformées, et deux de ces dents 40 sont montrées dans la figure 7 entre le bord supé-10 rieur du papier et la ligne 21. Dès que la tension de sortie est inférieure à la valeur de seuil correspondant à la ligne 21, la constante de temps de valeur plus élevée est remise en circuit. Le décroissement exponentiel devient alors plus faible. Les ondes électrocardiographiques qui sont enregistrées, sont identifiées 15 par le numéro de référence 30, puisqu'elles ne sont pas déformées. Il est évident d'un examen des figures 6 et 7 que l'utilité de la présente invention diminue très fortement la période de temps durant laquelle les ondes électrocardiographiques ne sont pas en-• registrées à la suite d'un changement soudain du niveau de tension 20 continu à l'entrée. La figure 8 montre simplement la caractéristique amplification/fréquence d'un amplificateur possédant une constante de temps d'entrée ajustable. Admettons que l'amplificateur a une amplification constante pour toutes les fréquences au-dessus de 25 quelques cycles par seconde et une amplification décroissante pour des fréquences élevées autour de 50 cycles par seconde, il est apparent que l'amplification totale de l'étage est déterminée par la manière selon laquelle le filtre passe-haut à l'entrée affecte l'amplification de chaque fréquence du signal. La carac-30 téristique d'amplification totale, montrée dans la courbe 31, est celle qui résulte du fonctionnement normal, quand la constante d'entrée est grande. Le point supérieur 3dB est à 50 cycles par seconde et le point inférieur 3dB à 0,05 cycles par seconde. Le premier est assez élevé pour qu'aucune des fréquences intéressan-35 tes du signal électrocardiographique ne soit atténuée. Le second point 3dB est à une fréquence assez basse, de sorte qu'aucune des fréquences basses d'intérêt du signal électrocardiographique ne soit atténuée. 70 00821 2028935 - 11 - La courbe 32 montre l'effet sur la caractéristique d'amplification totale de l'amplificateur, quand la constante d'entrée est réduite comme suite à la détection d'un bruit de fond de basse fréquence et de niveau élevé» Dans ce cas, .tandis 5 que le point 3dB à 50 cycles par seconde reste inchangé, le point 3dB à basse fréquence se trouve à 1 cycle pas seconde. Des signaux avec une fréquence inférieure à un cycle par seconde, tel qu'un bruit de fond typique, sont atténués suffisamment, de sorte que la tension de sortie ne dépassé plus le niveau maximum 10 utilisable. Tandis que les composantes de basse fréquence du signal électrocardiographique sont aussi atténuées, parce que les composantes de haute fréquence ne sont nullement affectées, le tracé résultant contient toujours un nombre considérable d'informations utiles. 15 La figure 9 montre d'une manière schématique un pre mier mode de réalisation illustratif de la présente invention. Le signal d'entrée est appliqué entre la borne 33 et la masse. L'amplificateur courant continu 34 a une caractéristique d'amplification qui est constante jusqu'à la fréquence O et un point 3db 20 aux hautes fréquences situé au-delà de 50 cycles par seconde. Le signal amplifié est transmis par le condensateur 35 à la résistance 36. Si l'interrupteur 41 est ouvert (dans le cas où une constante de temps ajustable n'est pas désirée), ou si l'interrupteur est fermé, mais que la tension de sortie à la borne 39 ne 25 dépasse pas les deux lignes de seuil, le comparateur et l'interrupteur 42 maintiennent un circuit ouvert entre le conducteur 46 et le conducteur 45. Par conséquent, la résistance 43 ne charge pas l'entrée de l'amplificateur pour tension continue 38, et l'amplificateur pour tension continue 34 est simplement connecté 30 au condensateur 35 et le potentiomètre 38. L'ajustage de la borne centrale 37 du potentiomètre 38 commande le niveau d'entrée pour l'amplificateur pour tension continue. Cet amplificateur, ainsi que l'amplificateur d'entrée 34, a une caractéristique d'amplification constante de la fréquence 0 jusqu'à des fréquences plus 35 élevées et à un point 3 db aux hautes fréquences situé au-dessus de 50 cycles par seconde. Si la résisfcance43 n'est pas mise en circuit, la constante de temps d'entrée de l'amplificateur 38 est déterminée 70 00821 2028935 - 12 - seulement par le condensateur 35 et la résistance 36 (en parallèle avec l'impédance d!entrée de l'amplificateur). Comme pour tous réseaux RC de ce type, des signaux de basse fréquence sont atténués par rapport aux signaux de haute fréquence, parce que pour 5 les signaux de basse fréquence l'impédance du condensateur est plus grande. Le condensateur 35 et la résistance 36 ont des valeurs telles que l'amplification totale du circuit de la borne 33 à la borne 39 a la caractéristique représentée par la courbe 31 de la figure 8. 10 Le comparateur et l'interrupteur 42 fonctionnent pour fermer le circuit entre les conducteurs 45 et 46 (tout en admettant que l'interrupteur est fermé), si la tension de sortie à la borne 39 dépasse la ligne maximum dans une direction ou une autre. Le fonctionnement du comparateur et de.1'interrupteur 42 est très 15 rapide. Dès que la tension de sortie dépasse la limite d'une façon ou d'une autre, la résistance43 est mise en circuit. Dès que la tension de sortie revient à l'intérieur des limites définies par les deux limites extérieures sur la bande du papier, la résistance 43 est enlevée du circuit. Si la résistance est da&s le 20 circuit, la constante de temps est réduite, parce que la résistance effective de la résistance 43 en parallèle avec le potentiomètre 38 est plus petite que la résistance du potentiomètre 38 seule. La résistance 43 a une valeur .telle que, si elle est incorporée dans le circuit, la caractéristique d'amplification du 25 circuit entier de la borne 33 à la borne 39 est celle montrée par la courbe 32 dans la figure 12. La sélection des valeurs paramétriques pour le condensateur 35,1a résistance 43 et le potentiomètre est évidente, pour ceux versés dans l'art. En effet, si une entréeajustable pour l'amplificateur 38 n'est pas requise dans 30 une application particulière, il n'est pas nécessaire d'utiliser un potentiomètre. En effet, il se peut qu'il n'y a pas de raison pour insérer une impédance entre le condensateur 35 et l'entrée -de l'amplificateur 38, parce que tout amplificateur pour tension continu a une impédance d'entrée effective. Si cette impédance 35 d'entrée est telle qu'il se trouve un condensateur 38 donnant la caractéristique d'amplification représenté par la courbe 31, dans la figure 8, il n'est pas nécessaire de prévoir dans le circuit vin élément séparé 36. bad qfmgjnai 70 00821 2028935 - 13 - La figure 10 représente en détail un circuit parti-culierqui peut être utilisé comme comparateur et interrupteur 42 de la figure 9. Si l'interrupteur 41 est ouvert, ou si le signal de sortie sur le conducteur 44 est à l'intérieur des limites ma-5 ximums, les deux transistors 52 et 53 sont bloqués. Le collecteur du transistor 52 qui est directement couplé à l'interrupteur à effet de champ 58, polarise l'interrupteur afin qu'il soit bloqué Similairement le collecteur du transistor 53 quxse trouve au potentiel positif de la source 56 et qui est connecté à l'interrup-10 teur à effet de champ 59 de type opposé, maintient cet interrupteur dans l'état bloqué. Le conducteur 45 n'est pas relié au conducteur 46 et la résistance 43, dans la figure 9, est effectivement hors du circuit. Aussi longtemps que la tension de sortie est à l'in-15 térieur des valeurs maximums utilisables, la tension à la jonction des résistances 50, 51 est entre les limites +o,5 volts et -O,5 volts. La tension n'est jamais suffisamment positive pour débloquer le transistor npn 53 ni suffisamment négative pour débloquer le transistor pnp 52. Si là tension de sortie dépasse cepen-20 dant ce niveau correspondant à la.ligne 21 sur les figures 5 et 1t la jonction base-émetteur du transistor 53 est débloquée. Le transistor conduit et un courant passe de la source positive 55 par la résistance 54 et le transistor à la masse. Le potentiel du collecteur du transistor tombe et déclenche 11 interrupteur à effet 25 de champ 59. Le conducteur 45 et le conducteur 42 sont court-cir-cuités par cet interrupteur et la résistance 43 est insérée dans le circuit. Dès que la tension de sortie décroit au-dessous du niveau correspondant à la ligne 21 sur le tracé, la tension à la jonction des résistance 50, 51 tombe au-dessous de +C,5 vdts, le 30 transistor 53 est bloqué et l'interrupteur à effet de champ 59 cesse de passer un courant pour enlever la résistas ce 43 du circuit. Similairement, si la tension de sortie devient suffisamment négative, c'est-à-dire, plus pégative que le niveau cor-35 respondant à la ligne 22 sur le tracé, la tension à la jonction des résistances 50, 51 devient plus négative que -0,5 volts. Le transistor 52 est débloqué et un courant passe de la masse par le transistor et la résistance 56 vers la source de tension négative 70 00821 2028935 - 14 - 57. Le potentiel du collecteur du transistor 52 devient moins négatif et l'interrupteur à effet de champ 58 est enclenché. Le conducteur 45 est relié par l'interrupteur 58 au conducteur 46 pour introduire la résistance 43 dans le circuit. Dès que la tension 5 de sortie revient à l'intérieur des limites maximums, le transistor 52 et l'interrupteur â effet de champ 58 sont bloqués et la résistance 43 est enlevée du circuit. La figure 11 montre un mode d'exécution de 1'invention qui atténue les composantes de haute fréquence du signal en 10 présence d'un bruit de fond de haute fréquence et de niveau élevé. Les éléments 53, 34, 35, 36, 37, 38 et 39 sont les mêmes que les éléments portant les mêmes numéros de référence dans le circuit de la figure 9. Tandis que l'entrée de l'amplificateur 38, dans la figure 9, peut être connectée à une résistance additionnelle 43, 15 l'entrée de ^amplificateur de la figure 11 peut être connectée à un condensateur additionnel 71. Ordinairement le condensateur n'est pas mis à la masse par le comparateur et l'interrupteur 62 et est effectivement hors du circuit. Cependant, si l'interrupteur 73 est fermé et que le contenu de haute fréquence dans le 20 signal de sortie total dépasse un niveau de seuil déterminé, le condensateur est connecté à la masse par le comparateur et l'interrupteur 72. La résistance 70 et le condensateur 71 forment un filtre passe-bas contrairement au filtre passe-haut (condensateur 35 25 et résistance 43) dans la figure 9. Le filtre passe-bas de la figure 11 atténue les hautes fréquences, parce que pour ces fréquences il existe une chute de tension sur la résistance 70 plus grande par rapport à la chute de tension au condensateur 71. La figure 13 montre la caractéristique amplification/ 3û fréquence du système de la figure 11. Si aucun bruit n'est présent le gain total est égal à celui représenté par la courbe 80, - un point d'atténuation de 3db se trouvant à 0,05cycles par seconde et un point supérieur d'atténuation de 3db à 50 cycles par seconde. Si un bruit de fond à haute fréquence et de niveau élevé estpré-35 sent, alors la caractéristique d'amplification est celle représentée par la courbe 81. Le point supérieur 3db est ramené à 10 cycles par seconde. Les hautes fréquences de l'onde électrocardiographique sont atténuées. La plupart des informations désirées est 70 00821 2028935 - 15 - contenue dans ces fréquences et seulement un peu d'information peut manquer dans le tracé résultant. Néanmoins un signal quelconque est mieux que pas de signal du tout. Il doit être noté que le circuit de la figure 11 com-5 prend un différentiateur (filtre passe-haut) comprenant un condensateur 75 et une résistance 74. Le signal de sortie est alimenté directement par l'interrupteur 73 au comparateur et interrupteur 72. Le condensateur 71 devrait être connecté à la masse seulement, si le signal de sortie montre vin bruit de fond de grande 10 amplitude et à haute fréquence. Le différentiateur atténue des signaux de basse fréquence, c'est-à-dire pour un signal de basse fréquence quelconque à la sortie de l'amplificateur 38 la tension à la résistance 74 est très petite. Par conséquent, les basses fréquences du signal de sortie ne commandent pas la connection du 15 condensateur 71 par l'élément 72 à la masse. Seulement les hautes fréquences, qui sont effectivement court-circuitées par le condensateur 75, pour développer une haute tension à la résistance 74, commandent la mise en circuit du condensateur 71. Dans la figure 11 le condensateur 71 est connecté à 20 la masse seulement durant la pointe de chaque d «ai-cycle d'un bruit de fond à haute fréquence. Un bruit de fond à haute fréquence typique est une pointe unique, qui peut être produite, par exemple, par le fonctionnement d'un entraîneur. Pour éviter la saturation des amplificateurs de l'équipement de surveillance, les pointes 25 sont à couper. Dans le circuit de la figure 11, dès qu'une pointe dépasse le niveau de seuil, le condensateur 71 est connecté par le comparateur et interrupteur 72 à la masse. Le condensateur limite efficacement ou coupe les pointes. (La tension sur un condensateur 71 ne peut pas changer instantanément. Dès que le condensateur 71 30 est effectivement inséré dans le circuit, la tension à des bornes ne peut pas s'accroître instantanément ou appréciablement avant que la pointe ne se termine et la pointe est coupée tel que désir^ Le circuit de la figure 11 est très semblable en principe à celui de la figure 9. Par exemple, le comparateur et in-35 terrupteur 72 peut être le même que le comparateur et interrupteur 42. La distinction de base est que le circuit de la figure 11 fournit pour l'entrée & l'amplificateur 38 une charge qui représente un condensateur au lieu d'une résistance. Le circuit de la 70 00821 2028935 - 16 - figure 11 comprend en outre un différentiateur, de sorte que le comparateur et interrupteur 72 répond seulement au bruit de fond de haute fréquence. Un circuit similaire n'est pas prévu dans le système 5 de la figure 9.pour assurer que seulement les composantes de bas se fréquence causent l'insertion de la résistance 43 dans le cir cuit. Ceci peut être accompli en prévoyant un intégrateur entre la borne de sortie 43 et l'interrupteur 44. Par exemple, si le condensateur 75 et la résistance 74 sont connectés, les compo-10 santés de haute fréquence du signal de sortie ne seraient pas reliées au comparateur et interrupteur. Un tel circuit n'est pas utilisé dans le système de la figure 9, parce qu'il éliminerait en même temps par filtrage les hautes fréquences et introduirait un déphasage appréciable pour les basses fréquences. La résistan 15 ce 43 serait introdite dans le circuit quelque temps après que le niveau a été dépassé et serait enlevé du circuit un peu plus tard que désiré. Le bruit de haute fréquence peut ainsi enclencher le comparateur et interrupteur 42 de la figure 9, La résistance 43 est rapidement insérée et enlevée du circuit, mais dans 20 la plus mauvaise des situations ceci donne une ondulation de hau te fréquence du signal de sortie. Le circuit de la figure 12 est une combinaison des circuits des figures 9 et 11. Le seul élément ajouté est l'émetteur cathodyne 76. Le filtre passe-bas comprenant une résistance 25 70 et un condensateur 71 accroît l'impédance de sortie de l'amplificateur d'entrée 34 pour autant que les étages successives sont en jeu. Pour un ajustage propre des impédances, un émetteur cathodyne peut être utilisé. L'émetteur cathodgnë - a une faible impédance de sortie, semblable à celle de l'amplificateur d'en-30 trée 34, de sorte que le condensateur 35 est effectivement alimenté par une source à petite impédance. Bien que l'invention ait été décrite avec référence à des modes de réalisation ja rticuliers, il est évident que des modes de réalisation sont purement illustratifs pour les appli-35 cations des principes de la présente invention. Tandis que l'amplificateur de la présente invention a une application particulière dans des systèmes électrocardiographiques, il peut être utilisé avantageusement en oscillographie et dans beaucoup d'au- 00821 2028935 - 17 - très types de systèmes. Ainsi il est évident que de nombreuses modifications peuvent être faites dans les modes de réalisation illustratifs de l'invention et que d'autres arrangements peuvent être conçus sans dépasser le cadre de la présente invention. 70 00821 2028935 - 18 -Revendications 1) Un amplificateur, particulièrement utile pour amplifier un signal électrocardiographique, caractérisé par un amplificateur pour amplifier ledit signal électrocardiographique, cet 5 amplificateur ayant normalement une amplification constante pour toutes les fréquences du signal, un dispositif pour détecter la présence d'un bruit de fond de fréquence déterminée au-dessus d'une amplitude donnée et un dispositif répondant au dit dispositif de détection pour réduire l'amplification dudit amplificateur 10 pour lesdites fréquences dudit signal. 2) L'amplificateur selon la revendication,1, caractérisé en ce que le dispositif de détection est un détecteur de seuil répondant à l'amplitude du signal de sortie dudit amplificateur,quand celui-ci dépasse une valeur donnée. 15 3) L'amplificateur selon la revendication 1 ou 2, carac térisé par vin filtre passe-haut composé d'une résistance et d'un condensateur et par lequel ledit signal électrocardiographique est transmis, et caractérisé en ce que ledit dispositif de réduction d'amplification comprend un moyen pour placer une résistance 20 additionnelle en parallèle à la résistance dudit filtre passe-haut quand un bruit de fond de basse fréquence dépasse une amplitude donnée. 4) L'amplificateur selon la revendication 1, caractérisé en ce que le dispositif de détection comprend un moyen pour désac- 25 centuer les composantes de basse fréquence dans le signal de sortie dudit amplificateur par rapport aux composantes de haute fréquence . 5) L'amplificateur selon une des revendications 1 à 3, caractérisé par un filtre passe-bas Composé d'un condensateur et 30 d'une résistance et par lequel ledit signal électrocardiographique est transmis, et caractérisé en ce que le dispositif de réduction d'amplification comprend un moyen pour mettre vui condensateur ad-' ditionnel en parallèle au condensateur dudit filtre passe-bas, quand un bruit de fond de haute fréquence dépasse le niveau dé-35 terminé. 6) L'amplificateur selon la revendication 5, caractérisé en ce que le dispositif de détection comprend un moyen pour diffé-rentier ledit signal électrocardiographique et un moyen pour com- 70 00821 2028935 - 19 - parer le signal différentié au niveau de seuil. 7) L'amplificateur selon une des revendications 1 à 6, caractérisé en ce que ledit amplificateur est un amplificateur pour tension continue.