Brevet FR2192790A1 — publié le 19740215

L'invention concerne un rhéographe pour la surveillance du rythme respiratoire d'un malade et en particulier d'enfants prématurés, avec des moyens pour la détection des signaux rhéographiques et avec un dispositif pour produire un sinal d'alarme lorsqu'une pause ou interruption du signal rhéographique dépasse une valeur limite pré-réglée. Dans les rhéographes de ce type, un courant porteur à haute fréquence est en général appliqué au malade au moyen d'électrodes rhéographiques qui sont placées sur la cage thoracique. Le signal à haute fréquence qui est prélevé au niveau des électrodes est alors modulé en amplitude en fonction des variations de la résistance du corps entre les électrodes, résultant des mouvement de la cage thoracique et notamment des mouvements dus à la respiration. Par une démodulation d'amplitude ultérieure de ce signal aux électrodes, on obtient les signaux rhéographiques. Dans ces conditions, les signaux rhéographiques correspondent en général aux signaux respiratoires. Mais dans la pratique, il peut aussi arriver qu'apparaissent, en plus des signaux respiratoires rhéographiques, des signaux cardiaques rhéographiques qui sont dus aux pulsations du coeur.L'apparition de ces signaux cardiaques rhéographiques n'a guère d'importance tant que leur amplitude est beaucoup plus petite que l'amplitude des signaux respiratoires rhéographiques. Mais si des signaux cardiaques surviennent dont l'amplitude est augmentée pour se situer dans la plage de l'amplitude des signaux respiratoires rhéographiques, il existe le risque qu'en cas de pause respiratoire, les signaux cardiaques rhéographiques qui sont toujours présents soient interpré tés comme étant de véritables signaux respiratoires par le dispositif d'alarme et qu'à ce moment, aucun signal d'alarme ne soit émis, malgré la présence d'une pause respiratoire. L'absence d'un signal d'alarme, malgré la présence d'une situation d'urgence, représente un danger vital pour le patient. Le but de l'invention est donc de fournir un rhéographe du type défini ci-dessus qui délivre un signal d'alarme avec une sécurité absolue, au moins en cas de dépassement d'une valeur limite de la pause respiratoire, même lorsque surviennent des signaux cardiaques rhéographiques d'amplitude élevée pendant cette pause respiratoire. Conformément à l'invention, ce but est atteint par des organes capteurs pour la réception non rhéographi que de signaux cardiaques sur le malade, ainsi que par un dispositif comparateur de phase, alimenté par les signaux rhéographiques et les signaux cardiaques, qui produit un signal d'alarme lorsque la différence de phase entre les signaux rhéographiques et les signaux cardiaques est constante pendant une durée qui dépasse un intervalle de temps pré-réglable. L'invention est basée sur la constatation qu'en cas de respiration normale, le rapport de phase entre les signaux rhéographiques et les signaux cardiaques n'est pas constantet que des différences de phase, constamment variables entre ces signaux, apparaissent. S'agissant par contre d'un signal cardiaque capté non rhéographiquement et d'un signal cardiaque rhéographique, le rapport de phase est toujours constant, puisque les deux signaux proviennent d'un seul et même mouvement du corps, à savoir le mouvement cardiaque. Selon la présente invention, cette différence de phase constante est utilisée comme critère pour mettre en évidence la présence exclusive de signaux cardiaques rhéographiques.Ainsi, s'il survient une pause respiratoire et si les signaux cardiaques rhéographiques sont présents pendant cette pause respiratoire, l'émission normale du signal d'alarme est certes interrompue dans les rhéographes selon 11 invention comme dans le cas des rhéographes connus, mais la seule présence de signaux cardiaques rhéographiques est décelée par le dispositif comparateur de phase et indiquée par un signal d'alarme. Dans ces conditions, le signal d'alarme indiquant la présence de signaux cardiaques rhéographiques dans une pause respiratoire et celui qui indique l'absence complète du signal rhéographique peuvent être identiques et provenir d'un même générateur (par exemple un bourdonnement ou un bruit de sirène émis par un haut-parleur). Mais les deux situations peuvent être aussi bien indiquées par des signaux d'alarme différents, par exemple un bourdonnement ou un bruit de sirène en l'absence de signaux rhéographiques et un sifflement, par exemple à I kHz, isolé ou superposé à un bourdonnement ou à un bruit de sirène en présence de signaux cardiaques rhéographiqfles dans la pause respiratoire. Selon un mode de réalisation avantageux de l'invention, les signaux cardiaques sont obtenus directement à partir de l'électrocardiogramme du malade. Dans ce cas, le dispositif comparateur de phase détecte en permanence la différence de phase instantanée entre les ondes R de l'électrocardiogramme et des impulsions électriques qui sont produites lorsque le signal rhéographique dépasse une valeur limite d'amplitude prédéterminee, Les ondes R et les impulsions dérivées des signaux rhéographiques commutent alors alternativement une bascule bistable et la durée des impulsions de sortie produites chaque fois par la bascule est utilisée en tant que mesure de la différence de phase. D'autres avantages de l'invention sont exposés ci-après de façon plus détaillée en référence à trois figures qui illustrent un exemple de réalisation de l'invention. La figure I est le schéma de principe d'un exemple de réalisation de l'invention. La figure 2 est un diagramme de l'allure dans le temps des tensions les plus importantes qui apparaissent danse schéma de principe de la figure I, en faisant intervenir le cas où il se produit une pause respiratoire dans laquelle toutefois aucun signal cardiaque rhéographique n'est produit. La figure 3 est un diagramme de tension correspondant à celui de la figure 2, mais concernant le cas où des signaux cardiaques rhéographiques sont produits pendant la pause respiratoire. Sur la figure I, la référence I désigne une électrode de rhéographie pour capter les signaux rhéographiques, 2 une électrode d'ECG pour capter l'électrocardiogramme et 3 l'électrode neutre (connexion à la masse) pour les électrodes I et 2. L'électrode de rhéographie I est raccordée d'une part, par l'intermédiaire d'une capacité 4, à un générateur sinusoïdal à 60 kHz 5 pour le courant d'alimentation des électrodes de rhéographie et, d'autre part, elle est connectée par l'intermédiaire d'une capacité 6 à un amplificateur à haute fréquence 7 qui amplifie les signaux à haute fréquence modulés en amplitude provenant de l'électrode de rhéographie I et applique ces signaux, en vue de la démodulation d'amplitude, à un démodulateur d'amplitude se composant d'un dispositif redresseur 8 et d'un filtre passebas 9. Les signaux rhéographiques UI (t) (par exemple selon la figure 2 ou 3) qui apparaissent à la sortie du filtre passe-bas 9 sont dirigés (le cas échéant après amplification préalable dans un amplificateur à basse fréquence), d'une part vers un appareil indicateur ou enregistreur 10 pour l'indication ou l'enregistrement et, d'autre part, vers un générateur d'impulsions qui se compose d'une bascule de Schmitt Il et d'une bascule monostable I2 montée à la suite et qui produit des impulsions normalisées U2 (t) (cf. figures 2 et 3) chaque fois que le signal rhéographique UI (t) dépasse une valeur limite d'amplitude (ligne de tirets) réglée sur la bascule de Schmitt Il. Chaque fois qu'elles surviennent, les impulsions U2 (t) ramènent à zéro un intégrateur à marche libre I3 alimenté par la tension continue d'entrée Us. S'il ne survient aucune impulsion de tension U2 (t) (UI (t) = O pendant mut un intervalle de temps prédéterminé), la tension de sortie de l'intégrateur I3 s'élève à la saturation. Une telle allure de la tension est représentée sur la figure 2 par la tension U3 (t). Lorsque la tension U3 (t) dépasse une valeur limite d'amplitude réglable UG au cours de cette montée vers la saturation, un signal U4 (t) représentée sur la figure 2 est produit par un discriminateur de seuil I4 monté à la suite.Par l'intermédiaire d'une porte OU 15, le signal U4 (t) a pour effet qu'un haut-parleur I6 émet un signal d'alarme accoustique (bruit de sirène). Outre la réception de signaux rhéographiques, l'électrode de rhéographie I sert aussi à capter un signal d'électrocardiogramme. La séparation des électrodes I à 3 d'avec la partie à haute fréquence rhéographique en vue du traitement des signaux d'ECG à basse fréquence est assurée par les filtres passe-bas I7.Un amplificateur opérationnel I8 est monté à la suite des filtres passe-bas I7 pour amplifier les signaux d'ECG. Le signal d'ECG qui wparatt à la sortie de l'amplificateur I8 (tension Us (t) suros figures 2 et 3) est d'une part acheminé vers un appareil enregistreur I9 pour l'enregistrement et, d'autre part, il est délivré à une bascule monostable 20 qui, à chaque arrivée d'une onde R dans l'électrocardiogramme, produit une brève impulsion de tension U6 (t) (cf. figures 2 et 33. Les impulsions de tension U6 (t), ainsi que les impulsions de tension U2 (t) dérivées des signaux rhéographiques UI (t) sont appliquées séparément aux deux entrées de commande d'une bascule bistable 21. Par commutation alternative de cette bascule 21 par les impulsions U2 (t) et U6 (t) respectivement, la bascule 21 produit des impulsions de sortie U7 (t) dont la durée varie en fonction de la différence de phase ins tantaae entre let ulsions U2 (t) et Us (t). Les impulsions de tension U7 (t) de la bascule bistable 21 commandent un autre intégrateur 22 alimenté par la tension continue d'entrée Us, de sorte qu'au début de chaque impulsion de tension U7 (t) une montée de la tension de l'intégrateur 22 soit déclenchée et qu'à la fin de cette impulsion de tension U7 (t) cette montée soit arrêtée. La remise à zéro de l'intégrateur 22 avant le déclenchement d'unenouvelle montée s'effectue (par un circuit différentiateur 23 ou similaire) au moyen d'impulsions de commande Ug (t) dérivées des impulsions de tension U7 (t) (cf. figures 2 et 3).L'allure de la tension de sortie de l'intégrateur 22 sous la dépendance des impulsions U7 (t) et, respectivement, U8 (t) est représentée par Ug (t) En outre , les impulsions de commande U 8 (t) commandent en même temps un commutateur 24 (commutateur à transistors), qui immédiatement avant la remise de l'intégrateur 22 en position zéro, communique à un condensateur 25 (mémoire analogique) la valeur instantanée de la tension de sortie de l'intégrateur 22. L'allure de la tension à travers ce condensateur 25, en fonction de la tension de sortie Ug (t) de l'intégrateur 22, a été représentée par U10 (t).Un élément 26 monté à la suite du condensateur 25 (par exemple un circuit différentiateur ou un discriminateur de seuil précédé d'un condensateur) produit des impulsions de tension UII (t) chaque fois que surviennent des sauts de tension au niveau du condensateur 25. Les impulsions de tension UII (t) commandent un intégrateur 27 à marche libre qui correspond dans sa construction et son principe de fonctionnement à l'intégrateur I3, de sorte, là encore, qu'à l'apparition de chaque impulsion de tension UII (t) la courbe de tension de l'intégrateur 27 soit mise à zéro, pour ne redémarrer automatiquement qu'avec la fin du signal de commutation UII (t). De même que l'intégrateur I3, l'intégrateur 27 est également suivi par un discriminateur de seuil 28 qui délivre un signal d'excitation U13 pour le haut-parleur I6 lorsque la tension de sortie U12 (t) de I'intégrateur dépasse unevaleur limite prédéterminée, par exemple UG. Le mode de fonctionnement du rhéographe selon l'invention représenté sur la figure I au sujet de la production de signaux différents lorsque survient une pause respiratoire sans signaux cardiaques rhéographiques et lorsque survient une pause respiratoire avec signaux cardiaques rhéographiques sera encore expliquée de façon une peu plus détaillée ci-après. La figure 2 représente, par la courbe de tension U1 (t), un signal rhéographique tel qu'il apparaît dans les conditions normales. On a supposé que le signal rhéographique UI(t) ne correspondait pratiquement qu'à la présence effective du signal respiratoire, c'est-à-dire que la tension UI(t) doit être nulle depuis l'apparition d'une pause respiratoire à l'instant tI jusqu'à la fin au moins t2 de l'intervalle limite de pause respiratoire TAp prédéterminé (IO s environ). Etant donné qu'avec la chute complète de la tension UI(t) à l'instant t1, il n t ap- paraît plus aucune impulsion de tension U2(t), la tension de sortie de l'intégrateur I3 s'élève de façon continue et finit par atteindre la valeur limite UG à l'instant t2.Il est alors produit un signal d'alarme U4(t) qui excite le haut-parleur I6. Etant donné que le signal rhéographique UI(t) est un signal respiratoire, sa position de phase varie constamment par rapport aux impulsions U6(t) dérivées de l'électro- cardiogramme. En conséquence, tant que le signal respiratoire UI (t) est présent, la bascule 21 produit des impulsions de sortie U7(t) de longueurs différentes. Au niveau du condensateur 25, des sauts de tension correspondants U10(t) apparaissent continuellement ai rythme de ces impulsions U7(t). Les impulsions UIItt) dérivées des sauts de tension s'opposent à la montée à l'intégrateur 27. Lorsque le signal respiratoire disparaît (pause respiratoire), il n'apparaît plus aucune impulsion à la sortie de la bascule bistable 21.La valeur de tension du condensateur 25 reste constante et il n'est plus produit aucune impulsion UII(t). La tension de sortie de l'intégrateur 27 s'élève et atteint la valeur limite UG au bout d'un certain intervalle de temps (qui correspond approximativement à l'intervalle de temps TAp) et un signal d'alarme est émis également au niveau du haut-parleur 26, par l'intermédiaire du discriminateur 28. Sur-la figure 3 le signal respiratoire disparaît à l'instant t de même que sur la figure 2. Toutefois, pendant la pause respiratoire, des signaux cardiaques rhéographiques apparaissent dont l'amplitude dépasse la valeur de seuil de la bascule de Schmitt Il. En conséquence, des impulsions U2(t) continuent à être produites, bien qu'il n'existe plus aucun signal respiratoire. L'intégrateur I3 est ramené périodiquement en position zéro au rythme des impulsions U2(t) et, par conséquent, aucun signal d'alarme U4 (t) n'est produit au moyen du discrimina teur I4. errais étant donné que le signal cardiaque rhéographique présente toujours la même différence de phase par rapport au signal de l'électrocardiogramme U5(t), il n'est plus produit par la bascule bistable 21 que des impulsions de sortie U7(t) de même longueur après l'instant t1 (début de la pause res piratoire). La tension de sortie Ug(t) de l'intégrateur 22 appa raît toujours avec la même valeur d'amplitude et en conséquence aucun saut de tension ne se produit plus au niveau du condensateur 25. Il n'est donc plus produit aucune impulsion UII(t), la tension de sortie U12(t) de l'intégrateur 27 passe au-delà de la valeur limite UG et le haut-parleur I6 est excité par l'intermédiaire du discriminateur 28 dans le sens de l'émission d'un signal d'alarme. REVENDICATIONS I. Rhéographe pour la surveillance du rythme respiratoire d'un malade et en particulier d'enfants prématurés, avec des moyens pour la détection des signaux rhéo graphiques et un dispositif pour produire un signal d'alarme lorsqu'une pause du signal rhéographique dépasse une valeur limite pré-réglée, caractérisé par des organes capteurs (I, 2, 3;; I7) pour la réception non rhéographique de signaux cardiaques (U5(t)) sur le malade, ainsi que par un dispositif comparateur de phase (21 à 28), alimenté par les signaux rhéographiques (U1(t)) et les signaux cardiaques (U5(t)), qui produit un signal d'alarme (UI3(t)) lorsque la différence de phase entre les signaux rhéographiques et les signaux cardiaques est constante pendant une durée qui dépasse un intervalle de temps pré-réglable (par exemple TAP). 2. Rhéographe selon la revendication I, caractérisé en ce que les signaux cardiaques sont obtenus à partir de l'électrocardiogramme du malade. 3. Rhéographe selon la revendication 2, caractérisé en ce que le dispositif comparateur de phase (21 à 28) détecte la différence de phase instantanée entre les ondes R de l'électrocardiogramme et des impulsions électriques (U2(t)) qui sontlroduites lorsque le signal rhéographique (U1(t)) dépasse une valeur limite d'amplitude prédéterminée. 4. Rhéographe selon la revendication 3, caractérisé en ce que les ondes R et les impulsions dérivées des signaux rhéographiques commutent alternativement une bascule bistable (2I) et en ce que la durée des impulsions de sortie (U7(t)) produites chaque fois par la bascule est utilisée en tant que mesure de la différence de phase. 5. Rhéographe selon la revendication 4, caractérisé en ce qu'il est monté, à la suite de la bascule bistable (2I), un intégrateur (22) qui est alimenté par une tension d'entrée constante (Us) et dont la montée de tension est déclenchée avec chaque apparition d'une impulsion de sortie (U7(t)) de la bascule et est interrompue avec la fin de cette impulsion de sortie. 6. Rhéographe selon; la revendication 5, ca ractérisé en ce que la valeur de tension de sortie de l'intégra- teur fza) qui apparatt à la ìn de l'impulsion de sortie (U7(t)) de la bascule est enregistrée chaque fois dans une mémoire analogique (25), par exemple un condensateur. 7. Rhéographe selon la revendication 6, caractérisé en ce que l'intégrateur (22) est ramené à zéro immédiatement apres l'application de la tension de sortie (Ug(t)) de l'intégrateur (22) à la mémoire analogique (25). 8. Rhéographe selon la revendication 7, caractérisé par des moyens (26) qui sont montés à la suite de la mémoire analogique (25) et qui produisent un signal de commutation (UII(t)) à chaque apparition de variations de tension au niveau de la mémoire analogique (25). 9. Rhéographe selon la revendication 8, caractérisé par un intégrateur (27) à marche libre, commandé par les signaux de commutation (UII(t)), qui est mis à zéro avec chaque arrivée d'un signal de commutation (UII(t)) et ne redémarre automatiquement qu'avec la fin du signal de commutation (UII(t)). 10. Phéographe selon la revendication 9, caractérisé en ce qu'il est monté, à la suite de l'intégrateur (27), un discriminateur de seuil (28) qui produit un signal (U13(t)) lorsque la tension de sortie de l'intégrateur (27) dépasse une valeur limite d'amplitude prédéterminée (par exemple Uc). II. Rhéographe selon la revendication IO, caractérisé en ce que l'intervalle de temps entre le début d'une montée de tension de l'intégrateur (27) et l'instant où la tension atteint la valeur limite d'amplitude (UG) correspond pratiquement à l'intcrvalle de temps prédéterminé par le dispositif comparateur de plaste pour l'er,ission d'un signal d'alarme. 12. Rhéograplie selon la revendication IO ou II, caractérisé en ce que le signal de sortie (U13(t)) du discriminateur de seuil (28) excite un générateur de signal d'alarme (I6) dans le sens de l'émission d'un signal d'alarme. I3. Rhéographe selon l'une quelconque des revendications I à II, caractérisé en ce que l'indication d'alarme en cas d'absence de signaux rhéographiques (U1(t)) et l'indication d'alarme en cas de différences de phases constantes au-delà de 11 intervalle de temps predéterminée sont produites par un seul et même générateur de signal d'alarme (I6).