Brevet FR2420329A1 — publié le 19791019

La présente invention concerne des dispositifs de mesure de la période cardiaque et de la largeur des complexes QRS d'un électrocardiogramme. La détection des troubles du rythme cardiaque à partir d'un électrocardiogramme de surface recueilli et analysé en temps réel sur un patient ou analysé a posteriori à partir d'enregistrements magnétiques (cassettes ou bandes) nécessite des mesures d'un certain nombre de paramètres associées aux ondes de l'electro- cardiogramme couramment désignées par les symboles P, Q, R, S et T, et plus couramment encore par l'appellation "complexe QRS" d'après les symboles des trois signaux les plus importants. Parmi les divers paramètres utiles à étudier, les deux plus couramment utilisés sont la période de l'électrocardiogramme, c' est-à-dire l'intervalle de temps séparant deux complexes QRS, désignée par TC et la largeur LC d'un complexe QRS. En effet, l'apparition du complexe QRS est liée à la contraction du ventricule. L'analyse de la régularité de la période cardiaque et l'analyse de largeur de 1' amplitude du QRS sont des éléments de diagnostic fondamentaux et de suivi de l'évolution d'une pathologie cardiaque. A partir des données renouvelées à chaque battement cardiaque de la période TC, et de la largeur LC, un organe de calcul traite ces informations pour détecter les arythmies, mémoriser leurs instants d'apparition et fournir une représentation synthétique des événements qui se sont produits sur des durées de plusieurs heures. Ce traitement est généralement assuré par un calculateur numérique muni de ses périphériques de stockage et de visualisation de l'information. Il existe déjà dans l'art antérieur divers dispositifs d'acquisition des données de la période cardiaque TC et de la largeur LC du QRS. Néanmoins, ces dispositifs présentent divers inconvénients dont certains seront exposés ci-après en relation avec la description détaillée de la présente invention. Un objet de la présente invention est de prévoir un nouveau dispositif de mesure de la période cardiaque TC et de la largeur LC du QRS palliant les divers inconvénients des dispositifs de l'art antérieur et fournissant directement sous forme numérique les paramètres mesurés. Un autre objet de la présente invention est de prévoir un tel dispositif qui soit de conception particulièrement simple et économique et partant de faible coût. Pour atteindre ces objets ainsi que d'autres, la présente invention prévoit un dispositif de mesure comprenant à son entrée un filtre adapté recevant le signal d'électrocardiogramme.Une première branche de mesure de la période cardiaque comprend séquentiellement un premier redresseur double alternance,un premier détecteur de crête, un circuit monostable et un premier compteur fournissant des signaux numériques liés a la période cardiaque.La deuxième branche de mesure comprend,# la sortie du filtre adapté,un dérivateur,un deuxième redres seur double alternance ,un deuxième détecteur de crête et un deuxième compteur fournissant des signaux numériques liés à la largeur des complexes QRS.Ces deux branches de mesure sont de préférence couplées et la deuxième branche comprend en outre un circuit de retard avant le dé rivateur,et le signal de sortie du circuit monostable de la première branche de mesure est appliqué en outre à un circuit logique inséré entre le deuxième détecteur de crête et le deuxième compteur,ce circuit logique permettant de remettre et de maintenir à zéro le deuxièm compteur en dehors de la duree des impulsions de sortie du circuit monostable. Ces objets,caractéristiques et avantages ainsi que d'autres de la présente invention seront exposés de façon détaillée ci-après en relation avec des modes de réalisation particuliers de la présente invention et avec les dessins joints dans lesquels La figure 1 illustre un mode de réalisation du dispositif selon la présente invention; La figure 2 est un chronogramme utile à l'exposé du fonctionnement du dispositif de la figure 1; La figure 3 illustre un mode de réalisation d'un circuit logique de commande de la figure 1; et La figure 4 est un chronogramme utile à la compréhension du fonctionnement du circuit de la figure 3. Comme le représente la figure 1, le dispositif selon la présente invention reçoit a sa borne d'entrée le signal S1 d'électrocardiogramme convenablement amplifié. Ce signal est tout d'abord appliqué a un filtre adapté 1 fournissant un signal de sortie S2. Le signal S2, comme le montre la figure 2, ne ressemble plus au signal d'électrocardiogramme S1 mais il présente, avec un retard sensiblement égal à une largeur de complexe QRS, un maximum de rapport signal sur bruit lorsque le QRS se présente. Ce filtre a un rôle identique à celui qu'aurait un corrélateur parfait calculant le coefficient de corrélation entre le signal incident et un com plexe QRS type mémorisé. Ce filtre est constitué d'un filtre passe-bande qui peut, dans un mode de réalisation spécifique, comprendre par exemple un filtre passe-haut du deuxième ordre ayant une fréquence de coupure de 2 hertz suivi ou précédé d'un filtre passebas du sixième ordre ayant une fréquence de coupure de 35 hertz. On notera que la prévision d'un tel filtre adapté à l'entrée du dispositif constitue une première différence entre la présente invention et le plus grand nombre des dispositifs de l'art antérieur dans lesquels les filtres utilisés à l'entrée sont prévus pour que la sortie S2 ressemble le plus possible au signal incident d'électrocardiogramme S1 débarrassé des bruits. Etant donné que, dans l'art antérieur, on cherche une telle bonne reproduction du ORS, le filtrage est nécessairement moins efficace et une partie des artefacts et autres signaux parasites ou ondulations demeure. Le signal S2 est envoyé à une première branche de circuit comprenant séquentiellement un redresseur double alternance 2, un détecteur d'apparition d'un QRS 3, un circuit monostable 6 et un premier compteur 7. Le redresseur double alternance 2 a pour but de rendre les signaux S2 de polarité unique, positive par exemple. Ce redresseur 2 fournit un signal de sortie S3 représenté en figure 2. Le détecteur de QRS 3 fournit des signaux en créneaux S5 représentés en figure 2 entre un niveau 0 et un niveau 1 correspondant sensiblement aux pics de tension du signal S3. Ce détecteur de QRS 3 peut par exemple comprendre en série un mémorisateur 4, et un comparateur 5. Le mémorisateur 4 mémorise avec effacement dans le temps les valeurs maximales S3M de S3. Ce circuit fournit un signal S4 et peut comprendre de façon classique un détecteur à diode possédant une constante de temps de charge (mémorisation) et une constante de temps de décharge (effacement) différente. Dans l'exemple de réalisation décrit, la constante de charge est d'environ 0,3 seconde et la constante de décharge d'environ 10 secondes.Le signal S4 est transmis par l'intermédiaire d'un diviseur comprenant des ré distances R1 et R2 à la première entrée d'un comparateur 5 dont l'autre entrée reçoit directement le signal S3. Le. signal S4 est représenté en figure 2 ainsi que le signal S4/K de sortie du pont diviseur constitué par les résistances R1 et R2, ce signal S4/K étant également représenté sur les mêmes axes que le signal S3 de façon a mieux montrer comment s'élabore le signal S5. La bascule monostable 6 fournit un signal de sortie S6 et sert a l'élimination et/ou à la reconnaissance des détections multiples. Ce monostable peut avoir une durée de maintien d'environ 200 ms, c 'est-à-dire qu'il fournit une sortie 0 en temps normal puis une sortie 1 pendant une durée de 200 ms dès que le signal d'entrée S5 passe à haut niveau,cette durée étant reconduite de 200 ms si le signal S5 est toujours à haut niveau lors de la retombée normale du monostable. Le signal S6 est donc constitué de créneaux de largeur fixe de 200 ms pour des complexes QRS normaux et parfois de 400 ms dans le cas de complexes QRS élargis correspondant par exemple à des extrasystoles. Le compteur 7 compte des impulsions d'horloge H entre les fronts de descente du signal S6. il fournit donc pour chaque période cardiaque, un signal numérique correspondant exactement à la durée de cette période. Le signal S2 de sortie du filtre adapté 1 est également transmis à une deuxième branche de circuit comprenant un dérivateur 11 un circuit 13 comprenant des éléments 12, 14 et 15 respectivement analogues aux éléments 2, 4 et 5; un circuit de retard 10; un circuit logique de commande 16; et un deuxième compteur 17. Ces éléments sont connectés de la façon représentée. Le dérivateur 11 fournit un signal S8 illustré en figure 2, qui comprend une série d'oscillations relativement serrées, en relation avec les changements de pente du signal S2. Ainsi, après redressement on obtient un signal S9 illustré en figure 2, puis, après le mémorisateur 14, un signal S'9 et enfin à la sortie du comparateur 15, un signal S10 comprenant, comme le signal S5 une succession de créneaux mais ces créneaux sont en nombre plus important, sont plus serrés, et la distance entre le front de montée de la pre mière impulsion et le front de descente de la dernière impulsion du train de créneaux représente de façon plus exacte la largeur du complexe QRS que dans le cas des signaux S5.Le front de montée du premier créneau est synchrone à un retard près du front de montée du QRS et le flanc de descente du dernier créneau est synchrone au même retard près du flanc de descente du QRS. Le signal S10, après traitement par le dispositif logique de commande 16 est appliqué à l'entrée 171 du compteur 17 pour produire le comptage des impulsions d'horloge incidentes sur l'entrée H et fournir une valeur numérique correspondant à la largeur totale d'un trainde créneaux. Bien entendu, le circuit logique de commande comprend de façon classique des circuits temporisateurs et de validation pour permettre le comptage même entre les créneaux d'un train de créneaux. Cette fonction peut être assurée au moyen d'un circuit monostable fournissant un retard initial au signal S10 pour remplir les blancs entre les créneaux d'un train de créneaux. La figure 3 illustre un mode de réalisation particulier du circuit logique de commande 16. Ce circuit reçoit, comme cela a été exposé précédemment, les signaux S6, S10 et H. I1 comprend une bascule bistable 20, des bascules monostables 21 et 22, un inverseur 23 et une porte ET 24. Les signaux de sortie S20, S21 et S22 des diverses bascules sont illustrés en figure 4. Le compteur 17 est suivi de registres 25 et26 dans lesquels un transfert est effectué à la suite de la réception des signaux S21 et S22. La bascule bistable 20 reçoit le signal S10 à son entrée de mise à "1" et le signal S6 à son entrée de remise à zéro. Pour mieux éviter la prise en compte par le compteur d'impulsions parasites, existant sur le signal S2 et qui seraient forte mentmplifiées par le dérivateur 11, il est prévu d'inhiber au moyen du signal S6 le compteur 17 en dehors de la durée des créneaux de ce signal S6. Ceci est schématisé en figure 1 par l'entrée de signal S6 vers le circuit logique de commande 16 et la fourniture d'un signal de validation S6 à l'entrée 172 du compteur 17. C'est pour permettre cette validation qu'est prévu le circuit de retard 10 qui assure que le premier créneau du signal S10 se trouve bien compris dans un créneau du signal S6. Le retard apporté par le circuit de retard ou ligne à retard 10 peut par exemple être de l'ordre de 40 ms. La figure 2 représente également entre les signaux S1 et S2 un signal U. Ce signal U correspond aux signaux de largeur d'électrocardiogramme qui auraient été obtenus si l'on avait comparé direc tement le signal d'électrocardiogramme S1 à un seuil fixe SO.On voit a qu'en raison de l'ondulation parasite superposée au signal de QRS, les mesures de largeur sont soit imprécises, soit franchement erronées. A titre de variante de la présente invention, on notera que,au lieu d'utiliser un redresseur double alternance dans le circuit 13, on peut utiliser en parallèle deux redresseurs simple alternance suivis chacun d'un détecteur de QRS et connectés aux deux entrées d'une porte OU fournissant le signal S10. En outre, on notera que les deux branches du circuit de la figure 1 peuvent constituer des circuits indépendants tout en éliminant néanmoins moins bien les signaux parasites en raison de la suppression de l'effet de validation produit par le signal S6 sur la logique de commande 16. A titre d'une autre variante, illustrée à la partie inférieure droite de la figure l,un circuit 18 peut être ajouté au dispositif précédent. Il reçoit les créneaux S10 et vérifie en permanence, de façon classique a l'aide de monostables, que l'écart de temps entre deux fronts montants de deux créneaux successifs est inférieur à une durée fixe prise dans le cas présent à 60 ms. Lors de l'apparition d'un QRS, si l'on a pris précaution de brancher les électrodes sur une dérivation délivrant des QRS bipolaires, les créneaux déli vrés,lorsque le QRS se présente,sont toujours distants de moins de 60 ms.En revanche, si le dispositif 6 délivre un signal S6 lors de l'apparition d'une autre onde T de forte amplitude qui serait donc vue par le dispositif 3 associé au monostable 6, comme un QRS, le dispositif 18 fournira à sa sortie S18 un signal logique indiquant que les deux créneaux qui sont apparus en SlO,l'un correspondant au front de montée de leonde T, l'autre au front de descente, sont distants de plus de 60 ms. Cet état logique validé par le signal S6 au moyen d'une porte NON ET 19 détermine un état 819 indiquant que les contenus des compteurs 7 et 17 ne correspondent pas à un signal QRS mais à une onde T ou une variation monopolaire de la ligne de base. Le système de calcul placé en aval du dispositif pourra alors éliminer les fausses mesures stockées dans les compteurs 7 et 17 grâce à cet état logique Sol9. La présente invention n'est pas limitée aux exemples de réalisation qui viennent d'être décrits, elle est au contraire susceptible de variantes et de modifications qui apparaîtront à l'homme de l'art. REVENDICATIONS 1 - Dispositif de mesure de la période cardiaque, caractérisé en ce qu'il comprend successivement - un filtre adapté recevant le signal d'électrocardiogramme; - un premier redresseur double alternance; - un premier détecteur de QRS; - un circuit monostable de durée supérieure à la durée moyenne d'un électrocardiogramme; et - un premier compteur. 2 - Dispositif de mesure de la largeur des complexes QRS d'un électrocardiogramme, caractérisé en ce qu'il comprend successivement - un filtre adapté recevant le signal d'électrocardiogramme; - un dérivateur; - un deuxième redresseur double alternance; - un deuxième détecteur de QRS ; et - un deuxième compteur. 3 - Dispositif de mesure de la période cardiaque et de la largeur des complexes QRS d'un électrocardiogramme selon les revendications 1 et 2, caractérisé en ce que - le filtre adapté est commun; - un circuit de retard est prévu avant le dérivateur; et - le signal de sortie du circuit monostable est en outre appliqué à un circuit logique inséré entre le deuxième détecteur de crête et le deuxième compteur, ce circuit logique permettant de remettre et de maintenir à zéro le deuxièmeoempteur en dehors de la durée des créneaux de sortie du circuit monostable. 4 - Dispositif selon l'une quelconque des revendications I à 3, caractérisé en ce que chaque détecteur de QRS; comprend un circuit mémorisateur connecté à la sortie du redresseur double alternance précédent, et un comparateur recevant d'une part la sortie du mémorisateur et d'autre part le signal de sortie du redresseur double alternance.