Brevet FR2455449A1 — publié le 19801128

Procéda et dispositif de reconnaissance de complexes d'un signal d'électrocardiogramme. La présente invention concerne un procédé de reconnaissance de complexes d'un signal d'électro cardiogramme(ECG), du type selon lequel on mesure l'amplitude du signal ECG et on déclenche une impulsion de reconnaissance dès que cet amplitude du signal ECG franchit un seuil prédéterminé. L'invention concerne également un dispositif électronique mettant en oeuvre ce procédé. Les ondes de l'électrocardiogramme sont au nombre de cinq (figure 2) - l'onde P provient de la dépolarisation des cellules de l'oreillette. Son amplitude est normalement faible - le complexe QRS est formé par la dépolarisation des cellules des ventricules. Son amplitude est généralement importante ; - l'onde T suit le complexe QRS. Son amplitude est du même ordre que celle du QRS. A ces ondes, il faut ajouter - les E.S.V. (Extra - Systole - Ventriculaire) correspondant a une dépolarisation précoce des cellules ventriculaires ne suivant; pas les trajets normaux d'excitation : ce sont des ondes assez amples (dans la mesure où elles se projettent sur l'axe de mesure) et contiennent moins de fréquences élevées que les QRS normaux.Ces E.S.V. peuvent débuter très tôt, en particulier sur l'onde T - des parasites de diverses formes, fréquents lorsque l'on enregistre un ECG dans de mauvaises conditions ondes de basse fréquence (mouvements respiratoires, déplacements du sujets, etc...) ondes de haute fréquence (bruits musculaires surtout) ondes de forme aléatoire (choc, mouvement brutal, vibrations) pouvant simuler un QRS, une onde T, etc...) pics provenant d'un stimulateur cardiaque. Les méthodes classiques de reconnaissance font appel à un filtre passe-bas chargé d'atténuer les bruits musculaires, et un filtre passe-haut, chargé de réduire les ondes de basse fréquence, ces filtres étant suivis d'un comparateur et d'un monostable. Ces méthodes conviennent à un électrocardiogramme normal. Elles sont peu fiables devant des ESV de faible amplitude et devant des complexes suivis de grandes ondes de repolarisation - les E.S.V. de faible amplitude sont atténués par le filtre passe-haut de sorte que leur amplitude est rendue trop faible pour atteinre le seuil. Leur forme est assez semblable à l'onde T et un abaissement du seuil à conduit à prendre en compte ces ondes T ce qui conduit à commettre l'erreur consistant à prendre ces ondes T pour des ondes QRS précoces - les grandes ondes de repolarisation, fréquentes après les E. S.V , peuvent redéclencher le monosta b le, entraînant une fausse reconnaissance. L'invention remédie à ces inconvénients et a notamment pour but de proposer un procédé permettant de détecter sans défaillance les ondes QRS et les ESV, en éliminant sensiblement les autres ondes. Ce but est atteint conformément à I' invention du fait qu'on mesure la pente du signal ECG et qu'on ne déclenche la dite impulsion de reconnaissance que si, en outre, la pente du signal ECG est au moins égale à un seuil prédéterminé. Avantageusement, on utilise au moins deux valeurs différentes de seuil de pente : la valeur la plus élevée étant utilisée à l'apparition de chaque in pulsion de reconnaissance et ce, pendant une durée tl prédéterminée dont la valeur est choisie de telle sorte que la période d'utilisation de cette valeur de seuil élevée s'étende sur l'onde T suivante du signal ECG, l'autre valeur de seuil étant utilisée le reste du temps. On évite ainsi un éventuel redéclenchement d'une impulsion de reconnaissance par cette#onde T. Avantageusement, dans le cas où on filtre le signal ECG en passe-haut avant d'en mesurer llampli- tude et la pente, ce filtrage est réalisé en utilisant deux fréquences de coupure différentes : la valeur la plus basse étant utilisée à l'apparition de chaque impulsion de reconnaissance et ce pendant une durée t2 prédéterminée dont la valeur est choisie de telle sorte que la période d'utilisation de la valeur basse de fréquence de coupure s'étende sur tonde T suivante du signal ECG, l'autre valeur de fréquence de coupure étant utilisée le reste du temps. On évite ainsi un éventuel redéclenchement d'une impulsion de reconnaissance par cette onde T. Avantageusement, on utilise deux valeurs dis tinctes pour la durée t1 et/ou pour la durée t2 : t1m et t1M ; t2m et t2M, la durée courte t1m et/ou t2m étant utilisée pour les complexes de base dont la repolarisation est rapide, et la durée longue tlM et/ou t2M étant utilisée pour les complexes larges ayant une allure ample et longue. Ce procédé est avantageusement mis en oeuvre dans un circuit de reconnaissance de complexes d'un signal ECG, du type comportant un filtre passe-haut recevant le signal ECG, éventuellement un filtre passebas recevant le signal de sortie du filtre passe-haut, un circuit comparateur pour mesurer l'amplitude du signal ECG filtré et pour comparer cette amplitude avec au moins une valeur de seuil, et un circuit conformateur relié à la sortie du comparateur pour déclencher une impulsion d'une durée prédéterminée ; ce circuit de reconnaissance est caractérisé, conformément à 1' inven- tion, en ce qu'il comporte en outre un derivateur dérivant le signal ECG filtré, un deuxième comparateur mesurant l'amplitude du signal ECG dérivé et comparant cette amplitude avec au moins une valeur de seuil, et une porte ET recevant, d'une part, le signal de sortie du premier comparateur et, d'autre part, le signal de sortie du deuxième comparateur, le signal de sortie de la porte ET étant appliqué à l'entrée dudit circuit conformateur. Les caractéristiques et avantages de l'invention seront mieux compris à la lecture de la description qui va suivre d'un mode de realisation de l'invention, description faite en référence aux dessins annexés dans lesquels - la figure 1 est un schéma synoptique d'un circuit de reconnaissance selon un art antérieur - la figure 2 est un diagramme d'un signal ECG présentant un complexe PQRST normal et une Extra-Systole-Ventriculaire (ESV) - la figure 3 est un schéma d'un circuit de reconnais- sance selon un mode de réalisation de l'invention ; - les figures 4a à 4f représentent, en correspondance temporelle mutuelle, les diagrammes de signaux apparaissant, respectivement, aux points A à F du circuit de la figure 3 recevant un signal ECG ayant un complexe QRS précoce et un complexe ESV; et - les figures Sa à 5d représentent, en correspondance temporelle mutuelle, les diagrammes des signaux apparaissant, respectivement, aux points G, A, A et H du circuit de la figure 3 recevant un signal ECG ayant un complexe ESV, le signal d'ECG de la figure Sa ayant été corrigé par rapport au signal d'ECG réel pour en supprimer le bruit et les variations - ou dérives - de la ligne de base, le signal de la figure Sb étant celui que l'on recueillerait au point A si le filtre 2a ne fonctionnait que sur une seule fréquence de coupure. Selon le procédé classique illustré par la figure 1, le signal d'électrocardiogramme ECG, 1 est d'abord traité dans un filtre passe-bas 2 atténuant les bruits musculaires, puis dans un filtre passe-haut 3 réduisant l'amplitude des ondes - ou ondulations de basse fréquence. On obtient un signal 4 lissé et dont la valeur de base 4a est stabilisée. te signal 4 est redressé à deux alternances dans un circuit redresseur 5 et l'amplitude du signal redressé est comparé à une valeur de référence "a" dans un comparateur 6 dont la sortie est à l'état #O# ou "l" selon que cette amplitude est inférieure ou supérieure à ladite valeur de référence.Le signal de sortie 7 du comparateur 6 est appliqué à l'entrée d'un circuit monostable 8 qui délivre sur sa sortie un signal 9 formé d'une suite d'impulsions rectangulaires 9a représentant chacune un complexe QRS reconnu par ce procédé classique. Le monostable 8 est du type insensible aux signaux qu'il reçoit, lorsque, sa sortie est à l'état "1". Cependant, ce procécé classique présente notamment deux graves inconvénients 1) il ne permet pas de reconnattre ceux des signaux pathologiques dits E.S.V. (Extra - Systole Ventriculaire), qui sont de faible amplitude. L1élec- trocardiogramme montré par la figure 2 présente un tel signal ESV désigné par la référence 10. Comme on peut le voir sur cette figure, l'atnplitude de ce signal ESV, 10 est trop faible pour atteindre la valeur de seuil "a". Si l'on abaissait la valeur "a" du seuil, on obtiendrait des impulsions 9a aussi pour les ondes T de l'électrocardiogramme ce qui conduirait à prendre ces ondes T pour des complexes QRS précoces. 2) les grandes ondes de repolarisation T, fréquentes après l'apparition d'ondes ESV peuvent déclencher le circuit monostable 8 entraînant l'apparition d'une impulsion 9a qui sera, ici aussi, faussement interprétée comme l'indication de la présence d'un complexe QRS. Pour éviter ces inconvénients, on utilise des moyens n'autorisant le déclenchement du circuit monostable 8 que si à la fois l'amplitude du signal ECG et sa pente dépassent chacune un seuil respectif. De plus, on évite un redéclenchement du circuit 8 par une onde T en utilisant comme seuil de la pente deux valeurs différentes : une valeur plus forte après chaque déclenchement du circuit 8 et ce, pendant une durée tl, et une valeur faible aux autres moments. Par ailleurs, le filtrage passe-haut du signal ECG est avantageusement effectué à deux fréquences de coupure différentes de la manière suivante cette fréquence de coupure est réglée à une valeur basse, par exemple égale à 3 Hz, à chaque déclenchement du circuit 8 et, ce, pendant une durée tp, et à une valeur plus élevée, par exemple égale à 15 Hz, aux autres moments. Avantageusement, les durées tl et t2 peuvent prendre chacune deux valeurs, respectivement tlM, tlm et t2M, t2m, selon la nature du complexe détecté. Ce procédé est par exemple, obtenu au moyen du circuit représenté sur la figure 3. Dans ce circuit on retrouve un filtre passe-haut 2a, un filtre passebas 3, un redresseur à deux alternances 5, un comparateur 6 et un monostable 8. Cependant, ce circuit comprend en outre un détecteur de pente du signal ECG ce détecteur de pente est formé par un dérivateur 11 relié à la sortie du filtre passe-bas 3, par un redresseur à deux alternances 12 redressant le signal de sortie du circuit 11, et par un comparateur 13 dont la sortie est à l'état "O" ou "1" selon que la pente du signal ECG est inférieure ou supérieure à un seuil "b". Le monostable 8 est déclenché par le front montant des impulsions fournies par une porte ET, 14 à deux entrées dont l'une est relise à la sortie du comparateur 13, et dont l'autre est reliée à la sortie d'un monostable 15 déclenché par les fronts montants des impulsions fournies par le comparateur 6. Le fonctionnement du circuit de la figure 3 est décrit ci-dessous en référence aux figures 4a à 4f Les ondes de basse fréquence du signal ECG sont réduites par le filtre passe-haut 2a. Les parasites de haute fréquence sont atténués par le filtre passe-bas 3 (figure 4a). Un complexe QRS est détecté lorsque le signal ECG filtré, 4, dépasse le seuil d'amplitude a et que le signal présente simultanément une pente suffisante. Le signal sortant du comparateur 6 passant -à l'état "1" - ou haut - lorsque son entrée est à un niveau dépassant le seuil a, il déclenche le monostable 15 sur son front montant : l'impulsion rectangulaire 16 obtenue (de 50ms de durée, par exemple) correspond ainsi à la reconnaissance d'un passage du signal 4 au-dessus (en valeur absolue) du seuil "a" (figure 4b). Le détecteur de pente (11 à 13) fournit un signal 100 représentant la dérivée c' est-à-dire la pente du signal d'entrée (figure 4c). La tension de référence appliquée au comparateur 13 détermine la sensibilité en pente du système : le comparateur 13 fournit une impuls#ion rectangulaire 17 lorsque la pente du signal 4 dépasse la tension de référence, donc une certaine valeur de pente (figure 4d). Les signaux 16, 17 ainsi obtenus sont ape qués sur la porte ET, 14, dont les impulsions de sortie 18 attaquent le monostable 8 émettant des impulsions rectangulaires 9a, de durée T1 légèrement inférieure au temps minimum séparant deux complexes QRS consecu- tifs. Chaque impulsion 9a correspond un complexe QRS reconnu si les seuils de pente "b" et d'amplitude "a" ont été correctement ajustés (figures 4e et 4f). Comme le montre la figure 4c, le seuil de pente "b" est haussé à une valeur supérieure "B1, a chaque front montant d'une impulsion 9a. Le seuil de pente reste à cette valeur B pendant une durée tlM lorsque ladite impulsion 9a correspond à un complexe large, ou pendant une durée plus faible tlm lorsque ltimpulsion 9a correspond à un signal étroit. Le changement de seuil de pente est obtenu au moyen d'un circuit monostable 19 recevant le signal de sortie 9 du monostable 8, et par un par un diviseur de tension réglable 20 interposé entre le comparateur 13 et une source de potentiel de réfé- rence 21. La borne de commande du diviseur 20 est reliée à la sortie du monostable 19 (figure 33. La durée des impulsions du monostable 19 peut être réglée à deux valeurs différentes t 1m et ttlM en fonction d'une commande- élaborée, par exemple, par un circuit de reconnaissance de type non représenté recevant le signal 4 et émettant un signal de commande de la durée tlm ou de la durée tlM selon qu'il a reconnu, respectivement, un complexe de base dont la repolarisation est rapide, ou un complexe large de repolarisation ample et longue. Ainsi, on évite un redéclenchement du circuit 8 par l'onde T en multipliant dans un rapport connu (par exemple 2) le seuil de pente "b" pendant un temps tl en fonction du type de complexe reconnu. Ceci a pour effet une plus faible sensibilité aux ondes lentes, sans inhiber totalement le système : une onde 110 très précoce de pente suffisante peut être reconnue (figure 4c). Les qualités du système représenté par le circuit de la figure 3 sont améliorées par l'utilisation d'un filtre passe-haut 2a commutable sur deux fréquences de coupures. Une fréquence de coupure unique idéale pour le filtre passe-haut 2a est difficile à déterminer - si elle est choisie trop basse : les grandes ondes de basse fréquence sont transmises causant des variations de ligne de base 4a gênant la détection d'amplitude ; mais les ondes du type ESV de faible amplitude ne sont pas atténuées - si elle est choisie trop haute : les ondes de basse fréquence sont bien éliminées, mais les signaux ESV de faible amplitude n'atteignent plus les seuils requis pour une reconnaissance. Le filtre 2a utilisé contient un élément de commutation de telle sorte qu'il possède deux fréquences de coupure différentes. La commande de ce filtre permet d'avoir à l'état de base, une fréquence de coupure haute de 15 Hz par exemple ; la fréquence de coupure est basse de 3 Hz par exemple dès l'apparition d'une pente suffisante et pendant toute la durée d'un complexe reconnu. La borne de commande de fréquence du filtre 2a reçoit, via une porte OU, 23 le signal de sortie 101 (figure 5d) d'un monostable 22 déclenche par les impulsions 9a du signal 9 émis par le monostable 8. La durée des impulsions du monostable 22 peut être réglée à deux valeurs différentes t 2m et t2M en fonction d'une commande éla borne, par exemple, par le circuit de reconnaissance de type qui commande également le monostable 19. Le filtre 2a peut également être commuté sur la fréquence de coupure basse par une impulsion 17 fournie par le comparateur 13. A cet effet la porte OU, 23 reçoit sur chaque entrée les signaux, respectivement,101 et 17 la sortie de la porte OU, 23 est reliée à la borne de commande de fréquence 2b du filtre 2a. Les états "1" et "O" du signal 101 correspondent, respectivement, aux valeurs basse et haute de la fréquence de coupure du filtre 2a. Ainsi, le signal ECG de la figure Sa, une fois traité ans les circuits 2a et 3, donne un signal 102 (figure 5c) dans lequel les amplitudes des signaux ESV sont conservées et dans lequel les complexes QRS ne sont pas déformés. La figure 5b montre, au contraire, le signal ECG filtré par les circuits 2a et 3 lorsque le circuit 2a fonctionne avec une fréquence de coupure unique. On voit sur cette figure 5b que l'amplitude des ondes ESV est fortement atténuée et que celle de l'onde T atteint sensiblement la valeur de l'amplitude de l'onde QRS. Un circuit comprenant un condensateur 24 et une résistance 25 montés en série entre la masse 26 et la sortie du circuit 12 maintient, pendant un certain temps, l'état haut du comparateur 13. La jonction 27 entre les éléments 24 et 25 est reliée à l'entrée de mesure du comparateur 13. Ce circuit à constante de temps 24 à 27 a pour effet de prolonger (de 30 ms par exemple) l'état haut du comparateur 13. Ceci améliore sensiblement la détection et la reconnaissance des complexes larges de faible am plitude : ces complexes atteignent le seuil d'ampli tude "a" lorsque leur pente est très faible et donc éventuellement inférieure à la pente de référence. La constante de temps mémorise en quelque sorte la pente précédant le passage du seuil d'amplitude et permet la reconnaissance du complexa. Le circuit de reconnaissance de type est par exemple celui qui est décrit dans la demande de brevet français n0 80 09899 déposée par la demanderesse le 30 avril 1980. Les circuits monostables 19 et 22 a durée d'impulsion réglable à deux valeurs distinctes sont chacun constitués, par exemple, par un circuit connu sous la ré-férence commerciale 74121. Alternativement, le redresseur 5 et le comparateur 6 peuvent être remplacés par un ensemble formé de deux comparateurs et une porte OU, l'un des comparateurs ayant un seuil positif et l'autre comparateur ayant un seuil négatif. REVENDICATIONS 1. Procédé de reconnaissance de complexes d'un signal d'électrocardiogramme (ECG), du type selon lequel on mesure l'amplitude du signal ECG et on déclenche une impulsion de reconnaissance (9a) dès que cette amplitude du signal ECG franchit un seuil prédéterminé "a1,, caractérisé en ce qu'on mesure la pente du signal ECG et on ne déclenche ladite impulsion de reconnaissance que si, en outre, la pente du signal ECG est au moins égale à un seuil prédéterminé (b, B). 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'on utilise au moins deux valeurs différentes de seuil de pente : la valeur la plus élevée (B) étant utilisée à l'apparition de chaque impulsion de reconnaissance (9a) et ce, pendant une durée t1 prédéterminée l'autre valeur (b) étant utilisée le reste du temps, ladite durée prédéterminée étant choisie de manière à s'étendre sur l'onde T suivant le complexe (QRS ou ESV) reconnu. 3. Procédé selon l'une des revendications précédentes et selon lequel on filtre le signal ECG en passe-haut avant d'en mesurer l'amplitude et la pente, caractérisé en ce qu'on filtre le signal ECG en utilisant deux fréquences de coupure différente : la valeur la plus basse étant utilisée à 1 'apparition de chaque impulsion de reconnaissance (9a) et ce pendant une durée t2 prédéterminée, l'autre valeur étant utilisée le reste du temps, ladite durée predéterminée étant choisie de manière à s'étendre sur l'onde T suivant le complexe (QRS ou ESV) reconnu. 4. Procédé selon l'une des revendications 2 et 3, caractérisé en ce qu'on utilise deux valeurs distinctes pour la durée t1 et/ou pour la durée t2 : t lm et tam ; t2m et t2M, la durée courte tim et/ou t 2m étant utilisée pour les complexes de base dont la repolarisation est rapide, et la durée longue t lM et/ou t2M étant utilisée pour les complexes larges ayant une allure ample et longue. 5. Circuit de reconnaissance de complexes d'un signal ECG, du type comportant un filtre passe-haut (2a) recevant le signal ECG, éventuellement un filtre passe-bas (3) recevant le signal de sortie du filtre passe-haut, un circuit comparateur (6) pour mesurer l'amplitude du signal ECG filtré et pour comparer cette amplitude avec au moins une valeur de seuil (a), et un circuit conformateur (8) relié à la sortie (16) du comparateur pour déclencher une impulsion (9a) d'une durée prédéterminée, caractérisé en ce qu'il comporte en outre un dérivateur (11) dérivant le signal ECG filtré, un deuxième comparateur (13) mesurant l'amplitude du signal ECG dérivé et comparant cette amplitude avec au moins une valeur de seuil (b, B), et une porte ET (14) recevant, d'une part, les signaux de sortie (16) du premier comparateur (6) et, d'autre part, le signal de sortie (17) du deuxième comparateur (13), le signal de sortie (18) de la porte ET, (14) étant appliqué à l'entrée dudit circuit conformateur (8).