Brevet FR2557318A1 — publié le 19850628

Cette invention concerne un dispositif conçu de manière à permettre de connecter, sur un système de saisie et de traitement de signaux, une plu- ralité de capteurs sur des prises standardisées, qui apparaissent identiques pour l'utilisateur. Cette invention peut en particulier s'appliquer, sans que cette application soit limitative, à la réalisation d'une interface universelle entre des capteurs médicaux (tels que par exemple: capteurs de signaux électrocardio- graphiques, capteurs de respiration, de température, de pression, de pouls etc...) et un appareil de traitement de signaux, tel que moniteur de chevet, baie de cathétérisme etc... A l'heure actuelle, les appareils de saisie et de traitement de signaux biologiques sont constitués de plusieurs interfaces connectas à un système cen- tralisateur assurant la gestion des alarmes et la visualisationdes signauxou de données résultant du traitement des signaux. La Figure 1 des dessins annexés est un schéma par blocs illustrant un exemple de réalisation d'un tel système selon l'état actuel de la technique. A chaque capteur (capteur de signaux électrocardiographiques électrodes E capteur de pression Cp; capteur de température C etc...) est affectécune T interface, respectivement IECG P, IT IT et les interfaces sont reliées au système centralisateur lui-même connecté, par exemple, à un écran de visualisation V. Dans ce système connu, chaque interface est spécifique d'un capteur particulier et comprend les éléments électroniques assurant l'amplification, l'isolement et divers traitements propres au capteur en question. Ce dernier est relié à cette interface à l'aide d'une prise munie d'un détrompeur, afin d'éviter les erreurs de branchement lors de l'utilisation de plusieurs interfaces sur le même appareil. Pour rendre ces appareils de saisie et de traitement plus souple d'emploi, les constructeurs ont intégré, sur certains systèmes, des modules interchangeables: un appareil de saisie comprenant quatre canaux par exemple, peut être configuré au gré de l'utilisateur, en fonction des besoins du patient sous surveillance. Cette technique relativement stabilisée n'offre pas que des avantages. En effet 1) Elle est très onéreuse: la fabrication du système de saisie à 2 55 7 3 1 8 modules est plus complexe qu'un système figé (dit également "compact"). On doit, en effet, y intégrer: - les éléments mécaniques permettant la fixation des modules - les connecteurs assurant la liaison entre le système et chaque module - un système de gestion très souple capable de présenter les données relatives à chaque module possible sur l'écran. De plus, l'utilisateur doit disposer d'un nombre élevé de modules pour assurer une utilisation optimale de ses systèmes. 2) Les habitacles de modules sont des nids à poussière Chaque système de saisie est rarement chargé de tous ses modules. Les cases vides donnent accès au système de connection, à des rails de soutien difficiles à nettoyer et éventuellement à stériliser. La fermeture de ces cases est rarement réalisée en pratique, et celles-ci deviennent des nids à poussière, mal acceptés en milieu médical. 3) La gestion des modules au sein du service utilisateur est parfois difficile, du fait que certains moduleés particuliers peuvent être en nombre insuffisant, lorsque plusieurs patients souffrent d'une pathologie nécessitant l'emploi d'un de ces modules. L'invention se propose d'offrir les mêmes avantages que ces systèmes modulaires, sans en avoir les inconvénients, et a pour but de simplifier consi- dérablement l'usage des systèmes de saisie. A cet effet, l'invention concerne un dispositif électronique, permettant sur un système de saisie et de traitement de signaux de connecter directement une pluralité de capteurs, ce dispositif étant caractérisé en ce que les diffé- rents capteurs sont connectés sur des prises standardisées, apparaissant toutes identiques à l'utilisateur et comprenant un moyen d'identification du capteur et des éléments d'excitation et d'amplification capables de s'adapter auxdits capteurs. D'autres caractéristiques et avantages de cette invention ressortiront de la description faite ci-après, en référence aux dessins annexés qui en illustrent un exemple de réalisation, dépourvu de tout caractère limitatif. Sur les dessins - la Figure 1 est un schéma par blocs illustrant l'état antérieur de la technique discuté ci-dessus - la Figure 2 illustre, en un schéma par blocs, un exemple de réali- sation d'une interface universelle selon l'invention; - la Figure 3 représente un capteur de signaux électrocardiographi- ques - la Figure 4 représente un capteur de pression et, - la Figure 5 représente un exemple de réalisation d'un circuit d'iso- lement et de transmission, utilisé en combinaison avec l'interface selon l'in- vention. On comprend que l'invention consiste à utiliser le même connecteur, quel que soit le type de capteur devant être relié au système de saisie et de traitement de signaux. Ainsi, un système de saisie comportant par exemple quatre canaux, présente, selon l'invention, quatre prises d'aspect absolument identiques. L'utilisateur doit simplement raccorder le ou les capteurs de son choix à l'une des prises, pour que l'appareil fonctionne avec ce ou ces capteurs. On réalise ainsi une "prise universelle". Pour réaliser une telle prise, il est nécessaire de connaître les différents types d'interfaces, permettant la con- nexion de tous les capteurs utilisés. Ainsi, pour une application médicale, on peut envisager l'utilisation des capteurs suivants: - capteur de signaux électrocardiographiques (ECG) - capteur de respiration capteur de pression; - capteur de température - capteur de pouls; - éventuellement capteurs de gaz du sang, de débit cardiaque etc... Le signal propre à chaque capteur est traité, soit au niveau du sys- tème, soit par un processeur local, à l'aide de modules, par exemple logiciels, mis en fonction à la demande. Le rôle de l'interface se limite donc à générer un signal qui reflète correctement l'activité du capteur. Dans cette application particulière, qui n'a bien entendu aucun carac- tère limitatif, deux types d'interfaces sont nécessaires: - une interface ECG - respiration: les électrodes chargées de dé- tecter les signaux électrocardiographiques servent également à mesurer l'impédance transthoracique reflétant les mouvements respiratoires; - une interface pour "pont de Wheatstone", applicable à tous les autres capteurs. Des composants passifs, placés dans la prise du capteur et/ou des amplificateurs à gain programmable, permettentde tenir compte des écarts de sensibilité d'un type de capteur à unautre. Ces deux types d'interfaces sont essentiellement différents par le fait que l'une (ECG - respiration) amplifie directement les signaux émis par le coeur, et que l'autre excite avec un signal alternatif le pont de Wheatstone dont la valeur différentielle est amplifiée et démodulée. En fait, il est possible de regrouper ces deux interfaces en une seule cha!ne électronique comprenant des éléments programmables, et notamment, un démodulateur commutable mis en fonction pour le pont de Wheatstone. On réalise ainsi selon l'invention le concept d'interface universelle. Pour mettre en oeuvre ces interfaces universelles, le système doit posséder un moyen de reconnaftre automatiquement le capteur présent dans la prise, afin de programmer les élémentSamplification, le mode de traitement et la présentation du signal sortant. Ce moyen peut être réalisé, par exemple, à l'aide d'un composant passif (résistance), intégré dans la prise du capteur, et dont la valeur est lue par le système: chaque type de capteur est ainsi codé par une valeur donnée de résistance. On peut utiliser d'autres moyens, tels que notamment: mesure du courant consommé par le capteur, cache s'inter- posant devant une cellule photo-électrique, composant actif donnant un code numérique...... Pour réaliser certaines fonctions particulières, la chatte décrite ci- dessus peut devenir relativement complexe. Dans le cas oh cette fonction ne peut être présente qu'une seule fois chez un patient surveillé, il suffit de dis- poser des éléments propres à réaliser cettefonction et de pouvoir les com- muter sur n'importe quelle chathe, en unpoint correctement adapté. Toutefois, si on utilise des processeurs locaux, il est possible d'intégrer au niveau même de la chaflhe, un nombre important de fonctions. La commutation précédemment évoquée devient alors inutile. On décrira maintenant un exemple de réalisation d'une prise univer- selle selon cette invention. Un tel système comprend essentiellement les circuits suivants I - une ou plusieurs charles réalisant l'interface "universelle" II - un circuit d'isolement commun aux différentes chalhes assurant d'une part, l'isolement de celles-ci avec le reste du système et d'autre part, le transfert des niveaux sortant des éléments d'amplification, et le transfert des commandes venant du système. III - les circuits assurant les fonctions logicielles qui permettent la gestion de l'ensemble des chaines. I - Chanfhe réalisant l'interface universelle Elle comprend deux éléments distincts (Fig. Z) - un module M "générateur de signaux calibrés", capable de fournir deux signaux calibrés en tension SCA, SCB, de forme programmable ou fixe, par exemple carrée. Le courant s'écoulant dans chaque branche est mesuré. A titre d'exemple, on peut choisir deux signaux carrés OV-5V en opposition de phase de fréquence 10 kHz. - une chaîne d'amplification comprenant les éléments suivants - un amplificateur différentiel programmable A, qui reçoit les signaux du capteur, les différencie et les amplifie. Il dispose d'une deuxième sortie correspondant au point milieu de l'amplificateur qui peut être commuté sur une ligne commune aux chaînes. Ceci permet d'appliquer une technique classique en électrocardiographie chargée d'améliorer la réjection en mode commun: le niveau de ce point milieu est toujours ramené à une tension nulle à l'aide d'un intégrateur et d'une électrode dite de "masse active"; - un démodulateur en phase, commutable D, chargé de démo- duler les signaux alternatifs de faible amplitude en provenance d'un pont de 0 Wheatstone; - un correcteur ou circuit de rattrapage de O, CR, chargé de rattraper le décalage de "O" d'un capteur, ou de simuler un filtre passe-haut (cas de l'ECG et du pouls par exemple). Il permet d'ajouter un niveau continu au signal, sur une dynamique pouvant atteindre plusieurs centaines de fois le signal; - un amplificateur programmable Ap, chargé d'amener le si- gnal à un niveau suffisant; - un filtre passe-bas F élimine le contenu HF présent dans le signal, représentant l'impédance inter-électrode dans le cas d'un ECG, ou dé à la démodulation dans le cas du pont de Wheatstone. Il est placé préférentiel- lement après le commutateur du démodulateur, afin de ne pas gêner les étages suivants par la HF. Ces éléments peuvent être réalisés sous diverses formes: composants analogiques, numériques, ou processeur (s) disposant de modules logiciels. La prise d'entrée comprend six broches. Chaque capteur se connecte 6 2-557318 à l'aide d'une prise comprenant quelques éléments passifs assurant des fonc- tions propres au capteur et le moyen de le reconnaftre. Pour chaque capteur envisagé, l'interface fonctionne d'une manière particulière a) Pour le capteur de signaux électrocardiographiques ECG (Fig. 3), les deux électrodes actives Eaj E sont branchées sur les entrées de l'ampli- ficateur A. Les signaux carrés sont appliqués à travers deux réseaux RC (pré- sents dans la prise) sur ces entrées, afin de faire circulerun petit courant alter- natif entre ces électrodes (mesure de l'impédance inter-électrode pour détecter le débranchement de l'une d'elle). L'électrode de référence Eref. est connectée sur une ligne commune à toutes les prises, en liaison avec l'intégrateur (masse active). Le système connecte automatiquement l'entrée de l'intégrateur au premier canal ECG existant. Le signal alternatif représentant l'impédance inter- électrode est démodulé et recueilli à l'aide d'un commutateur sur une ligne commune aux chaifes. Lorsque plusieurs canaux ECG sont utilisés, le système teste le niveau de ce signal sur chaque chafhe, en séquence. Le circuit de rattrapage de "O" CR (Fig. 2) est géré en permanence pour ramener le signal de sortie à O, mais avec une constante de temps "t". Le circuit résultant cor- respond à un passe-haut de constante de temps "t". La valeur de "t" est choisie pour répondre aux normes en vigueur concernant la bande passante du signal ECG. Cette constante peut par ailleurs évoluer lors des grandes variations de lignes de bases (d-ies aux mouvements du patient par exemple), afin de ramener plus rapidement le niveau du signal autour de "O". Une résistance R-ECG fait circuler un courant dans une des branches du générateur de signaux. Ce courant permet au système d'identifier le cordon ECG. b) Pour la respiration, le circuit est identique au précédent, mais les réseaux RC sont choisis pour faire circuler un courant plus fort: le signal démodulé est plus fort et peut 8tre analysé par le système. Une résistance, différente de R-ECG, permet au système d'identifier le cordon ECG/respiration. c) Pour la pression (Fig. 4), un des signauxcarré alimente le pont de Wheatstone W, la masse réalisant la référence. Les deux points milieu du pont sont branchés sur l'entrée de l'amplificateur (A Fig. 2). Le signal amplifié est démodulé. Le niveau du "O" est correctement ajusté à l'aide du circuit de rattrapage de "O" (CR Fig. 2). Le post-ampli (Ap Fig. 2) amène le signal à un niveau exploitable. La résistance R-PRE identifie le capteur, comme décrit 2557318 8 précédemment. Cette résistance peut être avantageusement ajustable, afin de permettre le réglage automatique du gain de la chafhe d'amplification. En effet, les capteurs de pression n'ont pas toujours un gain suffisamment précis et il est très intéressant de corriger les écarts de gain de chaque capteur par rapport à un capteur de référence. En ajustant la résistance R-PRE dans une gamme bien établie, le système calcule le gainde la chafîe d'amplification à partir de sa valeur à l'aide d'un algorithme simple. Ce principe d'ajustage de gain par le moyen d'identification peut également s'appliquer à tout autre moyen d'identification (et pour d'autres capteurs). d) Autres capteurs: Les autres capteurs fonctionnent tous sur le même principe qu'un pont de Wheatstone et sont donc branchés de la même façon que dans l'exemple précédent. Seules, les résistances d'identification changent, afin de permettre au système de sélectionner les gains, les fonctions, le traitement et l'affichage corrects. II - Circuit d'isolement et de transmission (Fig. 5): Le rôle de ce circuit consiste à: - réaliser la fonction de "masse active" nécessaire à la bonne réception du signal ECG; - sélectionner le signal démodulé des chaflhes ECG ou ECG-respiration, afin de détecter soit un décollement d'électrode, soit l'impédance transthora- cique; - assurer le transfert des informations dans les deux sens, au travers d'un circuit d'isolement. La masse active est obtenue en alimentant un intégrateur I par le point milieu de l'amplificateur différentiel utilisé pour i'ECG. Un sélecteur de point milieu S M commandé par le système reçoit tous les points milieu et sélectionne le bon. La sortie de l'intégrateur alimente toutes les broches "5" des prises universelles. Une seule est utilisée pour être renvoyée sur le pa- tient. Le signal démodulé de chaque chafhe Ch1,.... Ch4 peut être lu à l'aide d'un sélecteur SS et d'un amplificateur AS. Il permet au système de connaître l'état de chaque chaihe utilisée en ECG simple ou en ECG + respiration. En ECG simple, il peut ainsi détecter un niveau élevé correspondant à un décol- lement d'électrode. En ECG + respiration, il détecte simultanément le décol- / 8 2557318 lement d'électrode et le signal de respiration. Le transfert d'informations est réalisée de manière classique à l'aide de codeur CD et décodeur DC de signaux "série" passant dans des photocoupleurs PC. Les signaux analogiques sont traités dans le multiplexeur M, puis digitalisés par un convertisseur analogique/numérique Can et enfin envoyés dans le codeur série CD. Les signaux de commandes sont renvoyés sur un "BUS" de donnée et d'adresse, afin de commander aisément tous les étages de chaque chafne et les éléments du circuitcommun. Une alimentation "flottante" T complète le dispositif. III - Fonctions logicielles: On ne décrira pas ici en détail toutes les fonctions logicielles, mais on donnera simplement un aperçu de la façon dont le système gère l'ensemble de l'interface. En premier lieu, le système détecte la présence de capteurs et établit l'état des différentes chaines. Il en déduit les commandes de gain et autres pour chaque chalie utilisée. Il sélectionne par ailleurs son système de détection de décollement d'électrode (ou de signal de respiration). Sous l'effet d'une commande de l'opérateur, il peut effectuer un réglage "O" d'un capteur de pression. Pour les signaux ne devant pas présenter de composantes continues 270 (ECG, pouls), il effectue régulièrement les fonctions de filtrage en corrigeant les valeurs du circuit de rattrapage de zéro. Les signaux de chaque chafie sont traités, éventuellement filtrés par voie numérique et renvoyés sur des convertisseurs digitaux-analogiques, afin que l'opérateur puisse en disposer. Les signaux et les résultats du traitement sont envoyés sur un système de visualisation. Enfin, dans le cas d'un système de surveillance, certaines valeurs vitales (fréquence cardiaque, pression) sont comparées à des seuils pour pouvoir avertir le personnel en cas d'anomalie (alarmes). Parmi les avantages apportés par le dispositif de l'invention, on peut citer notamment - une intégration systématique de toutes les fonctions équivalentes aux différents modules; - un investissement limité, pour l'utilisateur, aux appareils de saisie et aux capteurs, tout en permettant une utilisation intensive des appareils une mécanique simple, identique aux systèmes compacts, donc 255 7 3 1 8 relativement économique - une connectique réduite au minimum - un usage simplifié. Il demeure bien entendu que cette invention n'est pas limitée à l'exemple de réalisation et d'application décrit ici, mais qu'elle en englobe toutes les variantes. REVENDICATIONS 1 - Dispositif électronique assurant une interface universelle entre des capteurs et un système de saisie et de traitement de signaux provenant de ces capteurs, caractérisé en ce que les différents capteurs sont connectés sur des prises standardisées (1.....6), apparaissant toutes identiques à l'uti- lisateur et comprenant des éléments d'excitation (M) et d'amplification (A, Ap), capables de s'adapter auxdits capteurs et des moyens d'identification (RECG, RpRE), pour reconnaître automatiquement le capteurprésent dans la prise, afin de programmer les éléments d'amplification, d'excitation et de traitement du signal. 2 - Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit moyen d'identification est un composant intégré dans la prise du capteur. 3 - Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que ledit moyen d'identification est une résistance (RECG, RpRE), dont la valeur est mesurée par le dispositif, chaque type de capteur étant codé par une valeur donnée de résistance. 4 - Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que lesdits moyens d'identification du capteur sont ajustables, afin de permettre un réglage automatique du gain de la chalhe d'amplification. - Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que les éléments d'excitation (M) du capteur sont associés aux moyens d'identification du capteur et utilise les mêmes plots de la prise sur laquelle le capteur est branché. 6 - Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que les éléments d'excitation (M) génèrent deux signaux périodiques (SCA, SCB), en opposition de phase, ces éléments d'excitation étant associés aux moyens d'identification, à l'aide d'au moins un circuit de mesure du courant qui s'écoule entre le circuit générateur des signaux (M) et le plot de la prise le reliant au capteur. 7 - Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que les éléments d'amplification comprennent., dans une version analogique, un amplificateur différentiel programmable (A), dont les entrées sont reliées aux points actifs du capteur, un démodulateur commutable (D) branché à la sortie de l'amplificateur programmable, un cir- 11 2557318 cuit (CR), capable de décaler le "O" du signal sortant de l'amplificateur diffé- rentiel programmable ou du démodulateur commutable, un amplificateur pro- grammable (Ap) alimenté par le circuit de décalage de "O" (CR). 8 - Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 6, carac- térisé en ce que les éléments d'amplification comprennent, dans une version utilisant un processeur, unamplificateur différentiel programmable dont les entrées sont reliées aux points actifs du capteur, un convertisseur analogique-digital recevant les signaux de l'amplificateur programmable et des modules logiciels concourant aux fonctions de démodulation commutable et de recalage de "O". 9 - Dispositif selon les revendications 1 et 7 ou 1 et 8, caractérisé en ce que le système de traitement de signaux est en liaison isolée avec les différentes chaînes (Ch l....Ch4), de façon à mesurer le signal sortant du der- nier amplificateur, mais aussi le signal sortant du démodulateur (D) et le signal correspondant au point milieu de l'amplificateur différentiel programmable (A), ce dernier étant appliqué à un intégrateur inverseur (I) , dont la sortie alimente l'une des broches des prises universelles, une seule de ces sorties étant uti- lisée pour renvoyer le signal sur le capteur. - Application d'un dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes à la réalisation d'une interface universelle entre des capteurs médicaux, tels que notamment capteur de signaux électrocardiographiques, capteurs de pouls, de respiration, de température, de pression et un appareil de saisie et de traitement des signaux de ces capteurs, tel que notamment un moniteur de chevet ou une baie de cathétérisme.