Brevet FR2990124A1 — publié le 20131108

L'invention est relative à un procédé de caractérisation de l'état physiologique d'un patient à partir de l'analyse de son activité électrique cérébrale. L'invention est également relative à un dispositif de surveillance faisant application. Bien qu'ayant été plus particulièrement mis au point à l'occasion d'un programme de recherche portant sur l'étude des dysharmonies pouvant intervenir entre un patient et le dispositif d'assistance respiratoire auquel le patient est relié, le procédé de l'invention a un champ d'application allant bien au-delà de cette application particulière. En effet, comme le procédé de l'invention permet la caractérisation d'états physiologiques et donc la dé- tection d'un état physiologique déviant d'un état physio- logique de référence, il peut donc notamment servir à dé-tecter des périodes cognitives spécifiques de certains états psychophysiologiques (niveaux de vigilance, reconnaissance visuelle) ou émotionnels (peur, joie...), ou en- core à détecter des périodes pathologiques, comme par exemple une crise d'épilepsie en préparation, et fournir dans le cas échéant un signal d'alerte nécessaire pour permettre une prévention ou une intervention thérapeutique. Le procédé de l'invention peut encore servir, lors d'un sommeil, à différencier les différents stades de sommeil, ou, lors d'une anesthésie, à caractériser des stades d'endormissement sous anesthésie avec éventuellement un contrôle automatique de la régulation de la substance injectée. ARRIERE PLAN DE L'INVENTION L'assistance respiratoire mécanique constitue une mesure de suppléance vitale qui a pour objectif premier de pallier les défaillances aiguës ou chroniques de l'appareil respiratoire, comme par exemple au cours d'une pneumonie sévère. Elle consiste en la fourniture d'un vo- lume prédéterminé de gaz ou en une pressurisation des voies aériennes, au moyen d'une interface (masque, sonde d'intubation ou canule de trachéotomie). Dans les deux cas, divers réglages permettent d'adapter le flux de gaz aux besoins du patient. C'est une approche thérapeutique très fréquemment mise en oeuvre au bloc opératoire, en réanimation, en salle de surveillance post-interventionnelle, aux urgences voire dans les ambulances des Services Mobiles d'Urgence et de Réanimation (SMUR), ou encore à domicile, en cas d'insuffisance respiratoire. Elle concerne environ un patient sur deux admis en réanimation en France et a une incidence de 2,7 pour mille habitants aux Etats Unis, soit environ 250.000 patients par an en 2000 et une pro- jection de 650.000 patients par an en 2020. Un tiers de ces patients sont ventilés plus de quatre jours. Outre ses effets physiologiques d'assistance respiratoire, la ventilation mécanique soulage le symptôme dominant de la défaillance respiratoire qu'est la dysp- née. Elle doit ainsi remplir la double fonction d'amélio- rer l'oxygénation et l'épuration du dioxyde de carbone, et d'assurer le confort du patient. Faute de quoi, comme toute thérapeutique mal adaptée, elle peut devenir délétère et être responsable de complications iatrogéniques. Il est donc primordial que l'aide délivrée par la venti- lation mécanique soit parfaitement adaptée aux besoins du patient. Ce dernier doit être en harmonie avec le ventilateur qui délivre la ventilation mécanique. Autant les modalités de surveillance des effets physiologiques de l'assistance respiratoire sont bien co- difiées et d'usage simple (mesures de grandeurs physiques dont les valeurs apparaissent sur l'écran du ventilateur), autant les modalités d'évaluation de l'harmonie patient ventilateur, considérée sous un angle sensoriel sont peu nombreuses, peu codifiées, et peu utilisées. C'est particulièrement vrai chez les patients paucicommunicants, situation fréquente en réanimation. L'enjeu est de détecter les situations au cours desquelles patient et ventilateur ne sont plus en harmonie. On parle alors de dysharmonie. Cette dysharmonie n'est pas seulement inconfortable pour le patient. Elle apparaît délétère pour son devenir. En effet, la délivrance d'une assistance respiratoire non appropriée aux besoins du patient est associée à une augmentation de la durée de la ventilation mécani- que et de séjour en réanimation, ainsi qu'à des troubles psychologiques de type syndrome de stress post-traumatique. L'expérience quotidienne montre que la recherche d'une dysharmonie au moyen de l'examen clinique est dif- ficile et peu pratiquée. Elle impose en effet de surveiller tout à la fois le patient et son ventilateur. En effet, la détection de ce type d'épisodes repose en partie sur l'analyse des tracés de pression et de débit aux voies aériennes fournis par le ventilateur. La multipli- cité des évènements, qui de plus peuvent coexister de façon simultanée, rend leur recherche d'autant plus fastidieuse que le soignant ne peut être en permanence au chevet du patient. D'autre part, quoique présente chez environ un malade sur deux recevant une assistance respiratoire alors qu'il est conscient, l'inconfort respiratoire, ou dyspnée, n'est que très rarement recherché au cours de l'examen du patient sous ventilation mécanique. L'expres- sion verbale est difficile. L'expression non verbale (analyse des mimiques faciales) est probablement utile mais sa valeur clinique n'est pas documentée. Ainsi, les outils diagnostiques cliniques ne sont pas performants pour détecter une dysharmonie entre le patient et son ventilateur. Ils ne sont par ailleurs pas envisageables chez les patients ventilés à domicile en raison d'une pathologie chronique (20% des patients ventilés le sont en dehors d'une structure de soins), faute de soignant en permanence sur place. Eu égard à la sévé- rité des complications associées à une dysharmonie pa- tient ventilateur, il apparaît nécessaire de disposer d'outils permettant de détecter une telle situation, dans le but d'alerter les soignants afin qu'ils y remédient. Deux des inventeurs ont développé des systèmes de détection de la dysharmonie basés sur l'analyse du signal électro-encéphalographique lié à la ventilation (activité électrique cérébrale recueillie au moyen d'électrodes de surface). Ainsi le document FR-A-2 903 314 décrit un dispo- sitif et un procédé de détection d'une dysharmonie entre un patient et une machine d'assistance respiratoire consistant, pour chaque cycle respiratoire, à mesurer un signal électro-encéphalographique sur un intervalle de mesure s'étendant autour du début de l'inspiration, puis à moyenner les signaux électro-encéphalographiques mesu- rés sur plusieurs intervalles de mesure et enfin de traiter le signal moyenné ainsi obtenu pour en déduire une éventuelle dysharmonie entre le patient et la machine d'assistance respiratoire. Un tel procédé ne donne pas entière satisfaction. En effet, les situations d'inconfort ou de détresse respiratoire sont fréquemment associées à des mouvements du patient à l'origine de parasites électriques de l'électroencéphalogramme rendant difficile son interprétation. D'autre part, le procédé de détection décrit dans ce document nécessite de mesurer et de moyenner un signal électro-encéphalographique sur au moins soixante à quatre vingt cycles respiratoires pour être en mesure de conclure à l'existence d'une dysharmonie. Or, soixante à quatre vingt cycles respiratoires correspondent, en moyenne, à quatre à cinq minutes, pen- dant lesquelles, si une dysharmonie existe, le patient est en détresse. Dans les situations d'inconfort ou de détresse respiratoire résultant d'une dysharmonie entre le patient et le ventilateur, il est important d'être en mesure de détecter cette dysharmonie et d'y remédier le plus rapidement possible pour rétablir l'harmonie entre le patient et son ventilateur. Afin de s'affranchir de la problématique de la contamination du signal électro-encéphalographique lié à la ventilation et de permettre son traitement plus ra- pide, le document FR-A-2 962 322 décrit de nouveaux dispositif et procédé d'analyse de l'électroencéphalogramme. Le procédé consiste en un recueil de l'électroencéphalogramme par de multiples électrodes pla- cées sur le scalp du patient. Le signal recueilli est se- condairement filtré dans une bande de fréquence comprise entre 0,03 et 40 Hz, et sa puissance calculée. La comparaison de la puissance du signal précédant l'inspiration à celle d'une période de référence permet de mettre en évidence un épisode de dysharmonie lorsque le système ob- jective une diminution de puissance. Cependant, le procédé décrit dans ce document ne donne toutefois pas entière satisfaction. En effet, il ne permet l'analyse que de la partie inspiratoire de la ventilation, excluant la phase expiratoire, alors même que cette dernière peut être source de dysharmonie. Par ailleurs, elle requiert un enregistrement simultané de la ventilation afin de synchroniser l'analyse de l'électroencéphalogramme. OBJET DE L'INVENTION Un but de l'invention est de proposer un procédé de caractérisation de l'état physiologique d'un patient à partir de l'analyse de son activité cérébrale et un dispositif faisant application, en vue de détecter des états spécifiques de telle ou telle situation du patient, et en particulier une situation de dysharmonie avec le dispositif d'assistance médicale auquel le patient est relié. RESUME DE L'INVENTION En vue de la réalisation de ce but, on propose un procédé de détection d'un état physiologique d'un patient déviant d'un état physiologique de référence, dans le- quel, après avoir déterminé dans chacune de Q bandes de fréquence un pôle de référence PR avec qe[1...Q] corres- pondant à l'état physiologique de référence, les étapes suivantes sont répétées en boucle : - effectuer dans M segments temporels des mesures d'un signal électro-encéphalographique du pa- tient selon n voies et à p instants pour générer M matrices de mesure X. contenant nxp échantillons, pour me [1...M] - filtrer et centrer chaque matrice de mesure Xm dans les Q bandes de fréquence pour obtenir MxQ matrices de mesure filtrées Ar,q et déterminer MxQ matrices normées de covariance spatiale C,4,1 par la formule Crn,q =in,q Xin,qT)i trace(X m,qX - pour chaque segment temporel m, déterminer des dis- tances dm,q entre chaque matrice normée de cova- riance spatiale C',,q et le pôle de référence PRq, et déterminer un écart em à l'état physiologique de référence en fonction des distances d,q. - comparer chacun des écarts em à l'état physiologique de référence à un seuil S déterminé. Si le seuil S est dépassé par l'un des écarts, l'état physiologique du patient est alors déclaré déviant par rapport à l'état physiologique de référence. Les pôles de référence PRq peuvent être détermi- nés de plusieurs façons. Selon un premier mode de mise en oeuvre, les pôles de référence PRq sont constitués par des prototypes ou matrices de référence PRm déterminés selon les étapes suivantes : - effectuer dans M segments temporels des mesures d'un signal électro-encéphalographique du pa- tient selon n voies et à p instants pour générer M matrices de mesure e de dimension nxp pour me[1...M], alors que le patient est dans l'état phy- siologique de référence ; - filtrer et centrer chaque matrice de mesure Xm dans les Q bandes de fréquence pour obtenir MxQ matrices de mesure filtrées e et déterminer MxQ matrices normées de covariance spatiale par la formule C'T = (2ref T trace(X. ref - re. - m,y m,q n,q m,q - déterminer dans chaque bande de fréquences R prototypes PR,7,r re[1...R] à partir des matrices normées de covariance spatiale cref en utilisant l'algorithme des nuées dynamiques. Ainsi, le pôle de référence PRq de chaque bande de fréquence est constitué de l'ensemble des protoypes re[1...R] de la bande de fréquence correspondante. Les dis- tances dnu de chaque matrice normée de cova- riance spatiale Crn,(1 au pôle de référence sont alors données par d',,,-argtm..linRdisem,q,PRA, et l'écart à la situa- tion de référence est donné par em Le seuil S est de préférence déterminé selon les étapes suivantes : - calculer des distances dref entre chaque matrice de m,q covariance cmf et celui des prototypes PRm qui en est le plus proche ; - déterminer la distance médiane DM de toutes ces dis- tances eq ainsi calculées, le seuil S étant déter- miné à partir de la moyenne arithmétique MVA des va- leurs absolues des écarts de chacune des distances ci,Z à la distance médiane DM. Selon un autre mode de mise en oeuvre, le pôle de référence PRq de chaque bande de fréquence est constitué par la projection sur les courbes principales géodésiques définies par les matrices de covariance Cmf qui maximise ,q la quantité d'information (par exemple à au moins 95%). Cette technique est une extension de l'analyse en composantes principales dans le cas des espaces vectoriels (voir Fletcher (2004)). Les distances drn,q entre chaque matrice normée de covariance spatiale C.,7 au pôle de référence correspon- dant sont alors données par la projection de chacune des matrices normées de covariance spatiales Cim sur les courbes principales géodésiques correspondantes. L'écart à la situation de référence est donné par d.'1 q=1 De préférence, la distance entre les matrices utilisée dans le procédé de l'invention est la distance riemanienne suivante : K }In dist(PI, P2) = 1n2 ) k=1 où les 21, sont les K valeurs propres de la matrice con- jointe PI-1.1'2. Ainsi contrairement aux procédés classiques dans lesquels les mesures électro-encéphalographiques sont ex- ploitées soit par l'étude des potentiels évoqués liés à une référence temporelle (le signal de débit dans ce cas, comme dans FR-A-2 903 314), soit par l'analyse du spectre fréquentiel (comme dans FR-A-2 962 322), le procédé de l'invention privilégie l'étude des relations temporelles entre les composantes phasiques des différents signaux électro-encéphalographiques. L'utilisation de la méthode des synchronies permet de décrire la distribution spatio-temporelle des sources neuronales actives au cours de l'enregistrement électro-encéphalographique, et constitue donc une approche nouvelle des interactions et de la caractérisation du réseau neuronal. L'invention est également relative à un disposi- tif de surveillance d'un patient pour détecter un état physiologique déviant d'un état de référence du patient, le dispositif de surveillance comportant des moyens de mesure pour mesurer les signaux électro- encéphalographiques du patient, des moyens de traitement du signal en temps réel pour mettre en oeuvre le procédé de l'invention à partir des signaux ainsi mesurés, et des moyens de réaction pour réagir à un dépassement du seuil. Selon une première variante, les moyens de réac- tion comprennent un avertisseur adapté à délivré un signal d'avertissement en réponse au dépassement du seuil. Selon une deuxième variante, les moyens de réac- tion comprennent un générateur de consigne à destination d'un dispositif d'assistance médicale auquel le patient est relié, le générateur de consigne étant adapté à faire varier la consigne en réponse au dépassement du seuil pour modifier le fonctionnement du dispositif d'assistance médicale de sorte à faire revenir le patient vers l'état physiologique de référence. BREVE DESCRIPTION DES DESSINS L'invention sera mieux comprise à la lumière de la description qui suit d'un mode de mise en oeuvre parti- culier, en référence aux figures des dessins annexés, parmi lesquelles : - la figure 1 est une vue schématique d'un poste médicalisé avec un lit recevant un patient, un dispositif d'assistance respiratoire et un dispositif de surveil- lance selon l'invention utilisé pour contrôler le dispositif d'assistance respiratoire ; - la figure 2 est un organigramme décrivant la mise en oeuvre du procédé de l'invention par le dispositif de surveillance de la figure 1 ; - la figure 3 est un organigramme décrivant l'étape préalable de détermination des matrices de références et du seuil caractérisant l'état physiologique de référence ; - la figure 4 est un graphe illustrant la mise en oeuvre du procédé de l'invention et la détection d'un état physiologique déviant. DESCRIPTION DETAILLEE DE L'INVENTION L'invention va maintenant être détaillée en réfé- rence à son application à la détection de dysharmonie en- tre un patient et le dispositif d'assistance respiratoire auquel il est relié. Il est ici fait l'hypothèse qu'en cas de dysharmonie, l'activité cérébrale du patient se modifie par rapport à un état physiologique de référence lors duquel le patient est en harmonie avec le dispositif d'assistance respiratoire. Tout acte cognitif résulte d'une coopération en- tre plusieurs réseaux neuronaux spatialement distribués (Varela et al, 2001). A l'heure actuelle, et malgré leurs progrès récents, les principales techniques d'imagerie cérébrale (1' électro-encéphalographie, la magnétoencéphalographie, l'imagerie par résonnance magnétique fonctionnelle et la tomographie par émission de positons) ne fournissent qu'une cartographie des activations cérébra- les, sans rendre directement compte des interactions entre ces activations. L'invention repose sur l'hypothèse selon laquelle les liens dynamiques entre les groupes neuronaux se mani- festent par la synchronisation d'activités oscillatoires dans une bande de fréquence (Varela et al., 2001). De nombreux résultats expérimentaux chez l'animal obtenus par enregistrements par micro électrodes valident déjà cette hypothèse de synchronie. Chez l'homme, des études ont montré l'existence de synchronisations entre régions distantes, liées au contexte cognitif (Rodriguez et al. 1999). L'hypothèse d'un rôle des synchronies dans l'intégration des activités cérébrales fut proposée à l'origine par Milner en 1974 pour résoudre le problème de la segmentation figure/fond dans une scène visuelle. Milner proposait que les neurones répondant à la figure déchargent de façon synchrone, tandis que ceux codant pour le fond déchargent de façon aléatoire. Cette hypothèse fut par la suite reprise par Freeman (Freeman, 1975) et appuyée par des travaux sur le bulbe olfactif du lapin, puis par Von der Marlsburg (Von der Marlsburg, 1981) avant de tomber dans un relatif oubli. Mais la découverte d'oscillations synchrones chez l'animal dans la bande y (30-70 Hz) par Gray et Singer (Gray et Singer, 1989) dans le cortex visuel du chat relança l'intérêt pour cette idée : cette étude montra que deux neurones du cortex visuel déchargent en phase à des fréquences voisines de 40 Hz en réponse à des stimulations qui semblent provenir du même objet. A l'inverse, si les stimulus ne semblent pas provenir du même objet, les neurones déchargent également, mais pas en synchronie. Ces résultats s'insèrent dans une approche qui peut s'exprimer en termes d'assemblées cellulaires réso- nantes (Varela 1995 ; Damasio 1990 ; Llinas, Ribary et al. 1994) : l'émergence de tout acte cognitif correspondrait à la sélection transitoire d'un sous-ensemble distribué de neurones reliés par de fortes connexions réciproques (une assemblée cellulaire, "cell assembly"). En raison de son réseau d'interconnexions très denses, le cerveau contient une quasi-infinité d'assemblées de ce type et chaque neurone peut appartenir, à différents ins- tants, à une myriade d'assemblées. La sélection s'opérerait par la mise en synchronie rapide dans une bande de fréquence spécifique des différents neurones ap- partenant à l'assemblée (la résonance). La synchronie agirait comme une « colle » permettant l'assemblage temporaire de neurones en une assemblée résonante, et par-là même l'intégration neuronale nécessaire à un acte cogni- tif. Il est utile de distinguer deux niveaux d'assemblées. A un niveau local, la formation de micro-assemblées au sein d'une même aire corticale permettrait l'intégration d'informations de même nature (visuelles, auditives). Ces liens locaux correspondraient aux syn- chronies observées chez l'animal entre neurones proches (Singer 1995). Ces micro-assemblées pourraient à leur tour entrer en synchronie pour former des macroassemblées reliant des zones cérébrales distantes. Ces macro-assemblées permettraient l'intégration de processus de natures différentes au sein d'actes cognitifs complexes. Le but de la présente invention est d'exploiter ces hypothèses pour reconnaître un changement de l'activité cérébrale lié à une situation inhabituelle par exemple une situation de respiration "modifiée" (contrainte inspiratoire, comme on peut la simuler au laboratoire, ou la rencontrer en pathologie ou sous assistance respiratoire mécanique), par rapport à une activité ou un état physiologique de référence. La reconnaissance d'une telle situation permet par exemple de commander une modification du fonctionnement du dispositif d'assistance respiratoire pour ramener le patient à une situation de confort caractérisée par une activité cérébrale normale. Le contexte général de l'invention étant posé, on va maintenant détailler le procédé de l'invention. Le principe de l'invention est tout d'abord exposé en référence à la figure 1, sur laquelle on distingue le patient 1 allongé sur un lit 2 et équipé d'un masque 3 relié par une arrivée d'air à un dispositif d'assistance respira- toire 4. Le patient est équipé d'un casque 5 portant n électrodes adaptées à mesurer des signaux électroencéphalographiques. Le casque 5 est relié à un dispositif de surveillance 6, ici un ordinateur comportant une unité centrale 7 exécutant un programme de surveillance, qui reçoit les mesures électro-encéphalographiques, les traite, et génère en réponse des consignes à destination du dispositif d'assistance respiratoire auquel le dispositif de surveillance 6 est relié. Le dispositif de surveillance met en oeuvre un al- gorithme de surveillance en temps réel, illustré à la fi- gure 2, qui met en oeuvre le procédé de l'invention pour surveiller en permanence l'activité électro- encéphalographique du patient. L'avantage du procédé de l'invention est que le cycle de surveillance est très court et le dispositif de surveillance peut ainsi réagir rapidement à la détection d'un état physiologique déviant. Le dispositif comporte ici des moyens pour réagir à la détection d'un dépassement du seuil, par exemple un haut-parleur 8 pour émettre une alarme et ainsi avertir le personnel soignant, mais est également programmé pour générer une consigne à destination du dispositif d'assistance respiratoire 4 auquel il est relié par un câble 9. Pour fonctionner, le dispositif de surveillance 6 doit avoir au préalable caractérisé un état physiologique de référence du patient, par exemple un état de confort dans lequel le patient ne ressent aucune gêne respira- toire. Pour ce faire, comme indiqué à la figure 3, le dispositif de surveillance 6 mesure des signaux électroencéphalographiques du patient en temps réel et effectue ainsi des mesures dans M segments temporels. Chaque mesure donne lieu à une matrice e de n signaux mesurés à p instants pendant le segment temporel m, formant ainsi p échantillons dans chaque segment temporel. Puis le dispositif de surveillance 6 filtre et centre chaque matrice de mesure e dans 'Q bandes de fréquence (de préférence les cinq bandes de fréquence ha- bituelles pour l'étude de l'électro-encéphalogramme : 1-4 Hz, 4-8 Hz, 8-12 Hz, 12-24 Hz et 24-48 Hz) pour obtenir MxQ matrices de mesure de référence filtrées A7Z A partir des matrices de mesure filtrées, le dis- positif de surveillance 6 détermine MxQ matrices normées de covariance spatiale de référence Cref par la formule : m,q Crefref *É9e T -ef T )1 trace(X - ° m,q mm' 111,(1 Les matrices de covariance spatiale Cre caracté- m,q risent la synchronisation des activités neuronales au cours du temps. Ces matrices de covariance spatiale comportent, dans la diagonale, les synchronisations locales et, hors diagonale, les synchronisations à distance qui sont alors les caractéristiques de la dynamique du réseau neuronal. Puis, dans chaque bande de fréquence, des matrices de référence ou prototypes PRm re[l_R] sont déterminées à partir de la répartition des matrices de covariance spatiale C. Chaque prototype est un représentant d'une sous-classe de la synchronisation, et est ici estimé par une moyenne de Karcher des matrices de Covariance spatiale de référence Ce de voisinage. La procédure de calcul des prototypes PRI' utilisée dans le présent mode de mise en oeuvre est décrite ci-dessous et est appliquée pour chaque bande de fréquence. Ce calcul repose ici sur l'algorithme des nuées dynamiques (E. Diday, 1971) adapté à la métrique riemannienne. On notera en effet qu'en traitement du signal, on utilise habituellement la norme classique de Frobenius pour définir des distances entre des matrices de covariance (qui sont par définition des matrices Hermitiennes définies positives). Cette approche suppose un espace vectoriel normé de courbure nulle. Cependant, l'espace des matrices Hermitiennes définies positives ressort plutôt des espaces métriques à courbure négative. L'approche proposée dans le cadre de l'invention utilise de préférence les outils de la géométrie Riemannienne pour manipuler les matrices de covariance. Dans ce cadre, la distance entre deux matrices correspond à la géodésique dans l'espace engendré par leur propriété Hermitienne; et la moyenne des matrices de covariance ne correspond plus à une moyenne arithmétique comme classiquement, mais à une moyenne géométrique. 1: procédure C est un tableau de M matrices de covariance. L est le nombre de prototypes 2: k:=M 3 : eps := 10-8 4: kk:=random(k) 5 PR (.7) j :=1:L ; PR new :=0 6: tant que abs (PR new - PR 3 ) > eps 7: PR newl := PR 3 8: pour i:=1 à k 9: label (i):= arg min 3=1:", [dist (PR , C /0: fin pour 11 : calcul de la moyenne de Karcher pour chaque partition PR 12 : pour j:=1 à L; 13 : kj=[label(1:k) := j]; PR I :=M (Ck]) 14: fin pour 15: fin tant que 16: retourner PR Ici, et selon un aspect particulier de l'invention, la distance dist entre les matrices utilisée ici est la distance riemanienne suivante : si 11,P sont deux matrices, alors où les 2k sont les K valeurs propres de la matrice con- jointe PI-1.P2. Cette distance Riemannienne vérifie les trois propriétés d'une distance (symétrie, séparation et inégalité triangulaire). Le calcul de la moyenne de Karcher P/R d'un ensemble de matrices peut se réaliser à l'aide d'une procédure de descente de gradient qui converge rapidement (Pennec et al., 2006) : 1: procédure C est un tableau de M matrices de covariance. 2: CM := C(1); d=0 3: on initialise la moyenne avec la première valeur du tableau. 4: e := 10-8; 5: tant que d > e 6: W := 0 ; 7: pour i -1 à M 8: W := W + log aq (C(1)); 9: on somme les vecteurs tangents dans l'espace tangent }1/2 diSt(P" P2 = E K {1n2 (2k) ic=1 10: fin pour 11: W := W/M," 12: on revient sur la variété avec la carte exponentielle et on réitère 13: CM new := exp (W): distance entre 2 itérations successives 14 : d = dist (CM new, CM) 15: CM=CM new 16: fin tant que 17: MR = CM 18: retourner PIR; Avec comme opérateurs exp c24 W = CM 1/2 exp (CM W CM ) CM log cm ( C) = CM 1/2 log (CM C CM ) CM 1/2 Une fois les matrices de référence ou prototypes PRm déterminés, le dispositif de surveillance calcule un seuil S par la méthode suivante. On calcule les distances entre chaque matrice de covariance spatiale de référence Cmf et le prototype PRm le plus proche, et on détermine ,q la distance médiane DM de toutes les distances ainsi calculées. Le seuil S est alors pris égal à la moyenne arithmétique des valeurs absolues MVA des écarts de cha- cune des distances ainsi calculées à la distance médiane DM : 1: procédure de calcul du seuil C est un tableau de M matrices de covariance. L est le nombre de prototypes 2: pour i:=1 à M 3: d(i) := arg min j=1: L [dist (S j C i)]); 4: fin pour 5: MVA := moyenne arithmétique (valeur absolue (dist- médiane(dist))) 6: S := MVA x MVA 7: return S En variante, le seuil peut être déterminé de tout autre façon. Par exemple, on peut retenir comme seuil la moyenne statistique de toutes les distances ainsi calculées, augmentée de trois écarts-types. L'étape préalable de caractérisation de l'état physiologique de référence étant maintenant réalisé, le dispositif de surveillance 6 peut mettre en oeuvre une surveillance de l'état physiologique du patient en temps réel comme suit. Comme indiqué à la figure 2, le dispositif de surveillance 6 mesure des signaux électro- encéphalographiques du patient en temps réel et effectue ainsi des mesures dans M segments temporels sont ainsi effectuées. Chaque mesure donne lieu à une matrice X. de n signaux mesurés à p instants pendant le segment temporel m. Puis le dispositif de surveillance 6 filtre et centre chaque matrice de mesure X. dans Q bandes de fréquence (de préférence les cinq bandes de fréquence habituelles 1-4 Hz, 4-8 Hz, 8-12 Hz, 12-24 Hz et 24-48 Hz) pour obte- nir MxQ matrices de mesure filtrées X.,q. A partir des matrices de mesure filtrées, on détermine MxQ matrices normées de covariance spatiale par la formule Cinq = km,q ,q7' trace(X m,(1 1,4(1 T Pour chaque segment temporel m, le dispositif de surveillance calcul un écart à l'état physiologique de référence em par : ei_ = min dist(Cm,i/ 9 PRv.))> ' q=1 Si l'un des écarts ainsi déterminés est plus grand que le seuil S, c'est alors le signe que l'état physiologique du patient est éloigné de l'état physiolo- gique de référence. Dans ce cas, le dispositif de surveillance 6 modifie la consigne envoyée au dispositif d'assistance respiratoire 4 pour en modifier le fonctionnement dans un sens tendant à ramener le patient vers l'état physiologi- que de référence. Les étapes de la figure 2 sont répétées en boucle pour permettre une surveillance permanente du patient. Le graphique de la figure 4 montre un essai 15 d'identification selon le procédé de l'invention de l'état physiologique d'un patient induit par des modifications encéphalographiques consécutives à une contrainte respiratoire. La partie de la courbe référencée VS correspond à 20 une situation de ventilation spontanée utilisé comme ré- férence, tandis que la partie de la courbe intitulée charge correspond à une dysharmonie provoquée. Le graphe du haut est l'écart entre l'état de référence et l'état physiologique actuel du patient, tracée en fonction du 25 temps. Le graphe du bas est le résultat de la détection de l'état dysharmonique, pour différentes périodes d'intégration sur des fenêtres mobiles de 4, 8, 12 secondes, respectivement. On constate que quelques fausses 30 alarmes sont détectées en situation de ventilation spon- tanée sur 500 fenêtres analysées (0.6 %) suivant l'intégration réalisée sur une durée totale de 2000 secondes. On constate que la situation de dysharmonie est détectée à coup sûr par la mise en oeuvre du procédé de l'invention. L'invention n'est pas limitée à ce qui vient d'être décrit, mais englobe au contraire toute variante entrant dans le cadre défini par les revendications. En particulier, bien que le dispositif de sur- veillance est ici extérieur au dispositif d'assistance, il peut bien sûr être intégré dans ce dernier. REFERENCES DAMASIO, A.R. (1990). " Synchronous activation in multi- ple cortical regions : a mechanism for recall." Semin. Neurosci., 2: 287-297. DIDAY E. (1971) - « Une nouvelle méthode en classifica- tion automatique et reconnaissance des formes : la mé- thode des nuées dynamiques », Revue de Statistique Appliquée, XIX (2), pp.19-33. FREEMAN, W.J. (1975). "Mass Action in the nervous sys- tem." Academic Press, New York. Fletcher T., Conglin Lu, Stephen M. Pizer, and Sarang C. Joshi. (2004). "Principal geodesic analysis for the study of nonlinear statistics of shape." IEEE Transactions on Medical Imaging, 23(8):995, 2004. GRAY, C.M., and W. SINGER. (1989). " Stimulus-specific neuronal oscillations in orientation columns of cat visual cortex." Proc. Nàtl. Acad. Sci. USA, 86 (5): 1698- 1702. LLINAS, R., U. RIBARY, et al. (1994). " Content and con- text in temporal thalamocortical binding." In : Buzsaki G. (ed) : Temporal coding in the brain. Berlin and Hei- delberg. Springer-Verlag., 251-272. MILNER, P.M. (1974). " A model for visual shape recognition," Psychol Rev., 81: 521-535. MOAKHER M. (2005) "A differential geometric approach to the geometric mean of symmetric Positive-Definite ma- trices". SIAM J. Matrix Anal. Appl., 26 : 735-747. PENNEC X., FILLARD P., and AYACHE N. (2006) "A Riemannian Framework for Tensor Computing," Int'l J. Computer Vision, 66: 41-66 RODRIGUEZ E., GEORGE N., LACHAUX J.P., MARTINERIE J., RENAULT B. and VARELA F. (1999) Perception shadow: long distance gamma band synchronisa- tion and desynchronization on the human scalp. Nature, 397: 430-433. RODRIGUEZ E., JERBI K., LACHAUX JP. And MARTINERIE J.(2010) Brainweb 2.0 : the quest for synchrony in Ten years of Nature Reviews Neuroscience: insights from the highly cited, Nature Reviews Neuroscience, 11, pp 718-726 , 201 SINGER, W. (1995). " Time as coding space in neocortical processing : a hypothesis." In : Gazzaniga MS (ed) The cognitive neurosciences. Cambridge, London : The MIT Press. 91-104. VARELA, F.J. (1995). " Resonant cell assemblies: a new approach to cognitive function and neuronal synchrony." Biol. Res., 28: 81-95, VARELA F., LACHAUX J.P., RODRIGUEZ E. & MARTINERIE J. (2001) The Brainweb: Phase synchronization and Large-scale integration. Nature Rev Neurosci., 2: 229-239. VON DER MARLSBURG, C. (1981). " The correlation theory of brain function." Internai Report, 81- 2. Max-Plank- Institut für Biophysikalische Chemie. REVENDICATIONS1. Procédé de détection d'un état physiologique d'un patient déviant d'un état physiologique de réfé- rence, dans lequel, après avoir déterminé dans chacune de Q bandes de fréquence un pôle de référence PRq avec qe[1...Q] représentatif de l'état physiologique de réfé- rence, les étapes suivantes sont répétées en boucle : - effectuer dans M segments temporels des mesures d'un signal électro-encéphalographique du pa- tient selon n voies et à p instants pour générer M matrices de mesure XII, comportant nxp échantillons, pour me[1...M] - filtrer et centrer chaque matrice de mesure Xm dans les Q bandes de fréquence pour obtenir MxQ matrices de mesure filtrées 2V,,,,q et déterminer MxQ matrices normées de covariance spatiale par la formule glitraCe(XmjqT); - pour chaque segment temporel m, déterminer des distances dm,q entre chaque matrice normée de cova- riance spatiale Cflmi et le pôle de référence PRq, et déterminer un écart em à l'état physiologique de référence en fonction des distances d,q. - comparer chacun des écarts em à l'état physiologique de référence à un seuil S déterminé. 2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'étape de mesure et les étapes de calcul sont effectuées en temps réel. 3. Procédé selon la revendication 1, dans lequel chaque pôle de référence PRq est constitué de R matrices de référence ou protoypes PRm qui sont déterminées de la façon suivante : - effectuer dans M segments temporels des mesures d'un signal électro-encéphalographique du pa- tient selon n voies et à p instants pour générer M matrices de mesure e de dimension nxp pour me[1...M], alors que le patient est dans l'état phy- siologique de référence ; - filtrer et centrer chaque matrice de mesure Xm dans les Q bandes de fréquence pour obtenir MxQ matrices de mesure filtrées .474 et déterminer MxQ matrices normées de covariance spatiale par la formule ref r)I tracevi T ° inqr - n 1,q - déterminer dans chaque bande de fréquences les R matrices de référence ou prototypes PRm re[l_R] à partir des matrices normées de covariance Cr(f. en nu utilisant l'algorithme des nuées dynamiques. 20 4. Procédé selon la revendication 3, dans lequel le seuil S est déterminé selon les étapes suivantes : - calculer des distances efq entre chaque matrice de covariance Ce et celui des prototypes PRm qui en nu est le plus proche ; 25 - déterminer la distance médiane DM de toutes ces dis- tances el calculées, le seuil S étant pris égal à la moyenne arithmétique des valeurs absolues MVA des écarts de chacune des distances d,q à la distance médiane DM. 30 5. Procédé selon la revendication 3, dans lequel, pour chaque bande de fréquence, les distances clin,q entre chaque matrice normée de covariance et le pole de réfé- rence sont déterminées par d argir.linRdisem,q,PRA Cre ,g 6. Procédé selon la revendication 5, dans lequel L'écart à la situation de référence est donné par la somme des distances dm,' q=1 7. Procédé selon la revendication 3, dans lequel le pôle de référence PR, de chaque bande de fréquence est constitué par la courbe principale géodésique définie par les matrices de covariance Ce qui maximise la quantité d'information, de préférence à au moins 95%. 8. Procédé selon les revendications précédentes, dans lequel les distances sont calculées conformément à la distance riemanienne entre deux matrices Pl,P2 sui- vante : dist(11, P2 )= {E in 2 (2k ) où les 2ksont les K valeurs propres de la matrice con- jointe Pi-] 9. Dispositif de surveillance pour mettre en oeu- vre le procédé selon l'une des revendications précéden- tes, comportant : - des moyens de mesure (5) de signaux électro20 encéphlographique pour mesurer les signaux électroencéphalogrpahiques d'un patient ; - des moyens de traitement de signal en temps réel (7) pour mettre en oeuvre le procédé selon la revendication 1, comprenant au moins des moyens détermination 25 des pôles de référence et du seuil, et des moyens de cal- cul d'écarts à la situation de référence ; - des moyens de réaction (8) pour réagir à un dé- passement du seuil. 10. Dispositif de surveillance selon la revendi- 30 cation 9, dans lequel les moyens de réaction comprennent des moyens d'avertissement pour avertir du dépassement du seuil. k=16 11. Dispositif de surveillance selon la revendication 9, dans lequel les moyens de réaction comprennent un générateur de consigne à destination d'un dispositif d'assistance médicale auquel le patient est relié, le gé- nérateur de consigne étant adapté à faire varier la con- signe en réponse au dépassement du seuil pour modifier le fonctionnement du dispositif d'assistance médicale de sorte à faire revenir le patient vers l'état physiologique de référence. 12. Dispositif d'assistance médicale comportant un dispositif de surveillance selon la revendication 9.