Brevet FR3043539A1 — publié le 20170519

DISPOSITIF ET PROCÉDÉ DE MESURE DE RIGIDITÉ ARTÉRIELLE D'UN PATIENT L'invention concerne un dispositif et un procédé de mesure de la rigidité artérielle du patient. L'hypertension artérielle est la première maladie chronique dans le monde. L'un des nombreux facteurs favorisant l'hypertension artérielle est la rigidité artérielle. Elle représente la capacité qu'ont les gros troncs artériels ( GTA) proximaux d'amortir la pulsatilité artérielle qui existe au niveau de l'aorte ascendante et de la transformer en un débit continu au niveau des artérioles, de manière à protéger les organes cibles de l'hyperpulsatilité. Lorsque la rigidité artérielle dépasse des valeurs seuil ( dépendant de l'âge du patient ) , cela peut être le signe que la fonction d'amortissement des GTA est altérée, ce qui entraîne une élévation inappropriée de la pression systolique et diastolique. Cependant, la connaissance de la rigidité artérielle n'est pas suffisante en soi pour permettre un diagnostic à des fins curatives. De nombreux autres facteurs entrent en ligne de compte, tels que l'âge du patient, son état général, son activité sportive, sa génétique, etc. La rigidité artérielle peut être calculée à partir de différents types de mesures : - des mesures indirectes, comme la pression systolique ou pulsée carotidienne et de l'index d'augmentation ( Alx = pression d'augmentation/pression pulsée = P2/ ( P1 -P3 ) ) . L'avantage de ces dernières mesures est de renseigner sur la charge tensionnelle systolique ou pulsée qui s'exerce sur les organes cibles ; et 3043539 2 - des mesures directes, comme la mesure de la vitesse de propagation d'une onde de pouls entre deux artères. La présente invention concerne le calcul de la rigidité artérielle 5 par la mesure de la vitesse de propagation d'une onde de pouls entre deux artères : - entre l'artère carotide et l'artère fémorale : c'est la vitesse d'onde de pouls (VOP) carotido-fémorale ; ou - entre l'artère humérale et l'artère tibiale postérieure : c'est la VOP bras- 10 cheville. Cette mesure a été développée dans certaines régions du monde pour éviter d'exposer la région de l'aine. Cependant, la réalité anatomique du trajet parcouru par l'onde de pouls n'est toujours pas déterminée, de sorte que la mesure carotido-fémorale est préférée. Ainsi, on mesure le temps de transit de l'onde de pouls qui va 15 d'une artère à l'autre. La rigidité artérielle est alors calculée sous la forme d'une vitesse en mètre par seconde grâce à la formule V = D/T où D est la distance carotido-fémorale mesurée chez le patient et T le temps de transit de l'onde de pouls. Il existe actuellement différentes techniques pour calculer la vitesse 20 de l'onde de pouls : la tonométrie, le doppler, les manchons gonflables, les capteurs mécaniques ( effet Hall, piezzo, etc. ), l'ECG, l'IRM, etc. Ces méthodes souffrent de plusieurs inconvénients. Certaines sont très coûteuses et complexes à mettre en oeuvre (IRM, ECG ) . D'autres nécessitent une bonne expérience de l'opérateur et des capteurs de bonne qualité pour 25 obtenir des mesures fiables et reproductibles. En outre, pour la mesure de la VOP carotido-fémorale, il est nécessaire d'exposer la région de l'aine pour positionner et fixer correctement le capteur. Outre certaines cultures qui refusent une telle exposition, même à des 3043539 3 médecins, cela peut s'avérer gênant chez certains patients et le stress anormalement élevé lors de la mesure peut fausser les résultats. Enfin, les techniques les plus facile à mettre en oeuvre, que sont la tonométrie et les capteurs de pression sont souvent inefficaces chez les patients 5 qui présentent un indice de masse corporelle élevé. Or, ces personnes sont particulièrement exposées au risque d'hypertension artérielle. La présente invention vise donc à proposer un dispositif fiable, économique et pratique de mesure de vitesse d'onde de pouls et de calcul de la rigidité artérielle. 10 Ainsi, l'invention propose d'utiliser deux capteurs utilisant le principe de la photopléthysmographie optique, similaires à celui utilisé pour la mesure de la pression sanguine capillaire. Dans cette application, un seul capteur est utilisé et positionné à l'extrémité du doigt. Au contraire, l'invention utilise deux capteurs photopléthysmographiques de manière synchrone et simultanée positionnés, 15 en utilisation, sur la peau d'un patient, et au-dessus de l'artère carotidienne et de l'artère fémorale. À cette fin, l'invention a pour objet un dispositif de calcul de rigidité artérielle d'un patient, humain ou animal comprenant : 20 - un premier capteur destiné à être positionné, en position d'utilisation, contre la peau d'un patient située sur une artère carotide, et comprenant une source lumineuse et un convertisseur lumière/fréquence ; - un second capteur destiné à être positionné, en position d'utilisation, contre la peau d'un patient située sur une artère fémorale, et comprenant une 25 source lumineuse et un convertisseur lumière/fréquence ; et - une unité de commande reliée aux capteurs par liaison filaire ou hertzienne, adaptée pour : 3043539 4 o commander un fonctionnement simultané de la source lumineuse des deux capteurs, et pour o enregistrer des données envoyées par le convertisseur des deux capteurs en réponse à un signal lumineux envoyé par les sources 5 lumineuses et réfléchi respectivement par les artères carotide et fémorale ; - Une unité de calcul de la rigidité artérielle comprenant une interface d'entrée de la distance séparant le premier capteur et le deuxième capteur en position d'utilisation, et programmée pour : 10 o Mesurer la différence de temps entre l'impulsion mesurée au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée au niveau de l'artère fémorale o Calculer la rigidité artérielle comme étant égale à 0,8 x dL/dT, où : 15 ^ dL est la distance séparant le premier et le deuxième capteur en position d'utilisation, et ^ dT est la différence de temps entre l'impulsion mesurée par le premier capteur au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée par le second capteur au niveau de l'artère fémorale. 20 Selon des modes de réalisation particuliers : - chaque source lumineuse peut être constituée d'une pluralité de diodes électroluminescentes, avantageusement agencées de manière circulaire autour du convertisseur lumière/fréquence ; - chaque source lumineuse peut être suffisante pour que le convertisseur reçoive 25 une irradiance en 1.1W/cm2 comprise entre 20 1.1W/cm2 et 500 1.1W/cm2 après réflexion de la lumière par les artères carotide et fémorale ; 3043539 5 - le premier capteur peut comporter un collier réglable de fixation du capteur autour du cou du patient, en position d'utilisation ; - le second capteur peut être agencé à une extrémité d'un manche de préhension de forme oblongue et d'au moins 15 cm de longueur, de préférence 5 de longueur comprise entre 15 et 50 cm ; - les capteurs peuvent comporter un moyen de mesure de la distance qui les sépare en position d'utilisation ; - chaque source lumineuse peut être constituée d'une pluralité de diodes électroluminescentes infrarouge émettant à une longueur d'onde de 850 nm, 10 et chaque convertisseur lumière/fréquence comprend une photodiode couplée à un convertisseur courant/fréquence ; - l'unité de calcul peut comprendre un moyen de réglage d'une fréquence d'échantillonnage comprise entre 100 mesures par seconde et 1000 mesures par seconde, de préférence de 500 mesures par seconde ; et/ou 15 - l'unité de calcul peut être programmée pour effectuer un filtrage passe-bande entre 0,5Hz et 10Hz avant de mesurer la différence de temps entre l'impulsion mesurée par le premier capteur au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée par le second capteur au niveau de l'artère fémorale. 20 L'invention a également pour objet un procédé de calcul de la rigidité artérielle d'un patient comprenant les étapes suivantes : ( a ) positionner un premier capteur comprenant une source lumineuse et un convertisseur lumière/fréquence, contre la peau d'un patient située sur une artère carotide ; 25 ( b ) positionner un second capteur comprenant une source lumineuse et un convertisseur lumière/fréquence, contre la peau d'un patient située sur une artère fémorale ; 3043539 6 (c) mesurer la distance séparant le premier et le deuxième capteur en position d'utilisation ( d ) actionner les capteurs de manière synchrone et simultanée de manière à mesurer l'onde de pouls entre l'artère carotide et l'artère fémorale ; 5 ( g ) mesurer la différence de temps entre l'impulsion mesurée au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée au niveau de l'artère fémorale ; ( h ) calculer la rigidité artérielle comme étant égale à 0,8 x dL/dT, où : ^ dL est la distance séparant le premier et le deuxième capteur en position d'utilisation, et 10 ^ dT est la différence de temps entre l'impulsion mesurée par le premier capteur au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée par le second capteur au niveau de l'artère fémorale. Selon des modes de réalisation particuliers : 15 - le procédé peut comprendre, entre les étapes ( d ) et ( g ) , les étapes consistant à : ( e ) définir une fréquence d'échantillonnage comprise entre 100 mesures par seconde et 1000 mesures par seconde, de préférence de 500 mesures par seconde ; 20 (f ) effectuer un filtrage passe-bande entre 0,5Hz et 10Hz. - l'étape ( g ) de mesure de la différence de temps entre l'impulsion mesurée au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée au niveau de l'artère fémorale peut être effectuée par la méthode des tangentes. 25 D'autres caractéristiques de l'invention seront énoncées dans la description détaillée ci-après, faite en référence aux dessins annexés, qui représentent, respectivement : 3043539 7 - la figure 1, une vue schématique en coupe d'un capteur selon l'invention, placé au-dessus d'une artère ; - la figure 2, une vue schématique en perspective du dispositif de mesure de vitesse d'onde de pouls selon l'invention en position d'utilisation sur un 5 patient ; - les figures 3 à 5, des vues schématiques en perspective d'un mode de réalisation préféré d'un capteur photopléthysmographique selon l'invention destiné à être positionné au-dessus de l'artère carotide ; - la figure 6, une vue schématique en plan du capteur des figures 2 à 4 10 illustrant l'agencement des sources lumineuses et du convertisseur lumière/fréquence ; - les figures 7 à 9, des vues schématiques en perspective d'un mode de réalisation préféré d'un capteur photopléthysmographique selon l'invention destiné à être positionné au-dessus de l'artère fémorale ; 15 - la figure 10, une vue schématique en plan d'un exemple d'interface affichant le signal capté et traité selon une première méthode par le dispositif selon l'invention et le calcul de la rigidité artérielle ; et - la figure 11, une vue schématique d'une deuxième méthode de calcul de la rigidité artérielle par le dispositif selon l'invention. 20 La figure 1 illustre un capteur photopléthysmographique 100 placé contre la peau P d'un patient située sur une artère carotide ou fémorale A. Le principe de photopléthysmographie repose sur l'absorption de la lumière par l'oxygène présent dans le sang. La lumière émise par le capteur se réfléchit sur un tissu possédant une vascularisation artérielle puis elle est 25 captée par un photodétecteur ( dans l'invention, il s'agit d'un convertisseur lumière/fréquence ) . Le signal obtenu est une onde photopléthysmographique, rythmée par la pulsatilité artérielle et dont l'amplitude dépend de l'absorption lumineuse par le sang artériel. 3043539 8 Le capteur 100 comporte des diodes électroluminescentes 10 émettant de la lumière dans le sens des flèches F1 vers l'artère A. De préférence, les diodes émettent dans une gamme de longueur d'onde infrarouge, avantageusement à 850 nm. Par exemple, des telles diodes sont vendues par 5 la société OSRAM ® sont la référence SFH 4356P Infrared Emitter ( 850 nm ) . Lorsqu'un signal de commande S1 des diodes 10 est envoyé, la lumière est émise vers l'artère. Une partie est alors réfléchie dans le sens des flèches F2 vers le photodétecteur 20. Ce dernier est un convertisseur lumière/fréquence comprenant une photodiode 21 couplée à un convertisseur 10 courant/fréquence 22. La lumière reçue est alors transformée par la photodiode 21 en courant puis convertie en un signal de fréquence par le convertisseur 22. Ce dernier est relié à un enregistreur des données envoyées par le convertisseur du capteur. 15 Par exemple, un tel convertisseur lumière/fréquence est commercialisé par la société Texas Instruments@ sous la référence TSL235LF. La mise en oeuvre du dispositif selon l'invention est illustré en figure 2. Selon l'invention, le dispositif 1 de mesure de vitesse d'onde de 20 pouls d'un patient comporte deux capteurs identiques : - un premier capteur 100 destiné à être positionné, en position d'utilisation, contre la peau d'un patient située sur une artère carotide (voir figure 2 ), et comprenant une source lumineuse et un convertisseur lumière/fréquence ; - un second capteur 200 destiné à être positionné, en position d'utilisation, 25 contre la peau d'un patient située sur une artère fémorale (voir figure 2), et comprenant une source lumineuse et un convertisseur lumière/fréquence ; et 3043539 9 Il comporte également une unité de commande 300 reliée aux capteurs 100 et 200 par liaison filaire ou hertzienne. L'unité de commande 300 est adaptée pour commander un fonctionnement simultané de la source lumineuse 10 des deux capteurs 100 et 5 200, et pour enregistrer les données S100 et S200 envoyées par les deux capteurs en réponse à un signal lumineux envoyé par les sources lumineuses 10 et réfléchi respectivement par les artères carotide et fémorale. Le calcul de la rigidité artérielle d'un patient, humain ou animal, selon l'invention comprend les étapes suivantes : 10 ( a ) positionner le premier capteur 100 contre la peau d'un patient située sur une artère carotide ; ( b ) positionner le second capteur 200 contre la peau d'un patient située sur une artère fémorale ; Pour une bonne fiabilité de la mesure, il est nécessaire de 15 positionner les capteurs 100 et 200 du même côté du patient : sur l'artère carotide droite et l'artère fémorale droite, ou sur l'artère carotide gauche et l'artère fémorale gauche. En outre, le patient doit être allongé et le manche du capteur fémorale 200 orienté vers le haut : on insère le capteur sous les vêtements du patient par la partie haute du corps, au-dessus de l'aine. 20 Le procédé de calcul de la rigidité artérielle selon l'invention comprend également les étapes suivantes : (c) mesurer la distance ( dL) séparant le premier et le deuxième capteur en position d'utilisation ; ( d ) actionner les capteurs 100-200 de manière synchrone et simultanée de 25 manière à mesurer l'onde de pouls entre l'artère carotide et l'artère fémorale ; ( g ) mesurer la différence de temps entre l'impulsion mesurée au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée au niveau de l'artère fémorale ; ( h ) calculer la rigidité artérielle comme étant égale à 0,8 x dL/dT, où : 3043539 10 ^ dL est la distance séparant le premier capteur 100 et le deuxième capteur 200 en position d'utilisation, et ^ dT est la différence de temps entre l'impulsion S100 mesurée par le premier capteur 100 au niveau de l'artère carotide et 5 l'impulsion S200 mesurée par le second capteur 200au niveau de l'artère fémorale. Sur la figure 2, l'enregistrement de l'unité de commande 300 est fait sous la forme d'un graphique du signal de fréquence en fonction du temps. Avantageusement, l'enregistrement est mémorisé dans une mémoire 10 ( non illustrée ) afin de pouvoir archiver les enregistrements de chaque patient et pouvoir faire un traitement ultérieur des données afin d'établir, par exemple, l'évolution de la VOP pour chaque patient. Pour effectuer le calcul de la rigidité artérielle, le dispositif 1 selon l'invention comporte une unité 400 de calcul de la rigidité artérielle, 15 avantageusement intégrée à l'unité de commande 300 et programmée pour : o mesurer la différence de temps dT entre l'impulsion mesurée au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée au niveau de l'artère fémorale ; et o calculer la rigidité artérielle comme étant égale à 0,8 x dL/dT, où : 20 ^ dL est la distance séparant le premier capteur 100 et le deuxième capteur 200 en position d'utilisation, et ^ dT est la différence de temps entre l'impulsion mesurée par le premier capteur au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée par le second capteur au niveau de l'artère fémorale. 25 La connaissance de la rigidité artérielle ne suffit pas à poser un diagnostic à des fins curatives. Ce n'est qu'un critère parmi d'autres que le 3043539 11 médecin prendra en compte pour poser son diagnostic, après avoir procédé à des examens complémentaires. La distance dL entre les deux capteurs 100-200 doit être renseignée pour que le dispositif puisse calculer la rigidité artérielle. À cette fin, 5 le dispositif comporte une interface d'entrée de la distance dL séparant le premier et le deuxième capteur en position d'utilisation. Cette interface peut permettre une saisie manuelle de la distance dL par l'opérateur ( par exemple un clavier ou une molette ), et/ou une saisie automatique par un moyen de mesure automatique de la distance qui sépare les deux capteurs en position d'utilisation ( il est 10 possible d'utiliser des capteurs ultrasons ou laser pour mesurer cette distance ) . La distance dL entre les deux capteurs 100-200 est la distance directe carotidofémorale qui est retenue pour le calcul de la rigidité artérielle. Cette distance peut être mesurée manuellement, par exemple à l'aide d'un mètre-ruban ou d'une toise. 15 Alternativement, l'invention prévoit que les capteurs 100-200 comportent un moyen de mesure de la distance qui les sépare en position d'utilisation. Il peut s'agir, par exemple, de capteur électroniques ou d'une cordelette graduée montée sur enrouleur, de sorte que la distance entre les deux capteurs en position d'utilisation soit immédiatement connue. En particulier, le 20 moyen de mesure est agencé pour indiquer la distance directe entre les deux convertisseurs lumière/fréquence des capteurs 100-200. Comme illustré sur la figure 2, l'unité de commande comporte un moyen de réglage 310 de la fréquence d'échantillonnage. Selon l'invention, cette fréquence d'échantillonnage est comprise entre 100 mesures par seconde et 1000 25 mesures par seconde, de préférence de 500 mesures par seconde. Autrement dit, l'opérateur règle l'intervalle entre deux mesures pour que l'unité de commande 300 commande un fonctionnement simultané de la source lumineuse 10 des deux capteurs 100 et 200, et pour enregistrer les données S100 et S200 envoyées 3043539 12 par les deux capteurs toutes les millisecondes à toutes les 10 millisecondes, de préférence toutes les 2 millisecondes. Avantageusement, l'unité de calcul 400 est également programmée pour appliquer un filtre passe-bande entre 0,5Hz et 10Hz avant de mesurer la 5 différence de temps dT entre l'impulsion mesurée au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée au niveau de l'artère fémorale, et donc avant de calculer la rigidité artérielle. Les figures 3 à 6 illustrent un mode de réalisation du capteur 100 destiné à être positionné sur le cou d'un patient, au-dessus de l'artère 10 carotide. La figure 3 représente le capteur 100 vu de sa face extérieure, c'est-à-dire celle qui n'est pas en contact avec la peau du patient. Le capteur comprend un boitier 110 muni de passants 120 pour une sangle 130 ( voir figure 4) ou un collier réglable de fixation du capteur 15 autour du cou du patient, en position d'utilisation. Dans le mode de réalisation de la figure 4, le capteur 100 comporte une prise de branchement pour une alimentation et/ou un câble de transfert des données. Alternativement, le boitier peut comporter un logement pour une 20 batterie, et un émetteur récepteur radio pour recevoir les commandes et envoyer les données captées. La figure 5 illustre le boitier 110 vue de dessous, c'est-à-dire vu du côté de la face intérieure destinée à être en contact avec la peau du patient. 25 Sur cette face intérieure, le boitier présente un évidement 140 pour loger la source lumineuse et le convertisseur lumière/fréquence. La figure 6 illustre un agencement avantageux de l'invention permettant une mesure efficace et économique. 3043539 13 La source lumineuse est constituée d'une pluralité de diodes électroluminescentes 10, ici huit, et agencées de manière circulaire autour du convertisseur lumière/fréquence 20. Cet agencement permet une illumination suffisante de l'artère grâce 5 au recouvrement des zones d'éclairement des diodes 10 et assure un retour lumineux significatif vers le convertisseur lumière/fréquence 20. Le choix des diodes électroluminescentes est important pour obtenir une mesure de bonne qualité. Ainsi, selon l'invention, la source lumineuse de chaque capteur 10 100-200 est constituée d'une pluralité de diodes électroluminescentes infrarouge émettant à une longueur d'onde de 850 nm. La qualité du signal reçu est directement liée à la quantité de lumière perçue par le convertisseur lumière/fréquence 20. Pour obtenir des résultats optimaux, chaque source lumineuse est suffisante pour que le convertisseur 15 reçoive une irradiance en 1.1W/cm2 comprise entre 20 1.1W/cm2 et 500 1.1W/cm2 après réflexion de la lumière par les artères carotide et fémorale. Le convertisseur lumière/fréquence 20 comprend une photodiode 21 couplée à un convertisseur courant/fréquence 22. Lorsque le convertisseur lumière/fréquence 20 est un convertisseur 20 TSL235LF commercialisé par la société Texas Instruments ®, l'irradiance requise est obtenu par l'utilisation d'une source lumineuse composée de huit diodes SFH 4356P commercialisées par la société OSRAM ® et agencées de manière circulaire autour du convertisseur lumière/fréquence. Les figures 7 à 9 illustrent un mode de réalisation du capteur 25 200 destiné à être positionné au niveau de l'aine d'un patient, au-dessus de l'artère fémorale. 3043539 14 Le capteur second 200 est agencé à une extrémité d'un manche 210 de préhension de forme oblongue et d'au moins 15 cm de longueur, de préférence de longueur comprise entre 15 et 50 cm. Ce manche permet à l'opérateur de positionner le capteur au- 5 dessus de l'artère fémorale tout en gardant sa main à distance de la zone de l'aine. En outre, le manche permet de glisser le capteur sous les vêtements du patient, lui évitant de découvrir cette zone (voir figure 2 ) . Cela limite le stress du patient et assure une meilleure qualité de mesure et un résultat plus significatif. Cela permet également de proposer une mesure entre les artères 10 carotides et fémorale dans des régions du monde où la rigidité artérielle est habituellement mesurée entre l'artère humérale et l'artère tibiale postérieure. La figure 7 illustre le capteur 200 vu de sa face extérieure, c'est-à-dire celle qui n'est pas en contact avec la peau du patient. La figure 8 illustre le capteur 200 vu de sa face intérieure 15 destinée à être en contact avec la peau du patient. L'extrémité du capteur 200 présente un évidement 240 pour loger la source lumineuse et le convertisseur lumière/fréquence. La figure 9 illustre le capteur 200 vu de trois-quarts. Cette vue montre que le manche 210 est de forme oblongue et avantageusement aplatie, 20 c'est-à-dire qu'il présente une épaisseur h très inférieure à sa largeur f, afin de faciliter son glissement sous les vêtements du patient. La source lumineuse et le convertisseur sont identiques à ceux du premier capteur, et leur agencement est identique ( voir figure 6) . La figure 10 illustre un premier exemple d'interface 500 affichant 25 le signal capté et traité selon une première méthode par le dispositif selon l'invention. L'interface 500 affiche de préférence : 3043539 15 - dans une première zone 510 : la distance dL, mesurée entre le premier capteur 100 positionné au-dessus de l'artère carotide et le second capteur 200 positionné au-dessus de l'artère fémorale. Dans l'exemple : 0,75 mètre ; - dans une deuxième zone 520 : l'intervalle de mesure choisi par l'opérateur. 5 Dans l'exemple : 2 ms, soit une fréquence de mesure de 500 mesures par seconde ; - dans une troisième zone 530 : le signal S100 envoyé par le capteur 100 et le signal S200 envoyé par le capteur 200, ainsi que la méthode de détermination de dT, la différence de temps entre l'impulsion mesurée par le 10 premier capteur au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée par le second capteur au niveau de l'artère fémorale ; - dans une quatrième zone 540 : le résultat du calcul de l'indice de rigidité artérielle. Dans l'exemple : 7,7 m/s. Optionnellement, l'interface peut afficher, dans une cinquième zone 15 550, le signal brut capté par les convertisseurs 20 des capteurs 100 et 200, afin de permettre à l'opérateur de vérifier que les capteurs sont bien positionnés. Le dispositif de calcul de la rigidité artérielle selon l'invention peut calculer la différence de temps dT par plusieurs méthodes. Une première méthode, illustrée en figure 10, et qui donne des 20 résultats corrects est la détection des maxima ou minima des signaux S100 et S200, et de calculer la différence de temps entre ces maxima/minima. L'invention propose une deuxième méthode permettant d'améliorer la précision du calcul en effectuant un traitement supplémentaire du signal avant le calcul de dT. 25 Tout d'abord, l'unité de calcul 400 applique un filtre passe-bande entre 0,5Hz et 10Hz sur le signal. Puis, la mesure de différence de temps dT entre l'impulsion mesurée au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée au niveau de 3043539 16 l'artère fémorale est effectuée par la méthode des tangentes, tel qu'illustré en figure 11, sur laquelle les signaux issus des capteurs 100-200 sont notés, respectivement, S100 et S200, et les signaux dérivés par rapport au temps sont notés, respectivement, dS100/dt et dS200/dt. 5 Pour cela, on calcule le maximum Max ( dS100/dt ) de la dérivée du signal dS100/dt, et on trace la tangente, tanS100, en ce point sur le signal d'origine S100. Ensuite, on relève le point minimum MinS100 sur le signal d'origine et on trace une ligne horizontale tangente en ce point. Le point d'intersection P1 des deux droites est le premier point utilisé pour calculer le 10 temps de transit. On répète le traitement sur le signal S200 et sa dérivée dS200/dt. Pour cela, on calcule le maximum Max( dS200/dt) de la dérivée du signal dS200/dt, et on trace la tangente, tanS200, en ce point sur le signal 15 d'origine S200. Ensuite, on relève le point minimum MinS200 sur le signal d'origine et on trace une ligne horizontale tangente en ce point. Le point d'intersection P2 des deux droites est le second point utilisé pour calculer le temps de transit. Ainsi, la mesure de différence de temps dT entre l'impulsion 20 mesurée au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée au niveau de l'artère fémorale est la différence de temps mesurée entre P2 et Pl. Ce mode de réalisation donne des résultats très précis et facilement calculables automatiquement. L'invention propose donc un dispositif fiable, facile à mettre en 25 oeuvre, permettant une mesure dans la région de l'aine sans générer de stress chez le patient. REVENDICATIONS1. Dispositif (1) de mesure de rigidité artérielle d'un patient, humain ou animal, caractérisé en ce qu'il comprend : - un premier capteur (100) destiné à être positionné, en position d'utilisation, contre la peau ( P ) d'un patient située sur une artère carotide (A), et comprenant une source lumineuse (10) et un convertisseur lumière/fréquence (20); - un second capteur (200) destiné à être positionné, en position d'utilisation, contre la peau d'un patient située sur une artère fémorale, et comprenant une source lumineuse ( 10 ) et un convertisseur lumière/fréquence (20); et - une unité de commande (300) reliée aux capteurs (100-200) par liaison filaire ou hertzienne, adaptée pour : o commander un fonctionnement simultané de la source lumineuse (10) des deux capteurs, et pour o enregistrer des données envoyées par le convertisseur (20) des deux capteurs en réponse à un signal lumineux envoyé par les sources lumineuses (10) et réfléchi respectivement par les artères carotide et fémorale ; - une unité de calcul (400) de la rigidité artérielle comprenant une interface d'entrée de la distance ( dL) séparant le premier capteur (100) et le deuxième capteur (200) en position d'utilisation, et programmée pour : o Mesurer la différence de temps ( dT ) entre l'impulsion (S100) mesurée au niveau de l'artère carotide et l'impulsion (S200) mesurée au niveau de l'artère fémorale o Calculer la rigidité artérielle comme étant égale à 0,8 x dL/dT, où : 3043539 18 ^ dL est la distance séparant le premier et le deuxième capteur en position d'utilisation, et ^ dT est la différence de temps entre l'impulsion mesurée par le premier capteur au niveau de l'artère carotide et l'impulsion 5 mesurée par le second capteur au niveau de l'artère fémorale. 2. Dispositif de mesure de rigidité artérielle selon la revendication 1, dans lequel chaque source lumineuse est constituée d'une pluralité de diodes électroluminescentes (10), avantageusement agencées de manière circulaire autour du convertisseur lumière/fréquence. 10 3. Dispositif de mesure de rigidité artérielle selon la revendication 1 ou 2, dans lequel chaque source lumineuse est suffisante pour que le convertisseur reçoive une irradiance en 1.1W/cm2 comprise entre 20 1.1W/cm2 et 500 1.1W/cm2 après réflexion de la lumière par les artères carotide et fémorale. 4. Dispositif de mesure de rigidité artérielle selon l'une quelconque des 15 revendications 1 à 3, dans lequel le premier capteur comporte un collier réglable (130) de fixation du capteur autour du cou du patient, en position d'utilisation. 5. Dispositif de mesure de rigidité artérielle selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, dans lequel le second capteur (200) est agencé à une extrémité d'un manche de préhension (210) de forme oblongue et d'au moins 20 15 cm de longueur, de préférence de longueur comprise entre 15 et 50 cm. 6. Dispositif de mesure de rigidité artérielle selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, dans lequel les capteurs comportent un moyen de mesure de la distance qui les sépare en position d'utilisation. 7. Dispositif de mesure de rigidité artérielle selon l'une quelconque des 25 revendications 1 à 5, dans lequel chaque source lumineuse est constituée d'une pluralité de diodes électroluminescentes (10) infrarouge émettant à une longueur d'onde de 850 nm, et chaque convertisseur lumière/fréquence (20) comprend une photodiode ( 21 ) couplée à un convertisseur courant/fréquence (22). 3043539 19 8. Dispositif de mesure de rigidité artérielle selon l'une quelconque des revendications 1 à 7, dans lequel l'unité de calcul ( 400) comprend un moyen de réglage ( 310) d'une fréquence d'échantillonnage comprise entre 100 mesures par seconde et 1000 mesures par seconde, de préférence de 500 mesures par 5 seconde. 9. Dispositif de mesure de rigidité artérielle selon l'une quelconque des revendications 1 à 8, dans lequel l'unité de calcul ( 400) est programmée pour effectuer un filtrage passe-bande entre 0,5Hz et 10Hz avant de mesurer la différence de temps ( dT) entre l'impulsion mesurée par le premier capteur au 10 niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée par le second capteur au niveau de l'artère fémorale. 10. Procédé de calcul de la rigidité artérielle d'un patient, humain ou animal, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes suivantes : ( a ) positionner un premier capteur comprenant une source lumineuse et un 15 convertisseur lumière/fréquence, contre la peau d'un patient située sur une artère carotide ; ( b ) positionner un second capteur comprenant une source lumineuse et un convertisseur lumière/fréquence, contre la peau d'un patient située sur une artère fémorale ; 20 (c) mesurer la distance ( dL) séparant le premier et le deuxième capteur en position d'utilisation ( d ) actionner les capteurs de manière synchrone et simultanée de manière à mesurer l'onde de pouls entre l'artère carotide et l'artère fémorale ; ( g ) mesurer la différence de temps entre l'impulsion mesurée au niveau de 25 l'artère carotide et l'impulsion mesurée au niveau de l'artère fémorale ; ( h ) calculer la rigidité artérielle comme étant égale à 0,8 x dL/dT, où : ^ dL est la distance séparant le premier et le deuxième capteur en position d'utilisation, et 3043539 20 ^ dT est la différence de temps entre l'impulsion mesurée par le premier capteur au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée par le second capteur au niveau de l'artère fémorale. 11. Procédé de calcul de la rigidité artérielle selon la revendication 10, 5 comprenant, entre les étapes ( d ) et ( g ), les étapes : ( e ) définir une fréquence d'échantillonnage comprise entre 100 mesures par seconde et 1000 mesures par seconde, de préférence de 500 mesures par seconde ; (f ) effectuer un filtrage passe-bande entre 0,5Hz et 10Hz. 10 12. Procédé de calcul de la rigidité artérielle selon la revendication 10 ou 11, dans lequel l'étape ( g ) de mesure de la différence de temps entre l'impulsion mesurée au niveau de l'artère carotide et l'impulsion mesurée au niveau de l'artère fémorale est effectuée par la méthode des tangentes. 15