FR 2741269 A1 19970523 FR 9513831 A 19951122 La présente invention concerne les "dispositifs médicaux implanta- bles actifs" tels que définis par la Directive 90/385/CEE du 20 juin 1990 du Conseil des communautés européennes, et plus précisément les sti- mulateurs cardiaques ou défibrillateurs de type "sentinelle" dont le fonctionnement dépend de la détection de signaux cardiaques sponta- nément produits par le coeur du patient porteur du dispositif. Lorsqu'une telle activité cardiaque spontanée est effectivement dé- tectée, et si certaines autres conditions sont remplies, l'appareil peut inhiber la stimulation ou, de façon plus générale, adapter son compor- tement aux ondes cardiaques spontanées détectées de manière que ce comportement respecte la physiologie du patient ou, à tout le moins, ne crée aucun risque pour lui. Il est cependant nécessaire, parmi les signaux recueillis, de bien discriminer les "signaux caractéristiques", qui correspondent réelle- ment à des ondes spontanées et qui doivent donc commander une adaptation du comportement du stimulateur, et les "signaux parasites", généralement mêlés aux signaux caractéristiques et captés en même temps que ces derniers. La discrimination entre signaux caractéristiques et signaux parasi- tes dépend de la cavité cardiaque dans laquelle est opérée la détection. Dans l'oreillette, les signaux caractéristiques sont ceux d'ondes P, de fibrillation auriculaire ou d'extrasystole, dont les variations d'ampli- tude peuvent être importantes chez un même patient; il y a lieu de les distinguer des signaux parasites tels que les ondes de lésion et les on- des de repolarisation d'interface coeur-électrode après stimulation. Lorsque la détection est opérée dans le ventricule, les signaux ca- ractéristiques sont ceux d'ondes R, de fibrillation ventriculaire et d'ex- trasystole ventriculaire; il y a lieu de les distinguer des ondes T, des ondes de lésion et des ondes de repolarisation d'interface coeur-élec- trode après stimulation. Si cette discrimination n'est pas opérée de manière convenable, il s'ensuit une "perte de détection" ou "fausse détection" dont les effets ont été largement décrits dans la littérature, avec risque d'induction de malaises chez le porteur du dispositif. Les stimulateurs (ou défibrillateurs) cardiaques actuels sont tous du type "sentinelle" précité et possèdent donc des moyens pour discri- miner les ondes cardiaques spontanées "caractéristiques" des ondes cardiaques "parasites". Cette discrimination est généralement opérée par filtrage fréquen- tiel: typiquement, le signal cardiaque endocavitaire subit un filtrage passe-haut avec une fréquence de coupure comprise entre 10 et 30 Hz, permettant ainsi de fortement atténuer les signaux parasites précités, dont le spectre fréquentiel s'étend moins haut que celui des signaux caractéristiques. Cette technique présente plusieurs inconvénients. En premier lieu, la fréquence charnière permettant de séparer au mieux les deux domaines spectraux respectifs des ondes caractéristi- ques et parasites peut varier selon les patients et nécessite donc, si le stimulateur le permet, un réglage particulier après analyse du signal cardiaque du patient. Une autre difficulté tient au fait que, même si la fréquence charni- ère est optimisée selon le patient, les signaux parasites laissent subsis- ter un résidu dans la bande de fréquence supérieure, résidu qui peut être gênant lorsque le niveau des signaux caractéristiques est très fai- ble. De plus, du fait du filtrage passe-haut, les signaux caractéristiques utiles sont partiellement atténués, ce qui rend plus difficile leur détec- tion. En effet, un signal très pur qui ne comprendrait que des ondes ca- ractéristiques, par exemple, dans le cas d'une détection ventriculaire, que des ondes R spontanément émises par le coeur du patient à son rythme propre, par exemple de 60 pulsations par minute, possède la majeure partie de son énergie spectrale en basse fréquence, c'est-à-dire dans le domaine fréquentiel situé au-dessous de 30 Hz, de sorte qu'en filtrant ce domaine on fait perdre au signal une grande partie de son énergie utile. L'un des buts de la présente invention est de remédier à ces diver- ses limitations en proposant un traitement de discrimination fondé sur une autre technique que celle du filtrage passe-haut. L'invention s'applique à un dispositif médical implantable actif du type précité, c'est-à-dire comportant comportant: des moyens détec- teurs, pour recueillir le signal cardiaque, spontané ou stimulé, du por- teur du dispositif, ce signal cardiaque recueilli comportant une compo- sante de signal caractéristique et des composantes de signaux parasites indésirables; et des moyens discriminateurs, recevant en entrée le si- gnal cardiaque et délivrant en sortie un signal correspondant essentiellement au signal caractéristique débarrassé des signaux parasites, De façon caractéristique de l'invention, les moyens discriminateurs comportent des moyens différentiateurs et limiteurs pour évaluer des variations successives du signal cardiaque et délivrer en sortie soit un signal correspondant au signal cardiaque courant si la variation ainsi évaluée est comprise entre des limites positive et négative prédétermi- nées, soit un signal cardiaque dont la variation est bornée à une valeur prédéterminée, respectivement positive ou négative, dans le cas con- traire. Selon un certain nombre de caractéristiques avantageuses: - les moyens détecteurs comportent des moyens pour numériser et échantillonner le signal cardiaque détecté et les moyens différen- tiateurs et limiteurs établissent les valeurs successives de pente du signal cardiaque par évaluation d'incréments durant un laps de temps fixe prédéterminé; - les moyens différentiateurs et limiteurs retranchent du signal nu- mérisé courant non borné la valeur précédente éventuellement bornée de ce signal et comparent la valeur absolue de la différence résultante à une valeur prédéterminée de pente discriminante; dans ce cas, avantageusement, lorsque la valeur absolue de la dif- férence résultante est supérieure à la valeur de pente discriminan- te, les moyens différentiateurs et limiteurs ajoutent ou retran- chent, selon le cas, à la valeur précédente, éventuellement bornée, du signal numérisé courant un incrément donné égal à ladite va- leur prédéterminée positive ou négative et délivrent en sortie une valeur traitée correspondante; - la limite positive et/ou la limite négative des moyens limiteurs de pente sont des valeurs ajustables, notamment en fonction de l'évo- lution du signal cardiaque détecté; - la valeur de pente discriminante est une valeur ajustable, notam- ment en fonction de l'évolution du signal cardiaque détecté. On va maintenant décrire plus en détail l'invention, en référence aux dessins annexés. La figure 1 est une représentation sous forme de schéma par blocs des fonctions mises en oeuvre par le dispositif de l'invention. La figure 2 est un organigramme illustrant le traitement de signal selon l'invention réalisé par voie logicielle. La figure 3 illustre, à partir d'un même signal cardiaque recueilli, la différence entre un circuit de discrimination classique à fitrage pas- se-haut et un circuit selon l'invention. 0 Sur la figure 1, on a représenté schématiquement, sous forme d'une chaîne de blocs fonctionnels, le principe mis en oeuvre par l'invention. L'idée de base de l'invention consiste à utiliser non pas un fitrage fréquentiel du signal recueilli, mais un suivi de la pente de ce signal, cette pente étant définie comme la dérivée première du signal, dérivée qui peut être approximée de façon satisfaisante dans le cas d'un signal échantillonné par la valeur de l'accroissement du signal durant un laps de temps fixe prédéterminé, typiquement la durée séparant la détermi- nation de deux échantillons successifs. L'idée de base de l'invention repose sur la constatation de l'existen- ce d'une pente limite ou pente discriminante distinguant les signaux caractéristiques des signaux parasites. On constate en effet que les si- gnaux caractéristiques ont des pentes notablement supérieures à celles des signaux parasites, de sorte que le suivi du signal par analyse de sa pente permet de détecter la présence ou non d'un signal caractéristi- que, et donc de commander ou non une action particulière du stimula- teur, par exemple l'inhibition de la stimulation. Le signal cardiaque analogique SA recueilli par l'électrode endoca- vitaire est tout d'abord traité par un étage 10, qui procède notamment à un filtrage préalable tel qu'un filtrage passe-bas éliminant tous les si- gnaux situés au-dessus d'une fréquence donnée, par exemple 500 Hz, au-delà de laquelle on ne retrouve pas de spectre de signaux caractéris- tiques. Le signal analogique filtré SAF résultant est alors soumis au traitement selon l'invention, qui peut être réalisé soit sous forme ana- logique, soit sous forme numérique, notamment par logiciel. Dans la forme la plus simple, le signal analogique filtré SAF est appliqué à un étage numériseur 12 délivrant un signal numérisé SN; l'échantillonnage du signal est réalisé à une fréquence compatible avec la bande spectrale, donc à une fréquence d'au moins le double de la fré- quence de coupure haute du filtre passe-bas de l'étage 10. Le signal numérisé SN subit alors, par un étage 14, une différen- tiation (c'est-à-dire, comme indiqué plus haut, un calcul de la valeur d'incrément ou de l'accroissement du signal durant un laps de temps fixe prédéterminé, typiquement la durée séparant la détermination de deux échantillons successifs), cette différentiation étant opérée avec li- mitation de pente, tant en valeur positive que négative, donnant ainsi un signal à pente bornée ou limitée, désigné SL. On explicitera plus bas la manière dont on peut réaliser cette limitation. Dans un étage 16, le signal limité SL est soustrait du signal numé- risé SN pour donner un signal traité ST qui est comparé, dans un étage 18, à un seuil de détection SD. On obtient ainsi un signal de commande SC. Le seuil SD peut être un seuil fixe aussi bas que nécessaire, car seules les ondes caractéristiques sont présentes dans le signal traité ST. Un autre avantage de l'invention est de permettre la modification du traitement opéré en modifiant quelques paramètres quantitatifs tels que les bornes limites (pente discriminante PD) de l'étage 14 ou le seuil de détection SD, soit sur commande, soit de façon entièrement automa- tique; dans ce dernier cas, on réalise une auto-adaptation du circuit en fonction des caractéristiques du signal d'entrée numérique SN, notam- ment l'amplitude moyenne de celui-ci. On va maintenant décrire une forme logicielle de mise en oeuvre de l'invention, en référence à l'organigramme de la figure 2, qui représente essentiellement (étages 20 à 30) les fonctions mises en oeuvre par l'é- tage 14 de la figure 1). Sur cette figure, les blocs 20 à 30 servent à produire le signal limité courant SLi (valeur à l'instant i) à partir de la valeur du signal numé- risé SNi, pour obtenir le signal traité STi. Après l'étape d'initialisation 20, à l'étape 22 on compare le signal numérisé courant SNi à la valeur précédente SLi.1 du signal limité et on examine si, en valeur absolue, leur différence est strictement supéri- eure à la pente discrminante PD. Dans la négative, la pente de variation du signal est donc infé- rieure à la pente discriminante et le signal limité ne subit aucune mo- dification et prend la valeur du signal numérisé (étape 26), qu'il suit donc exactement. Dans le cas contraire, ceci signifie que le signal numérisé SNi a varié très vite, et le signal limité SL ne va donc suivre le signal numé- risé qu'après limitation des pentes aux valeurs PSC et PSD, respective- ment en croissance et en décroissance. Le test 24 suivant détermine si le signal croît ou décroît. En cas de décroissance (bloc 28), on donne au signal limité courant SLi sa valeur précédente SLi 1 diminuée de la pente de suivi en décroissance PSD. En cas de croissance (bloc 30), on donne au signal limité courant SLi sa valeur précédente SLi_1 augmentée de la pente de suivi en croissance PSC. Enfin, on calcule (bloc 32) la valeur du signal traité courant STy, qui est simplement la différence entre la valeur du signal numérisé SNi et la valeur du signal limité SLi (fonction mise en oeuvre à l'étage 16 de la figure 1). On notera que la différence ainsi calculée est nulle en cas de test négatif à l'étape 22, c'est-à-dire si l'on est passé par l'étape 26. Si le si- gnal numérisé a une pente inférieure à la pente discriminante, la va- leur du signal traité sera nulle, et donc, si l'on choisit de façon judici- euse la valeur de PD, les signaux parasites de pente faible seront tota- lement éliminés du signal traité, et non simplement atténués comme le ferait un fitrage. En ce qui concerne les pentes de suivi en croissance et en décrois- sance PSC et PSD, elles devront être choisies suffisamment faibles pour ne pas trop atténuer les signaux caractéristiques rapides, mais pas trop faibles car elles conditionnent en fait la rapidité du signal trai- té à rattraper le signal numérisé en cas de divergence, notamment à la mise en route du système. On peut ainsi par exemple égaler les valeurs des pentes PSC et PSD) et indexer ces valeurs sur la pente discrminante, en prenant par exemple PSC = PSD = PD/4. En ce qui concerne le choix de la valeur de la pente discriminante, celle-ci peut résulter d'une étude statistique, la valeur de 50 mV/s par millivolt de signal cardiaque étant une valeur typique permettant une bonne réjection des signaux parasites. La figure 3 montre un exemple de résultat comparatif obtenus grâce à l'invention. La référence 34 illustre un signal ventriculaire spontané, avec une onde R (caractéristique) et une onde T (parasite). En 36, on a illustré le signal procuré par un fitrage classique passe-haut à 16 Hz (filtre de Tchebyscheff d'ordre 3, ondulation 0,1.dB). Ce résultat est à comparer au signal 38 obtenu par la mise en oeu- vre de l'invention, o l'on voit clairement que ce signal ne comporte que le complexe R caractéristique dont, précisément, le dispositif cherche à détecter la survenance( dans cet exemple, la pente discriminante utili- sée est de 0,45 V/s). Le signal parasite constitué par l'onde T ainsi que le léger bruit ob- servé sur le signal d'entrée ne laissent aucun résidu, à la différence du signal simplement filtré en 36; le bruit d'amplitude modérée étant éli- miné du fait qu'il présente une pente inférieure à la pente discriminan- te. Ceci permet de détecter l'onde R en plaçant le seuil de détection à un niveau très faible, par exemple de 0,4 mV, sans craindre de fausse détection. Enfin, on notera que l'amplitude de l'onde R est moins atté- nuée par le traitement de l'invention que par le filtrage. REVENDICATIONS 1. Un dispositif médical implantable actif, notamment un stimula- teur cardiaque de type sentinelle, comportant: - des moyens détecteurs (10, 12), pour recueillir le signal cardiaque (SA), spontané ou stimulé, du porteur du dispositif, ce signal car- diaque recueilli comportant une composante de signal caractéristi- que et des composantes de signaux parasites indésirables, et - des moyens discriminateurs (14-16), recevant en entrée le signal cardiaque et délivrant en sortie un signal (SC) correspondant es- sentiellement au signal caractéristique débarrassé des signaux pa- rasites, dispositif caractérisé en ce que les moyens discriminateurs comportent des moyens différentiateurs et limiteurs (14) pour évaluer des variati- ons successives du signal cardiaque et délivrer en sortie soit un signal correspondant au signal cardiaque courant si la variation ainsi évaluée est comprise entre des limites positive et négative prédéterminées, soit un signal cardiaque dont la variation est bornée à une valeur prédé- terminée, respectivement positive (PSC) ou négative (PSD), dans le cas contraire. 2. Le dispositif de la revendication 1, dans lequel: - les moyens détecteurs comportent des moyens (12) pour numériser et échantillonner le signal cardiaque détecté, et - les moyens différentiateurs et limiteurs (14) établissent les valeurs successives de pente du signal cardiaque par évaluation d'incré- ments durant un laps de temps fixe prédéterminé. 3. Le dispositif de la revendication 2, dans lequel les moyens diffé- rentiateurs et limiteurs (14) retranchent du signal numérisé courant non borné (SNi) la valeur précédente éventuellement bornée de ce si- gnal (SLi.1) et comparent la valeur absolue de la différence résultante à une valeur prédéterminée de pente discriminante (PD). 4. Le dispositif de la revendication 3, dans lequel, lorsque la valeur absolue de la différence résultante est supérieure à la valeur de pente discr-minante (PD), les moyens différentiateurs et limiteurs ajoutent ou retranchent, selon le cas, à la valeur précédente, éventuellement bornée, du signal numérisé courant (SLi.1) un incrément donné égal à ladite valeur prédéterminée positive ou négative (PSC, PSD) et déli- vrent en sortie une valeur traitée correspondante (STi). 5. Le dispositif de la revendication 1, dans lequel la limite positive (PSC) et/ou la limite négative (PSD) des moyens limiteurs de pente sont des valeurs ajustables, notamment en fonction de l'évolution du signal cardiaque détecté. 6. Le dispositif de la revendication 3, dans lequel la valeur de pente discriminante (PD) est une valeur ajustable, notamment en fonction de l'évolution du signal cardiaque détecté.