FR 2758221 A1 19980710 FR 9700065 A 19970107 La présente invention concerne le traitement des signaux recueillis par les dispositifs médicaux, notamment par les "dispositifs médicaux implantables actifs" tels que définis par la Directive 90/385/CEE du 20 juin 1990 du Conseil des communautés européennes, par exemple les stimulateurs cardiaques, les défibrillateurs et/ou cardioverteurs, les appareils neurologiques, les pompes de diffusion de substances médica- les et les implants cochléaires. L'invention sera principalement décrite dans le cas d'un stimula- teur cardiaque, mais il ne s'agit là que d'un exemple de mise en oeuvre de l'invention, qui est applicable de façon beaucoup plus générale à une très grande variété de dispositifs médicaux actifs, implantables ou même non implantables, par exemple portés par le patient. Dans ces appareils, l'activité cardiaque est recueillie aux bornes d'électrodes et le signal obtenu est appliqué à un module d'amplifica- tion et de filtrage. L'amplificateur est généralement prévu pour rece- voir des signaux de l'ordre du millivolt dans une bande de fréquence s'étendant sur une plage allant typiquement de 1 Hz à 80 Hz. Mais les appareils les plus récents obligent à repousser ces limites. En effet, par exemple, les stimulateurs du type VDD présentent des sensibilités beaucoup plus faibles, de l'ordre de 0,1 mV, car ils utili- sent dans l'oreillette une électrode flottante pour le recueil des ondes P et, pour capter ces signaux, il est nécessaire d'accroître les gains des amplificateurs. Par ailleurs, les stimulateurs actuels possèdent des fonctions dites "Holter", c'est-à-dire de mémorisation et d'analyse de l'activité cardia- que sur une très longue période, typiquement sur plusieurs heures. L'analyse du signal endocavitaire qui est opérée à cet effet nécessite une bande passante dont la fréquence minimale est beaucoup plus bas- se, typiquement 0,1 Hz, pour pouvoir par exemple analyser le segment ST du signal cardiaque. Ces perfectionnements entraînent l'apparition de problèmes nou- veaux, notamment du fait de la bande passante beaucoup plus large dans le domaine des basses fréquences. Tout d'abord, indépendamment de sa sensibilité, l'amplificateur d'entrée doit pouvoir supporter l'amplitude élevée de l'impulsion de sti- mulation susceptible d'être appliquée par le dispositif, impulsion dont l'amplitude peut atteindre 10 V, et ensuite récupérer le plus rapide- ment possible une capacité d'écoute (sensibilité) de signaux de l'ordre du millivolt. Pour pouvoir supporter la tension élevée de l'impulsion de stimula- tion, on prévoit toujours une période de "blanking" (déconnexion) des circuits d'entrée au moment o l'impulsion est délivrée. Toutefois, à la fin du blanking, au moment o l'amplificateur d'entrée est à nouveau commuté en écoute, une saturation importante de l'étage d'entrée peut encore se produire car le potentiel de l'interface coeur/électrode n'est pas encore revenu à sa valeur de repos. Ce problème est en outre aggravé par le fait que le temps de récu- pération de l'amplificateur est d'autant plus long que la fréquence de coupure du filtre passe-haut de l'étage d'entrée est plus faible: ainsi, pour un filtre passe-haut à coupure à 0,1 Hz, le temps de récupération de l'amplificateur est de l'ordre de 10 s, ce qui est totalement incompa- tible avec le besoin que l'on a de répondre de façon rapide à la succes- sion des signaux cardiaques. Il est certes possible d'appliquer la technique dite de "pré- ou post- charge", consistant à délivrer des charges électriques avant ou après l'impulsion de stimulation pour compenser l'allongement du temps de récupération. Toutefois, cette méthode est fortement consommatrice d'énergie et ne saurait être appliquée de façon permanente sans dimi- nuer notablement la durée de vie du dispositif implanté. Un autre problème réside dans la taille des composants capacitifs et résistifs, qui est d'autant plus élevée qu'est basse la fréquence de coupure du filtre passe-haut de l'étage d'entrée. On voit ainsi que plus l'on élargit la fenêtre d'écoute dans le domaine des basses fréquences, plus il est nécessaire de disposer de composants de grande taille, ce qui est incompatible avec les impératifs de miniaturisation des circuits des appareils implantables. L'un des buts de l'invention est de pallier ces inconvénients, en proposant un dispositif qui permette d'élargir notablement la bande d'analyse spectrale dans le domaine des basses fréquences, sans pour autant requérir des composants de grande taille ni, surtout, affecter si- gnificativement le temps de récupération de l'amplificateur d'entrée du stimulateur. Comme on le comprendra, ce problème n'est pas propre aux seuls stimulateurs cardiaques, et se pose chaque fois que l'on est en présence de signaux recueillis par des capteurs tels que capteur d'activité, de respiration, etc. dont on souhaite pouvoir exploiter ultérieurement la composante à très basse fréquence tout en ayant pour le traitement classique du signal des temps de réponse réduits. Essentiellement, l'invention propose de choisir une fréquence de coupure du filtre passe-haut de l'étage d'entrée du stimulateur plus élevée que les valeurs habituelles (par exemple 4 Hz au lieu de 1 Hz) et de prévoir un étage de compensation, de préférence à filtrage numéri- que, qui compense l'atténuation due au filtre d'entrée. L'étage de compensation peut n'être utilisé que lorsque l'on désire exploiter les composantes à très basse fréquence du signal. Il peut être soit intégré à la prothèse implantable (pour permettre par exemple une analyse en temps réel du signal cardiaque) soit incorporé par exemple à un programmateur ou autre appareil externe destiné à coopérer avec la prothèse implantée pour traiter les signaux recueillis. Plus précisément, le dispositif de l'invention est un dispositif de filtrage qui est du type, connu, recevant en entrée des signaux de moyens de recueil de données physiologiques, et délivrant en sortie, à des moyens de traitement de ces données, des signaux s'étendant, dans le domaine fréquentiel, sur une bande spectrale élargie, les moyens de recueil comprenant un premier filtre passe-haut réduisant l'étendue de la bande spectrale du signal reçu en entrée. Selon l'invention, il com- prend un étage de compensation comportant un dispositif d'accentua- tion de caractéristique fréquentielle inversée par rapport à celle du premier filtre passe-haut, la fréquence de coupure du premier filtre passe-haut étant choisie supérieure à la fréquence inférieure de la bande spectrale élargie. Selon un certain nombre de caractéristiques avantageuses: - le dispositif comprend en outre un second filtre passe-haut, dont la caractéristique présente une fréquence de coupure correspondant à la fréquence inférieure de la bande spectrale élargie - le dispositif d'accentuation et le premier filtre passe-haut ont même fréquence de coupure et des fonctions de transfert inverses; - l'ordre de la fonction de transfert du second filtre passe-haut est supérieur à l'ordre de la fonction de transfert du premier filtre passe-haut; - la fréquence inférieure de la bande spectrale élargie est de l'ordre de 0,1 Hz et la fréquence de coupure du premier filtre passe-haut est de l'ordre de 4 Hz. L'invention est également applicable, de façon symétrique, à l'élar- gissement de la bande des fréquences vers le haut. Ceci permet, notamment, de restreindre vers le haut la bande pas- sante aux étages d'amplification et de numérisation en limitant corré- lativement l'influence des signaux externes haute fréquence pouvant engendrer des saturations des étages d'amplification, mais en restau- rant ultérieurement le signal utile dans toute la largeur de la bande spectrale pour permettre une analyse complète. Dans cette dernière forme de mise en oeuvre, les moyens de recueil comprennent un premier filtre passe-bas réduisant l'étendue de la ban- de spectrale du signal reçu en entrée et, selon l'invention, le dispositif comprend un étage de compensation comportant un dispositif d'accen- tuation de caractéristique fréquentielle inversée par rapport à celle du premier filtre passe-bas, la fréquence de coupure du premier filtre passe-bas étant choisie inférieure à la fréquence inférieure de la bande spectrale élargie. Dans ce cas, selon un certain nombre de caractéristiques avanta- geuses: - le dispositif comprend en outre un second filtre passe-bas, dont la caractéristique présente une fréquence de coupure correspondant à la fréquence supérieure de la bande spectrale élargie; - le dispositif d'accentuation et le premier filtre passe-bas ont même fréquence de coupure et des fonctions de transfert inverses; - l'ordre de la fonction de transfert du second filtre passe-bas est su- périeur à l'ordre de la fonction de transfert du premier filtre passe- bas. Le dispositif de filtrage de l'invention, dans l'une ou l'autre de ses formes de réalisation, peut être incorporé à un dispositif médical im- plantable actif, à un programmateur externe prévu pour coopérer avec un dispositif médical actif implanté, ou bien encore à un boîtier d'inter- façage à un tel programmateur. D'autres caractéristiques de l'invention apparaîtront à la lecture de la description d'un exemple de mise en oeuvre ci-dessous, en référence aux dessins annexes. La figure 1 est un schéma par blocs de la chaîne de recueil et de traitement du signal cardiaque. La figure 2 est un diagramme de Bode montrant la caractéristique d'atténuation du filtre de l'étage d'entrée du dispositif implanté. La figure 3 est un diagramme de Bode montrant, respectivement, la caractéristique du filtre de l'étage d'entrée et les caractéristiques des filtres selon l'invention. La figure 4 est un diagramme de Bode montrant la caractéristique de réponse spectrale résultante. Les figures 5, 6 et 7 sont des chronogrammes montrant l'allure du signal cardiaque endocavitaire, respectivement tel que recueilli, filtré par l'étage d'entrée du stimulateur et reconstruit après application de la compensation selon l'invention. Les figures 8, 9 et 10 sont homologues des figures 2, 3 et 4, lorsque l'on souhaite élargir la bande spectrale dans le domaine des hautes fré- quences. 0o La figure 1 est un schéma par blocs d'un dispositif implantable ac- tif, comprenant une électrode 10 recueillant un signal cardiaque endo- cavitaire S1, qui est appliqué à un circuit 12 d'amplification et de fil- trage puis à un convertisseur analogique/numérique 13. Ce convertis- seur doit avoir la résolution nécessaire pour coder l'information utile du signal S1 après qu'elle ait été atténuée par le bloc 12. Le signal ampli- fié, filtré et numérisé S2 alimente une pluralité de modules, à savoir un module de détection 14, un module de capture 16 et un circuit 18 d'ana- lyse de l'électrocardiogramme (ECG) filtré par le circuit 12. Ces modules peuvent être des circuits spécifiques ou, en variante, des blocs logiciels opérant sur un signal préalablement échantillonné et numérisé au sein du bloc 12. Comme on l'a indiqué au début de la description, les circuits ac- tuels, tels que le circuit 18, d'analyse de l'ECG filtré opèrent sur une bande spectrale s'étendant typiquement de 1 Hz à 80 Hz, ces deux fré- quences correspondant à des fréquences de coupure passe-haut et pas- se-bas, respectivement, du filtrage opéré dans le bloc 12. Comme on l'a indiqué au début de la présente description, les cir- cuits des stimulateurs actuels ne sont cependant pas adaptés aux per- formances des appareils les plus récents. En effet, pour réaliser des fonctions Holter, il est nécessaire de pouvoir analyser des ECG dans une fenêtre d'écoute débutant à 0,1 Hz. Mais si l'on choisit pour le filtre passe-haut d'entrée une fréquence de coupure beaucoup plus faible, le temps de récupération de l'amplifica- teur devient prohibitif, ce qui crée une incompatibilité avec la nécessité de répondre de façon rapide à la succession des signaux cardiaques. En outre, un filtre passe-haut à fréquence de coupure très basse requiert des composants capacitifs et résistifs de taille importante, qui peuvent ne pas être intégrables dans un dispositif implantable. Pour remédier à cette difficulté, l'invention propose de relever la fréquence de coupure du filtre passe-haut du bloc 12, par exemple - mais de façon bien entendu non limitative - de 1 à 4 Hz, et d'appliquer au signal S2 une compensation inverse correspondante (bloc 20), pour délivrer un signal S3, ou "signal reconstruit" s'étendant sur une fenêtre d'écoute très étendue dans le domaine des basses fréquences, typique- ment jusqu'à 0,1 Hz - cette valeur n'étant bien entendu pas limitative. Le signal S3 pourra être analysé par un module approprié (bloc 22), as- surant par exemple une analyse du segment ST qui requiert une bande passante du signal ECG débutant en fréquence à 0,1 Hz. Dans une première forme de mise en oeuvre, les modules 20 et 22 sont incorporés au dispositif implanté, de manière à permettre une étu- de en temps réel, et par le dispositif lui-même, du tracé endocavitaire. Dans une autre forme de mise en oeuvre, les modules 20 et 22 sont situés dans un programmateur externe, par exemple sous forme de routines spécifique d'un logiciel d'analyse de signal cardiaque, le signal endocavitaire numérisé étant alors transmis au programmateur par des moyens de télémétrie. Dans l'un et l'autre cas, le dispositif de compensation 20, tout comme le filtre passe-haut du bloc 12, peuvent être réalisés sous forme analogique, par des circuits de filtrage spécifiques. Mais il peuvent aussi, avantageusement, être réalisé de façon numérique, sous forme de routines logicielles mises en oeuvre par le microprocesseur pre- existant du dispositif. On va maintenant expliquer plus en détail la manière dont opère le dispositif de compensation du bloc 20. Sur la figure 2, on a représenté la courbe de réponse (diagramme de Bode) du bloc 12, dont la caractéristique 24 présente une partie plate entre deux fréquences f1 et f2, avec une atténuation au-delà de f2 (fonction passe-bas) et également une atténuation en-deçà de f1 (fonc- tion passe-haut). Le choix de la fréquence f1 est un compromis principalement fonc- tion de considérations de taille des composants dans le bloc 12, mais il n'est pas critique. On notera cependant que cette fréquence f1, qui est typiquement de 4 Hz, est notablement supérieure aux fréquences habi- tuelles de coupure des filtres passe-haut des dispositifs classiques, de l'ordre de 1 Hz, ce qui permet de réduire la taille des composants. La fréquence f2, qui n'est en fait pas concernée par l'invention, est typiquement de l'ordre de 80 Hz, et définit la borne supérieure de la fe- nêtre d'écoute en entrée. Le filtre passe-haut du bloc 12 est généralement un filtre du pre- mier ordre, donnant pour la partie 30 de la caractéristique une atténu- ation de -6 dB/octave (on verra plus bas que l'on peut généraliser à des ordres supérieurs). Sur la figure 3, on a reproduit en 24 cette caractéristique de la fi- gure 2, à laquelle on va appliquer des compensations correspondant aux caractéristiques 32 et 38, pour donner la bande passante résultan- te 44 de la figure 4. Pour compenser l'atténuation 30 avec le point de coupure à 4 Hz, on applique une compensation 32 avec une réponse plate 34 au-delà de f1 = 4 Hz, et un gain 36 en-deçà. Idéalement, les deux fréquences sont identiques et égales à f1, mais en pratique on cherche à les apparier le mieux possible afin de ne pas générer de distorsions dans le signal reconstitué. On peut utiliser une fonction amplificatrice du premier ordre, donnant une pente de +6 dB/octave. La combinaison des pentes et 36 donne, en-deçà de f1, une réponse plate, permettant donc de restituer les très basses fréquences du signal endocavitaire. On a ainsi reconstitué les composantes spectrales qui avaient été atténuées par le filtre passe-haut d'entrée du bloc 12. La compensation 32 conduit cependant à une amplification infinie pour une fréquence nulle, si bien qu'elle est éminemment instable. Pour corriger cette instabilité, on surajoute, dans l'étage de compensa- tion 20, un filtre passe-haut dont la caractéristique 38 présente une ré- ponse plate 40 au-delà d'une fréquence fo, par exemple fo = 0,1 Hz, et un affaiblissement progressif 42 en-deçà de cette fréquence. Ce second filtre présente une fonction de stabilisation de la com- pensation pour les très basses fréquences (inférieures à 0,1 Hz). Ce peut être un filtre du premier ordre (pente de -6 dB/octave) mais dans ce cas la résultante des caractéristiques 32 et 38 amplifierait égale- ment la composante continue du signal, notamment la tension de déca- lage (offset) résiduelle en sortie du bloc 12, avant numérisation par le bloc 13. C'est pourquoi, pour éviter d'avoir du gain sur la composante continue, on utilise de préférence un filtre 38 du second ordre: le pre- mier ordre pour stabiliser la caractéristique de compensation 32 dans les très basses fréquences, et le second ordre pour annuler l'offset rési- duel du bloc 12. Dans le cas d'un filtre du second ordre, les deux pôles de celui-ci peuvent être confondus (comme dans le cas illustré, o l'on a une pente constante de -12 dB/octave en-deçà de f0) ou distincte, les deux pôles ayant, comme on l'a indiqué, des rôles distincts. La solution peut être généralisée à des filtres d'ordre supérieur pour une caractéristique 30 de n x - 6 db/octave (filtre passe-haut d'or- dre n), la caractéristique 36 présentera une pente de n x+6 dB/octave (filtre de compensation d'ordre n) et la caractéristique 42 une pente de (n+1) x -6 dB/octave (filtre passe-haut d'ordre n+l) ou, plus générale- ment, une pente de (n+k) x -6 dB/octave, avec k > 1 (filtre passe-haut d'ordre n+k). Les figures 5 à 7 illustrent l'efficacité du dispositif de l'invention sur un exemple de signal ECG. La figure 5 correspond au signal S1 sur le cathéter avant applica- tion du filtrage passe-haut du bloc 12. La figure 6 représente ce même signal après application du filtrage passe-haut du bloc 12, pour un filtre passe-haut du premier ordre à fré- quence de coupure de 10 Hz, c'est-à-dire le signal S2: on voit notam- ment que le segment ST (après le pic principal QRS) est notablement déformé et ne peut être analysé convenablement sur la base de ce si- gnal. La figure 7 illustre le signal S3, après application de la compensa- tion selon l'invention: si l'on compare S3 et S1, on voit que le signal re- construit est extrêmement proche du signal originel, et peut donc être analysé dans tous ses aspects par le praticien ou par un logiciel d'a- nalyse approprié. L'invention, comme on l'a expliqué plus haut, est également appli- cable à l'élargissement de la bande spectrale dans le domaine des fré- quences élevées. Sur les figures 8, 9 et 10, on a représenté les caractéristiques 24, 32, 38 et 44 des figures 2, 3 et 4, considérées dans le domaine des fréquences élevées du diagramme de Bode. Au-delà d'une fréquence f2, par exemple f2 = 80 Hz, la caractéristi- que fréquentielle 26 de l'étage d'entrée (figure 8) présente une atténua- tion 30' de -6 dB/octave ou, de façon plus générale, de n x -6 dB/octave, n étant l'ordre du filtre passe-bas correspondant. La figure 9 représente, dans le haut du spectre, la caractéristique 32 de l'étage d'accentuation, qui présente en deçà de f2 une partie plate 34 et au-delà de f2 une accentuation 36' de +6 dB/octave, ou, dans le cas général, de n x +6 dB/octave. Le second filtre passe-bas présente une caractéristique 38 avec une partie plate 40 et une atténuation 42' au-delà d'une fréquence f3, choi- sie supérieure à f2 (par exemple une fréquence f3 = 200 Hz), avec une pente de -12 dB/octave (ou, dans le cas général, de (n + 1) x -6 dB/octa- ve) ou, plus généralement, une pente de (n+k) x -6 dB/octave, avec k > 1 (filtre passe-haut d'ordre n+k). Ceci permet d'assurer, par ana- logie à ce qui a été exposé plus haut et en transposant le raisonnement aux hautes fréquences, la stabilité du système et la non-amplification du bruit résiduel en sortie du bloc 12 au-delà de la fréquence de cou- pure f3' La figure 10 illustre la bande passante résultante 44 dans le do- maine des fréquences élevées, avec une partie plate 46 jusqu'à la fré- quence f3 (typiquement, f3 = 200 Hz), permettant de restituer les com- posantes spectrales significatives situées notamment dans la bande 80- Hz, puis une forte atténuation 50' au-delà de f3, permettant d'atté- nuer les composantes non significatives du signal, et tout particulière- ment la composante de bruit. REVENDICATIONS 1. Un dispositif de filtrage, recevant en entrée des signaux (S1) de moyens de recueil de données physiologiques, et délivrant en sortie, à des moyens de traitement de ces données, des signaux (S3) s'étendant, dans le domaine fréquentiel, sur une bande spectrale élargie, les moyens de recueil comprenant un premier filtre passe-haut (12) rédui- sant l'étendue de la bande spectrale du signal (S1) reçu en entrée, dispositif caractérisé en ce qu'il comprend un étage de compensa- tion (20) comportant un dispositif d'accentuation de caractéristique fré- quentielle (32) inversée par rapport à celle (24) du premier filtre passe- haut, la fréquence de coupure (f1) du premier filtre passe-haut étant choisie supérieure à la fréquence inférieure (f0) de la bande spectrale élargie. 2. Le dispositif de la revendication 1, comprenant en outre un se- cond filtre passe-haut, dont la caractéristique (38) présente une fré- quence de coupure correspondant à la fréquence inférieure (fo) de la bande spectrale élargie. 3. Le dispositif de la revendication 1, dans lequel le dispositif d'ac- centuation et le premier filtre passe-haut ont même fréquence de cou- pure (f1) et des fonctions de transfert inverses. 4. Le dispositif de la revendication 3, dans lequel l'ordre de la fonc- tion de transfert du second filtre passe-haut est supérieur à l'ordre de la fonction de transfert du premier filtre passe-haut. 5. Le dispositif de la revendication 1, dans lequel la fréquence infé- rieure (f0) de la bande spectrale élargie est de l'ordre de 0,1 Hz. 6. Le dispositif de la revendication 1, dans lequel la fréquence de coupure (fi) du premier filtre passe-haut est de l'ordre de 4 Hz. 7. Un dispositif de filtrage, recevant en entrée des signaux de moyens de recueil de données physiologiques, et délivrant en sortie, à des moyens de traitement de ces données, des signaux s'étendant, dans le domaine fréquentiel, sur une bande spectrale élargie, les moyens de recueil comprenant un premier filtre passe-bas réduisant l'étendue de la bande spectrale du signal (Si) reçu en entrée, dispositif caractérisé en ce qu'il comprend un étage de compensa- tion comportant un dispositif d'accentuation de caractéristique fré- quentielle (32) inversée par rapport à celle (24) du premier filtre passe- bas, la fréquence de coupure (f2) du premier filtre passe-bas étant choi- sie inférieure à la fréquence inférieure (f3) de la bande spectrale élar- gie. 8. Le dispositif de la revendication 7, comprenant en outre un se- cond filtre passe-bas, dont la caractéristique (38) présente une fréquen- ce de coupure correspondant à la fréquence supérieure (f3) de la bande spectrale élargie. 9. Le dispositif de la revendication 7, dans lequel le dispositif d'accentuation et le premier filtre passe-bas ont même fréquence de coupure (f2) et des fonctions de transfert inverses. 10. Le dispositif de la revendication 8, dans lequel l'ordre de la fonction de transfert du second filtre passe-bas est supérieur à l'ordre de la fonction de transfert du premier filtre passe-bas. 11. Le dispositif de l'une des revendications 1 à 10, incorporé à un dispositif médical implantable actif. 12. Le dispositif de l'une des revendications 1 à 10, incorporé à un programmateur externe prévu pour coopérer avec un dispositif médical actif implanté. 13. Le dispositif de l'une des revendications 1 à 10, incorporé à un boîtier d'interfaçage à un programmateur externe prévu pour coopérer avec un dispositif médical actif implanté.