FR 2833177 A1 20030613 FR 0115867 A 20011207 l'utilisateur. L'invention concerne les "dispositifs médicaux actifs" tels que définis par la directive 90/3851CEE du 20 juin 1990 du Conseil des communautés européennes. El le sera pl us particul ièrement décrite dans le cas de dispositifs implanta bles tels que des stimulateurs cardiaques, défibrillateurs eVou cardiover teurs permettant de délivrer au c_ur des impuisions électriques de faible énergie pour le traitement des troubles du rythme cardiaque. On souligne ra cependant que ce type de dispositif n'est en aucune façon limitatif de l'invention et que les enseignements de cette dernière sont directement applicables à de nombreux types de dispositifs médicaux actifs, de diag nostic eVou de thérapie. L'invention concerne plus particulièrement le diagnostic des troubles sur venant pendant le sommeil, qu'il s'agisse de troubles d'ordre cardiaque ou de troubles respiratoires tels que les apnées ou hypopnées révélatrices en particulier d'une pathologie connue sous le nom de "syndrome d'apnée du sommeil (SAS)". Une apnée est délinie comme étant une pause respi ratoire de durée supérieure à 10 secondes et survenant pendant une phase de sommeil du patient (car une apnée en état d'éveil ne peut en aucun cas être à l'origine d'un SAS). Le diagnostic de ces troubles implique que le dispositif puisse discriminer le mieux possible entre phases d'éveil et phases de sommeil, I'analyse du rythme respiratoire eVou cardiaque ne devant bien entendu être effectuée en vue de ce diagnostic que pendant les phases de sommeil. L'importance de cette discrimination exacte entre sommeil et éveil est rendue encore plus nécessaire lorsque le dispositif non seulement opère un diagnostic mais applique une thérapie: cette thérapie ne doit être ap pliquée que pendant les phases de sommeil, et tout traitement doit être inhibé si l'apnée survient pendant une phase d'éveil, car dans ce cas elle n'est normalement pas pathologique. D'après le EP-A-0 719 568 (Ela Médical), il est connu d'opérer la discrimi nation entre éveil et sommeil par analyse d'un signal physiologique de ventilation-minute (MV) représentatif de la périodicité et de l'amplitude des cycles respiratoires successifs du patient, la ventilation-minute étant définie comme ie produit de l'amplitude par la fréquence respiratoires. Plus précisément, le EP-A-0 719 568 propose d'acquérir une série d'é chantillons successifs du signal MV et d'en calculer une moyenne sur un nombre donné de cycles respiratoires, par exemple les 128 derniers cy- cles, et de comparer cette valeur moyenne avec une valeur de référence, par exemple la moyenne du signal MV sur les dernières 24 heures. En effet, la variation circadienne de la fréquence et de l'amplitude des cy- cles respiratoires est bien reproduite par le signal MV. Le calcul de la ventilation moyenne sur 24 heures permet donc d'opérer une discrimina- tion satisfaisante entre une ventilation d'éveil et une ventilation de som- meil. Toutefois, le signal MV présente une variabilité naturelle en raison de la nature à la fois végétative et contrôlée du système respiratoire. Ainsi, les soupirs, les apnées volontaires au cours de la parole ou encore les ap- nées du sommeil font qu'une mesure instantanée n'est pas représentative du niveau courant effectif de la ventilation-minute, c'est-à-dire du niveau permettant d'analyser l'état d'activité du patient. C'est pour cette raison que le diagnostic d'éveil ou de sommeil ne peut être opéré de façon fiable que si l'on détermine la ventilation-minute cou- rante par moyennage d'un nombre relativement élevé de cycle respira- toire, typiquement les 128 cycles derniers cycles respiratoires, ceci pour éliminer la variation naturelle mais également les artefacts liés à la chane de mesure. La conséquence de cette manière de procéder est que, lorsque l'activité respiratoire passe d'un état de sommeil à un état d'éveil, le système de détection présente un certain retard au diagnostic d'éveil, puisqu'il faut at tendre que la valeur moyenne du signal MV devienne supérieure au seuil permettant de discriminer entre éveil et sommeil; le problème se pose de la même façon lors du passage de l'état d'éveil à l'état de sommeil. Dans certains cas, ce retard n'est pas gênant. Par exemple, la diminution progressive de la fréquence de stimulation cardiaque au cours du som meil, destinée à respecter la physiologie naturelle du patient, ne requiert pas une réactivité importante. En revanche, la surveillance d'un événement ou le suivi d'un paramètre survenant exclusivement au cours du sommeil (trouble respiratoire tel qu'apnée du sommeil, événement cardiaque particulier) peut nécessiter une grande réactivité afin de ne pas manquer cet événement. Ceci est particulièrement important lorsque le patient a un sommeil déstructuré et qu'il présente de nombreux réveils au cours de la nuit, surtout si ces ré- veils sont, précisément, causés par les événements que l'on cherche à détecter (un exemple typique en étant les apnées du sommeil). De pl us, si l' incidence du paramètre analysé est cal cul ée à parti r du temps de sommeil total (comme dans le cas du calcul de l'indice d'apnée du sommeil, qui est délini comme étant le nombre d'apnées par heure de sommeil), il est d'autant plus nécessaire d'identifier rapidement les transi- tions entre phases d'éveil et de sommeil pour évaluer correctement le temps de sommeil total et opérer un diagnostic correct. Tel est par exem- ple le cas lorsque l'on définit qu'il y a SAS lorsque l'indice d'apnée dé- passe un seuil prédéterminé, par exemple plus de dix apnées par heure de sommeil. L' i nvention a pour but de pal l ier ces divers inconvénients dus au retard du diagnostic d'éveil ou de sommeil lors des changements de phases, retard résultant de la nécessité de moyenner le signal MV sur un nombre relati- vement élevé de cycles respiratoires. On soulignera que l'invention n'est pas limitée aux dispositifs procédant par analyse d'un signal physiologique de ventilation-minute, ni méme d'un signal représentatif de l'activité respiratoire d'un patient. Il s'agit là de la configuration la plus courante, et la présente description sera faite dans le cadre de cet exemple. Toutefois, I'invention s'applique aussi bien à des dispositifs mettant en _uvre d'autres types de capteurs physiologiques à évolution lente tels que capteurs de température ou de pH, capteurs de mesure de la saturation en oxygène du sang, etc. De façon générale, I'invention a pour but d'améliorer la réactivité du dis- positif aux changements de phases éveil/sommeil à des fins d'améliora- tion du diagnostic, pour éviter tant les faux positifs (détection d'une apnée ou d'un artefact au début d'une phase d'éveil) que les faux négatifs (non détection d'une apnée en début de phase de sommeil). Elle a également pour but d'améliorer les conditions de déclenchement d'une thérapie, pour éviter d'appliquer à tort pendant des phases d'éveil des traitements qui ne doivent l'être exclusivement que pendant des pha- ses de sommeil. L' idée de base de l' invention repose sur l'uti lisation d' un capteur auxi l iai re à réponse rapide, typiquement un capteur d'activité ou d'accélération ("capteur G"), dont le signai permet de détecter des mouvements du pa tient. Contrairement au capteur MV, I' information de ce type de capteur n'est pas très spécifique des phases d'éveil ou de sommeil; en revanche sa réponse est rapide, de sorte que l'on peut utiliser le signal délivré par ce capteur auxiliaire pour améliorer la dynamique du capteur MV lors des changements de phase, même si le diagnostic des phases d'éveil ou de sommeil reste uniquement fondé sur le signal délivré par le capteur MV. Il est certes connu d'utiliser conjointement les signaux délivrés par deux capteurs, à savoir un capteur d'effort à réponse lente mesurant un para mètre à prépondérance physiologique (typIquement un capteur MV), et un capteur d'activité à faible temps de réponse mesurant un paramètre à pré pondérance physique (typiquement un capteur G). Les EP-A-O 750 920 (Ela Médical) et EP-A-O 770 407 (Ela Médical) décri vent des dispositifs mettant en _uvre une tel le combi naison de capteurs, mais dans des buts différents, par exemple pour adapter l'asservissement d'une stimulation cardiaque à la situation physiologique réelle du patient, (EP-A-O 750 920) ou encore pour mettre hors service dans certaines si tuations une chane de mesure afin de réduire la consommation énergi que du dispositif (EP-A-O 770 407). Dans ces documents, la combinaison des capteurs n'a pas pour objet d'opérer une discrimination entre des phases d'éveil et de sommeil, en core moins de modifier, dans ce contexte, I'analyse d'un signal MV en fonction de l' information dél ivrée par un capteur d'activité. Plus précisément, le dispositif médical de l'invention est du type général décrit dans le EP-A-O 719 568 précité, c'est-à-dire comprenant: des moyens de mesure d'un paramètre corporel d'un patient, délivrant un si gnal physiologique à variation lente; ainsi que des moyens de détection des phases d'éveil et de sommeil du patient, comprenant eux- mêmes: des premiers moyens comparateurs, pour comparer une moyenne des va leurs successives du signal de physiologique, calculée sur un nombre donné de périodes antérieures, à un seuil physiologique prédéterminé, et des moyens pour indiquer un premier état d'éveil lorsque ladite moyenne est supérieure audit seuil physiologique, et pour indiquer un premier état de sommeil dans le cas contraire. Selon l'invention, ce dispositif comprend également: des moyens de me- sure d'activité, aptes à délivrer un signal physique d'activité du patient, à faible temps de réponse; des seconds moyens comparateurs, pour com- parer le signal d'activité à un seuil d'activité prédéterminé; et des moyens pour indiquer un second état d'éveil lorsque ledit signal d'activité est su- périeur audit seuil d'activité, et pour indiquer un second état de sommeil dans le cas contraire. Par ailleurs, lesdits moyens de détection des pha- ses d'éveil et de sommeil du patient comprennent également: des moyens pour comparer ledit premier état d'éveil ou de sommeil avec ledit second état d'éveil ou de sommeil; et des moyens anticipateurs, pour modifier sélectivement la réponse desdits premiers moyens comparateurs en cas de discordance entre lesdits premier et second états d'éveil ou de sommeil. Le signal physiologique peut en particulier être un signal de ventilation- minute, lesdites périodes antérieures étant des cycles respiratoires anté- rieurs. Très avantageusement, les moyens anticipateurs sont des moyens aptes à modifier, notamment à réduire, en particulier à réduire d'au moins 50 %, ledit nombre donné de périodes antérieures sur lequel est calculée ladite moyenne des valeurs successives du signal physiologique. Les moyens anticipateurs peuvent, plus précisément, être des moyens aptes à sélectivement réduire ledit nombre donné de périodes antérieures lorsque ledit premier état est un état d'éveil, ledit second état est un état de sommeil, et la valeur de ladite moyenne évolue dans un sens décrois sant, ou bien lorsque ledit premier état est un état de sommeil, ledit se- cond état est un état d'éveil, et la valeur de ladite moyenne évolue dans un sens stable ou croissant. Le signal physique d'activité du patient à faible temps de réponse est avantageusement un signal délivré par un capteur d'accélération. L'invention s'applique très préférentiellement au cas o le dispositif com- prend des moyens de détection de troubles respiratoires du sommeil, no- tamment de détection d'apnées et de calcul d'un indice d'apnée' ces moyens n'étant alors activés que lorsque ledit premier état est un état de sommeil. L' invention peut en particulier être mise en _uvre dans un dispositif im plantable actif du type stimulateur cardiaque, défibrillateur, cardioverteur et/ou dispositif multisite. o On va maintenant décrire un exemple de mise en _uvre de l'invention, en référence à la figure unique annexce. Cette figure montre une série de chronogrammes expliquant la manière dont la discrimination entre éveil et sommeil est opérée conformément aux enseignements de la présente invention. o Sur la figure 1, on a représenté sur le chronogramme de la ligne (a) I'état physiologique, réel, du patient, qui est initialement un état de sommeil. À l'instant t' le patient se réveille, et cette période d'éveil s'achève à l'instant tB, o le patient entre dans une nouvelle phase de sommeil. Sur le chronogramme de la ligne (c), on a représenté en trait plein le si- gnal MV délivré par le capteur de ventilation-minute, après que ce signal ait été échantillonné et moyenné sur les 128 cycles respiratoires précé- dents. Cette valeur moyenne est désignée VE'2. Le signal MV est un paramètre à prépondérance physiologique obtenu par une mesure intrathoracique d'impédance. Cette mesure est opérée entre deux électrodes disposées dans la cage thoracique, ou entre une électrode (par exemple une électrode de stimulation, si le dispositif im- planté est un sti mulateur card iaque) et un bo tier du dispositif. L' i mpé- dance est mesurée par injection d'un courant constant de quelques cen- taines de milliampères, à une fréquence de quelques Hertz, typiquement 8 Hz. Cette technique est par exemple décrite par Bonnet JL et coll., Measurement of Minute-Ventilation with Different DDDR Pacemaker Electrode Configurations, PACE, Vol. 21, 98, Part 1, et elle est mise en _uvre dans les appareils Chorus RM 7034 d'ELA Médical. La période de sommeil est diagnostiquée bien entendu de façon automa- tique, typiquement à partir du signal délivré par le capteur de suivi du rythme respiratoire du patient. Toutefois, bien que le signal de ventilation minute soit généralement le plus aisé à utiliser pour le suivi du rythme respiratoire du patient, d'autres signaux provenant d'autres types de cap- teurs peuvent être utilisés en variante ou en complément du capteur MV, par exemple un capteur de mesure de la saturation en oxygène dans le sang. Jusqu'à présent, la transition entre états d'éveil et de sommeil était dé- tectée en comparant la valeur moyenne VE,28 à un seuil, désigné "Seuil MV", déterminé à partir de la valeur moyenne sur 24 heures du signal MV. Ainsi, dans l'exemple illustré, le réveil du patient était détecté à l'instant t4 (donc avec un retard t4-t, par rapport à l'instant réel du réveil) et son en- dormissement à l'instant to (donc avec un retard t,o-t8 par rapport à l'ins- tant réel d'endormissement). Pour réduire ces retards à la détection des changements de phases, I'in- vention propose d'utiliser un capteur auxiliaire, typiquement un capteur d'accélération ("capteur G"). Le signal délivré directement par le capteur est moyenné sur une durée relativement courte (par exemple 64 cycles card iaques) afin d' él iminer les artefacts et les brèves variations non significatives. Ce signal moyenné, désigné "signal G" a été représenté par la courbe du chronogramme de la ligne (b) de la figure 1. Ce signal G est comparé à un seuil, désigné "Seuil G", qui est par exem- ple fixé à 10 % au-dessus de la valeur du seuil de base. Si Signal G dé- passe Seuil G. on définira un état d'éveil selon le capteur G; dans le cas contraire, on définira un état de sommeil selon le capteur G. Le dispositif dispose donc de deux indicateurs d'éveil/sommeil, définis à partir des deux signaux Signal MV et Signal G. Ces deux états peuvent être concordants ou non. L'état d'éveil ou de sommeil du patient continue à être diagnostiqué sur la base du signal MV mais, selon le cas, la valeur devant être comparée au seuil MV sera soit la moyenne VE,2 (on parlera alors de "dynamique lente") soit la moyenne VE64, calculée sur une période plus courte, typi- quement sur les 64 échantillons précédents (on parlera alors de "dynami- que rapide"). L'évolution de la moyenne VE64 est illustrée en trait interrompu sur le chronogramme de la ligne (c) de la figure 1, o l'on peut voir que la ca ractéristique présente une forme plus accidentée que celle de la moyenne VE'28, en raison du moyennage sur une période plus courte entranant une variabilité plus grande. Si les états (éveil/sommeil) donnés par les deux signaux Signal G et Si- gnal MV concordent, alors le fonctionnement du dispositif n'est pas modifié, c'est-à-dire que l'état d'éveil ou de sommeil est déterminé à partir du signal MV en comparant VE'28 à Seuil MV (dynamique lente). En revanche, en cas de discordance entre les deux signaux, un critère supplémentaire est introduit, qui est la tendance du signal MV: décrois sante, stable ou croissante. Cette tendance est déterminée par comparai- son de la valeur actuelle VE'28 avec la valeur VE'28 précédemment calcu- lée; la tendance est dite stable si l'écart est inférieur à 10 %, sinon elle est dite croissante ou décroissante, selon le signe de l'écart. Lorsqu'un changement d'état du capteur G survient, et que le signal MV indique une tendance appropriée, le fonctionnement du dispositif est mo- difié de manière à déterminer l'état d'éveil ou de sommeil non plus à partir de VE'28 (dynamique lente), mais à partir de VE64 (dynamique rapide) de manière à procurer une plus grande réactivité. Les cas de figures o la dynamique est rendue rapide sont résumés par la table de vérité ci-dessous. Tableau 1 État État Tendance Dynamique Cas N capteur MV capteur G Signal MV sommeil sommeil lente () sommeil éveil décr.lstable lente) croissante rapide ( éveil sommeil décroissante rapide () croiss. /stable lente () éveil éveil iente Si l'on se reporte à l'exemple illustré sur la figure 1, initialement le capteur MV indique un état de sommeil (VE'28 confirme cet état, la dynamique reste lente. A l'instant t', le patient se réveille, mais aucun des deux capteurs n'a en- core franchi le seuil définissant le changement d'état. A l'instant t2, cet éveil est diagnostiqué par le capteur G. et comme la ten- dance du signal MV est croissante, I'analyse du signal MV passe à une dynamique rapide: c'est le signal VE64 (et non plus VE,23) qui est alors comparé au Seuil MV. Lorsque, à l'instant t3, VE64 atteint Seuil MV, les deux capteurs indiquent un état d'éveil, qui est donc confirmé comme tel au dispositif, et la dyna- mique redevient lente. Lors de l'épisode entre les instants t5 et t6, qui peut par exemple corres- pondre à une période de bref repos, le capteur G indique un état de som meil (Signal G repasse au-dessous de Seuil G) mais VE,28 reste supérieur à Seuil MV - donc le dispositif continue à considérer qu'il y a état d'éveil - et, la tendance MV n'étant pas décroissante, la dynamique reste inchan- gée (elle reste lente). La fin de la phase d'éveil est caractérisée par un repos progressif du pa- tient, qui conduira au passage à la phase de sommeil à l'instant t. Pen- dant cette période de repos progressif, I'endormissement est détecté à l' instant t7, par le capteur G. La tendance du signal MV étant décroi s- sante, la dynamique devient rapide, afin de pouvoir détecter les apnées qui surviendront en début de sommeil, et être précis sur le nombre d'épi sodes. Cette dynamique rapide est maintenue jusqu'à confirmation du sommeil, à l'instant tg, par le capteur MV, correspondant au franchisse- ment du Seuil MV par le signal VE64. En défi nitive, la détection des phases d'éveil ou de somme i l selon l' inven- tion permet d'avancer l'instant de détection de la phase d'éveil de t4 (avec la méthode antérieure) à t3 (avec l'invention), et la détection de la phase de sommeil de to (avec la méthode antérieure) à tg (avec l' invention). L' i nvention permet ainsi d'amél iorer de façon substantiel le le diagnostic des troubles survenant pendant le sommeil (troubles respiratoires eVou cardiaques), le comptage des événements correspondant et le calcul des paramètres tel que l'indice d'apnée, tout en conservant les avantages du calcul à partir d'une valeur du signal MV suffisamment moyennée pour éliminer les variations naturelles et les artefacts liés à la chane de me- sure. On notera que l'utilisation des signaux VE28 et VE64 n'est pas limitative, et qu'il est possible d'utiliser également aux mêmes fins les signaux VE64 et VE2, ou VE'6, etc. définis de manière comparable. Par ailleurs, il peut être avantageux de prévoir après chaque changement de dynamique une phase consécutive de temporisation (par exemple d'une durée de x cycles respiratoires) ou incluant un cycle d'hystérésis, durant laquelle la dynamique n'est plus modifiée, ceci pour éviter les phé- nomènes d'oscillations indésirables lors des changements de dynamique. REVENDICATIONS 1. Un dispositif médicai actif, comprenant: - des moyens de mesure d'un paramètre corporel d'un patient, délivrant un signal physiologique (Signal MV) à variation lente, ainsi que - des moyens de détection des phases d'éveil et de sommeil du patient, comprenant: des premiers moyens comparateurs, pour comparer une moyenne (VE) des valeurs successives du signal physiologique, calculée sur un nombre donné de périodes antérieures, à un seuil physiologique prédéterminé (Seuil MV), et des moyens pour indiquer un premier état d'éveil lorsque ladite moyenne est supérieure audit seuil physiologique, et pour indiquer un premier état de sommeil dans le cas contraire, dispositif caractérisé en ce qu'il comprend également: - des moyens de mesure d'activité, aptes à délivrer un signal physique d'activité du patient (Signal G), à faible temps de réponse, des seconds moyens comparateurs, pour comparer le signal d'activité à un seuil d'activité prédéterminé (Seuil G), et - des moyens pour indiquer un second état d'éveil lorsque ledit signal d'activité est supérieur audit seuil d'activité, et pour indiquer un second état de sommeil dans le cas contraire, et et en ce que lesdits moyens de détection des phases d'éveil et de som meil du patient comprennent également: 25. des moyens pour comparer ledit premier état d'éveil ou de sommeil avec ledit second état d'éveil ou de sommeil, et des moyens anticipateurs, pour modifier sélectivement la réponse desdits premiers moyens comparateurs en cas de discordance en tre lesdits premier et second états d'éveil ou de sommeil. 2. Le dispositif de la revendication 1, dans lequel ledit signal physiologi que est un signal de ventilation-minute (Signal MV) et lesdites périodes antérieures sont des cycles respiratoires antérieurs. 3. Le dispositif de la revendication 1, dans lequel lesdits moyens antici pateurs sont des moyens aptes à modifier ledit nombre donné de pério des antérieures sur lequel est calculée ladite moyenne (VE,8, VE6) des valeurs successives du signal physiologique. 4. Le dispositif de la revendication 3, dans lequel lesdits moyens antici pateurs sont des moyens aptes à réduire ledit nombre donné de périodes antérieures. 5. Le dispositif de ia revendication 4, dans lequel lesdits moyens antici pateurs sont des moyens aptes à réduire d'au moins 50 % ledit nombre donné de périodes antérieures. 6. Le dispositif de la revendication 4, dans lequel lesdits moyens antici pateurs sont des moyens aptes à sélectivement réduire ledit nombre don né de périodes antérieures: - lorsque ledit premier état est un état d'éveil, ledit second état est un état de sommeil, et la valeur de ladite moyenne évolue dans un sens décroissant, ou bien - lorsque ledit premier état est un état de sommeil, ledit second état est un état d'éveil, et la valeur de ladite moyenne évolue dans un sens stable ou croissant. 7. Le dispositif de la revendication 1, dans lequel ledit signal physique d'activité du patient à faible temps de réponse est un signal délivré par un capteur d'accélération. 8. Le dispositif de la revendication 1, comprenant en outre: - des moyens de détection de troubles respiratoires du sommeil, ces moyens n'étant activés que lorsque ledit premier état est un état de sommeil. 9. Le dispositif de la revendication 7, dans lequel les moyens de détection de troubles respiratoires du sommeil sont des moyens de détection d'ap- nées et de calcul d'un indice d'apnée. 10. Le dispositif de la revendication 1, dans lequel ledit dispositif est un dispositif implantable actif du type stimulateur cardiaque, défibrillateur, cardioverteur eVou dispositif multisite.