FR 2685871 A1 19930709 FR 9200063 A 19920107 APPAREIL DE SUIVI DE L'HEMODIALYSE PAR IMPEDANCEMETRIE L'invention concerne les techniques de contrôle de l'hèmodialyse et plus particulièrement celles utilisant la mesure de l'impédance du sang du patient. Avec les malades victimes d'une insuffisance rénale on fait appel au rein artificiel pour purifier leur sang et pour ajuster le volume total du sang à la valeur voulue. L'invention concerne plus particulièrement ce deuxième mécanisme où l'on utilise dans le dialyseur le phénomène d'ultra-filtration au travers d'une membrane semi-perméable. Au cours de cette opération, du liquide est extrait du sang du malade et ce même sang, en équilibre avec les cellules de l'organisme extrait à son tour du liquide de celles-ci. Si l'opération est menée trop rapidement par rapport à ce que l'ofganisme peut supporter, on parle d'hypovolémie. Ce sont ces phénomènes que l'invention se propose de contôler. La diminution de la volémie pendant les séances de dialyse, résultante de phénomènes complexes d t échanges pluri-compartimentaux, est l'un des facteurs les plus importants de l'intolérance hémo-dynamique de cette méthode thérapeutique. Après une phase de latence plus ou moins longue, due à la mise en oeuvre de phénomènes biologiques de compensation, cette hypovolémie va souvent entraîner des symptômes cliniques de collapsus cardio-vasculaires, parfois bénins, parfois impressionnants, voire graves chez des patients fragiles. I1 existe certes des moyens thérapeutiques ou techniques préventifs et/ou curatifs; le problème est de savoir quand et comment les utiliser à bon escient. I1 est bien établi, par l'expérience accumulée et par des travaux déjà anciens (ROTTENBOURG, Fichier informatique DIAPHANE) que la surveillance discontinue, même très fréquente, de la pression artérielle et du régime cardiaque ne permet pas dans de nombreux cas de dépister suffisamment tôt les incidents, du fait pro bablement de l'effondrement brutal des systèmes de compensation. La mesure en continu de l'impédance du corps entier a été utilisée par plusieurs auteurs (TEDNER, De VRIES, SCANFERLA) pour monitoriser la dialyse, avec un certain succès. Mais l'appareillage utilisé est onéreux, gène le patient et nécessite une relative immobilité. De plus, la méthode est peu fiable car les qualités bioélectriques des membranes cellulaires sont souvent très perturbées chez le dialysé. Une méthode de mesure de la volémie a été proposée dans le brevet européen EP 0 272 414 B. Dans ce document on propose d'appliquer des formules compliquées dans lesquelles interviennent la conductivité du dialysat frais, le débit sanguin, les caractéristiques de puissance du dialysateur pour déterminer d'abord la conductivité du plasma et celle du sang puis, à partir de cellesci pour déterminer en continu l'hématocrite d'où l'on déduit la volémie ce qui permet de contôler les paramètres de la dialyse. Cette méthode qui est très compliquée nécessite de nombreux étalonnages pour être fiable. Les formules standard utilisées dans les calculs ne sont pas en général adaptées à tous les patients. Enfin, les méthodes de ce type ne laissent que peu de place à l'intervention du praticien qui reste pourtant le seul responsable des opérations. La méthode de l'invention, en comparaison fournit des indications précises sur l'évolution de la seule impédance sanguine. Elles permettent au praticien de prévoir et, donc,.de prévenir les réactions de l'organisme du patient. Une méthode mixte utilisant à la fois une mesure de l'impédance corporelle et une mesure de l'impédance du sang en amont de l'appareil d'hémodialyse a été proposée dans le brevet européen EP n fit29 793 B. La première de ces mesures s'effectue en implantant des aiguilles dans une main et un pied du patient. Celles-ci servent d'électrodes pour deux courants, l'un à une fréquence de 1 MHz et l'autre à 5 KHz. Grace à ces courants, on détermine deux impédances. Une deuxième paire d'électrodes installée sur le circuit sanguin externe, en amont du dialyseur permet également une mesure d'impédance - à 5 KHz ici. La comparaison de ces trois valeurs d'impédance permet au praticien de suivre le déroulement de la dialyse. Il est également prévu de fixer une limite inférieure à l'impédance mesurée sur le circuit sanguin externe. Si cette limite est atteinte, une alarme est déclenchée. L'ap pareillage, objet du brevet EPO 029 7938 permet au praticien de sui vre le déroulement de l'hémodialyse. Cependant si l'on désire l'ex ploiter à la seule fin de libérer le praticien d'une surveillance très étroite en utilisant le système d'alarme lié au seuil atteint par l'impédance du circuit externe, il aura fallu au préalable l'étalonner pour chaque patient. Il a par ailleurs été prouvé que ce seuil limite est atteint très tard, pratiquement au même moment que la diminution de la tension artérielle elle-même peut être constatée. Par ailleurs, la méthode du brevet EP O 029 793 B fait subir au patient, déjà traumatisé par l'hémodialyse, des piqûres sup plémentaires qu'il serait préférable d'éviter. Les deux techniques précédentesont en commun l'inconvénient d'associer par le calcul les résultats de plusieurs mesures. Cel les-ci, comme toutes les mesures biologiques ont leur domaine d'incertitude. En les introduisant dans des calculs compliqués, on risque de cumuler ces erreurs et d'aboutir à des concclusions aber rantes et qui risquent de compliquer le travail de surveillance du praticien. La technique de l'invention en revanche permet d'allèger la surveillance de l'hémodialyse car elle permet - même sans étalonnage préalable, ni adaptation à chaque patient - de prévenir d'une hypovolémie grâce au déclenchement d'une alarme avec un délai suffisant pour permettre l'intervention du praticien. L'invention concerne un appareil de surveillance du déroulement de l'hémodialyse par mesure extra-corporelle de l'impédance du sang dans lequel on effectue une comparaison à un instant donné entre l'évolution de l'impédance sur une longue durée et sur une courte durée qui précède cet instant. L'appareil comporte un indicateur de niveau d'alerte et le niveau augmente lorsque la pente de l'impédance sur la courte durée est supérieure à celle de la longue durée et diminue dans le cas contraire. L'intérêt essentiel de la méthode et du dispositif de 1 'in- vention est de permettre la détection précoce de l'hypovolémie, bien avant toute manifestation traumatisante et de permettre ainsi de protéger le patient de tout risque de collapsus. La simplicité de la méthode permet la réalisation d'appareils peu compliqués et donc relativement bon marché ce qui facilitera leur large diffusion. L'exploitation informatique des résultats permet leur utilisation aisée dans le cadre des recherches médicales. La description et les figures qui suivent permettront de comprendre le fonctionnement de l'invention et d'apprécier ses avantages. La figure 1 représente la cellule de mesure implantée sur le circuit sanguin externe. La figure 2 schématise la mesure d'impédance; quant à la figure 3, elle représente le schéma fonctionnel de la série d'opérations réalisées par le dispositif de l'invention. La figure 4 et la figure 5 montrent l'évolution comparée de la conductivité sanguine d'un patient et de sa tension artérielle. Sur la figure 1, on voit un tube semi-rigide 1 en matière plastique avec une section de surface bien définie, par exemple 20 mm2. A deux emplacements distant d'un espace de -typiquement70 mm sont deux capsules 2, 3 fermées par un matériau élastomère en 4, 5 dans lequel sont plantées les électrodes 6, 7. Ces électrodes sont par exemple deux aiguilles stériles introduites au travers des membranes 4, 5 qui se referment sur elles de manière parfaitement étanche. Ces membranes constituent les parois latérales du tuyau 1 dans lequel le sang 8 du malade circule. L'ensemble est stérile et de préférence jetable. Cette cellule de mesure 9 est placée de préférence à l'entrée du système d'hémodialyse. Ainsi la température de la cellule reste sensiblement constante, elle est à peine inférieure à la température du patient. Sur la figure 2 est représentée la même cellule 9 alimentée par un générateur de courant constant 10. Ce courant est sinusoi- dal d'une fréquence de 5 KHz. Grâce au voltmètre 11, la mesure de la différence de potentiel entre les électrodes 7, 8 à un instant donné fournit une mesure de l'impédance Z du sang à cet instant. Sur la figure 3, on a représenté le schéma fonctionnel complet de la chaine de mesures. On voit en 12 l'alimentation branchée sur le secteur. Cette alimentation est branchée elle-même sur une liaison opto-électronique 13 qui permet d'alimenter le générateur à courant constant 10, courant de fréquence 5 kilohertz. Ce type d'alimentation évite tout risque d'électrocution pour le patient. Le générateur à courant constant 10 alimente les deux électrodes 6, 7 de la cellule de mesure 9. A la sortie du voltmètre 11, on dispose d'un signal proportionnel à l'impédance instantanée Z. Le calculateur 13 effectue les relevés de ces mesures à une cadence de n par secondes, par exemple 5. Le calculateur 13 effectue tout d'abord un lissage des mesures instantanées, il calcule la moyenne de Z sur p secondes, par exemple sur 5 secondes. Dans l'exemple la mesure est donc moyennée sur 25 mesures élémentaires. On obtient ainsi une valeur Zm. C'est-cette mesure qui va servir à suivre l'évolution de l'impédance dans le temps. Pour cela on va calculer une première différentielle, et une seconde différentielle, première de ces grandeurs est égale à la variation de Zm pendant la base de temps bt, cette dernière est en général de quelques minutes, par exemple 18, 24 ou 30 mn. Laseconde différentielle est égale, elle, à la variation de la même valeur Zm pendant' une demi-base de temps (par exemple 9, 12 et 15 minutes) qui précedait la mesure. Les valeurs calculées pour d'une part et pour xz de l'autre servent à déterminer dans le calculateur 13, les niveaux d'alarme correspondant à l'évolution de l'impédance pendant la durée d'une base de temps précédant l'instant concerné. Selon un premier mode de réalisation de l'invention, les instants auxquels s'effectuent les mesures sont fixes par rapport au déroulement de la dialyse, ils se placeront par exemple après un quart d'heure de dialyse puis ensuite, tous les quarts d'heure A chacun de ces instants, le calcul de xset de xz sera effectué, on en déduira de combien il convient d'incrémenter un niveau d'alerte calculé à l'instant précédent. On évalue par exemple la gravité d'un niveau d'alerte représenté par un nombre entier compris entre 0 et 3 et l'incrémentation à un instant donné peut se faire de 1 ou de 2 unités, il en est de même pour la décrémentation. A titre d'exemple, sur l'appareil prototype, on incrèmentait l'indicateur de niveau d'alerte d'une unité dans les cas suivants 1. La pente x1 de l'impédance Zm sur la longue période est inférieure à un seuil a et la pente x2 de l'impédance sur la courbe période est comprise entre 2a et 4a a 2a 2. a x1 > 2x ou encore 3. a x Pour incrémenter l'indicateur de niveau d'alerte de 2 unités, il fallait qu'une des trois conditions suivantes soit respectée 4. x1# a 4a ou bien 5. 2a ou bien enfin 6. x > 4a x x 2x En résumé, on voit que si la pente de l'impédance augmente sur la courte durée par rapport à ce qu'elle fait sur la longue durée, la situation du patient s'aggrave. Pour décrémenter d'une unité l'indicateur de niveau d'alarme il fallait, toujours sur le prototype, avoir vérifié que la pente de l'impédance sur la courte durée diminuait sensiblement par rapport à ce qu'elle faisait sur la longue durée et précisément, d'au moins 10% x2 # 0,9x, Les deux exemples suivants dans lesquels on a comparé l'évolution de la mesure de l'impédance sanguine extra-corporelle, ou celle de son inverse, la conductivité, à l'évolution de la tension artérielle du patient montrent que la méthode de l'invention permet de prévoir les troubles chez le patient au moins un quart d'heure avant qu'ils ne se produisent et donne ainsi au praticien la possibilité de les éviter. Sur la figure 4, on a illustré le premier exemple. On voit sur l'axe des abscisses 15, le temps exprimé en heures. L'axe des ordonnées montre dans sa partie inférieure 16, les valeurs des tensions artérielles du patient exprimées en millimètres de mercure et dans la partie supérieure 17, la conductivité du sang extracorporelle mesurée avec une unité relative. Il s'agit de l'inverse de l'impédance Zm au même instant, celle qui a permis d'établir les niveaux d'alerte de O à 3 qui figurent, eux tout en haut du diagramme en 18. La conductivité constitue une grandeur proportionnelle à la volémie, on voit sur la figure 4 que la pente de la décroissance de la volémie reste douce jusqu'à la deuxième heure de dialyse, puis s'accentue, tandis que la pression artérielle augmente légèrement, puis s'effrondre. L'état du compteur d'alarme avec l'indication du niveau 3 à 2 h 3/4 aurait permis d'agir entre 15 et 20 minutes avant la chute de tension qui s'est produite aux environs de trois heures. Le deuxième exemple est représenté figure 5.- Cette courbe est très intéressante car, après une baisse d'abord alarmante de la volémie, une correction spontanée se produit (avec variation inverse du rythme cardiaque, non représenté sur la figure) La connaissance et le suivi de ce phénomène, retrouvé chez ce patient, permettront au médecin soit de modifier préventivement les paramètres de la première partie de la dialyse, soit de s'inquiéter d'un aspect inhabituel de la deuxième partie de la courbe. Mais en tous cas, avec ce patient le niveau d'alarme 3 qui nécessiterait l'intervention du médecin n'a pas été atteint. Par rapport aux techniques antérieures, l'invention offre l'avantage de permettre une détection de l'hypovolémie très tout, bien avant que la manifestation physique,jusqu'à présent la plus facile à détecter, l'hypotension artérielle se manifeste. Dans le cas des patients au comportement atypique, elle permet dès la première dialyse consécutive à une dialyse où un incident s'est présenté de prévenir avec une grande sécurité tout nouvel incident. La mise en oeuvre de la technique de l'invention est simple, pas traumatisante pour le patient puisque son dispositif s'intègre facilement au rein artificiel lui même. Les résultats de la méthode de l'invention se sont avérés par ailleurs indépendants des variations de la natrémie (taux de sodium dans le sang) .Le maniement de l'appareil est particulièrement simple et ne nécessite qu'un apprentissage réduit pour le praticien souhaitant le mettre en oeuvre. De plus, dans le cas des patients à risque ou pour procéder à des recherches, il est toujours possible de suivre en temps réel le déroulement de la dialyse. De même, il est possible d'enregistrer et de stocker les données par des moyens informatiques et de permettre ainsi aussi bien le suivi de l'évolution d'un malade, que des études à caractère scientifique - éventuellement statistiques - d'une plus grande ampleur. -La méthode est simple sur le plan électrique - électronique, le prix de revient de chaque dispositif est donc limité et il est possible d'équiper chaque centre d'hémodialyse du nombre d'appareils nécessaire. REVENDICATIONS 1. Appareil pour la surveillance du déroulement de l'hémodialyse par mesure extra-corporelle de l'impédance du sang, caractérisé en ce quil comprend une cellule de mesure effectuant à un instant donné la comparaison entre l'évolution de l'impédance sur une longue durée et sur une courte durée qui précèdent cet instant. 2. Appareil selon la revendication 1 caractérisé en cequ'il comporte un indicateur de niveau d'alerte. 3. Appareil selon la revendication 2 caractérisé en ce que l'indicateur présente un niveau d'alerte qui augmente lorsque la pente de l'impédance sur la courte durée est supérieure à celle de la longue durée et en ce qu'il présente un niveau d'alerte qui diminue dans le cas contraire. 4. Appareil selon l'une des revendications précédentes caractérisé en ce que la longue durée est inférieure à une heure et de préférence, comprise entre 18 et 30 minutes. 5. Appareil selon l'une des revendications précédentes caractérisé en ce que lacourte durée est de l'ordre de la moitié de la longue durée.