FR2908973A1

FR2908973A1 - Electrical physiological signal i.e. ECG signal, recording method for ambulatory apparatus, involves associating impedance measurement of electrodes with amplification and digitization of signal to provide signals charged with information

Info

Publication number: FR2908973A1
Application number: FR0610300A
Authority: FR
Inventors: Yves Faisandier
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 2006-11-24
Filing date: 2006-11-24
Publication date: 2008-05-30

Abstract

The method involves associating impedance measurement of electrodes (4) with amplification and digitization of an electrical physiological signal. The measurement is carried-out by injecting a small alternating current in positive and negative inputs of an amplifying system. The current is injected in the form of phase opposed currents or a current in each of input lines. The association provides amplifier output signals charged with impedance information that is digitized and stored in a memory e.g. high capacity flash memory, in brutal/compressed form.

Description

1 L'invention s'applique à un enregistreur autonome de signauxThe invention applies to an autonomous signal recorder

physiologiques électriques disposant d'une ou plusieurs chaînes d'amplification et de numérisation, et d'un support de stockage numérique. Il permet d'enregistrer des signaux physiologiques, en particulier ECG, sur un support numérique en les associant étroitement à une mesure d'impédance entre les électrodes de mesure. Le procédé permet d'optimiser le processus d'acquisition en réduisant d'une part le nombre de composants dans l'étage d'entrée, en supprimant la nécessité d'avoir tous les éléments matériels ou logiciels d'analyse des signaux d'impédance au niveau de l'acquisition - ce qui réduit sensiblement le consommation - et fournit lors de la lecture des fichiers une information très précise sur les variations temporelles de cette impédance. Etat de l'art : Les amplificateurs de signaux physiologiques électriques (électrocardiogramme, électroencéphalogramme...) sont chargés d'amplifier le signal recueilli à l'aide d'électrodes placées sur le patient. Leurs entrées différentielles sont reliées à celles-ci par un ou plusieurs câbles et des connecteurs. Pour s'assurer de la continuité de ces éléments et du bon contact des électrodes sur la peau du patient, on réalise en général une mesure d'impédance en injectant un courant qui traverse le circuit connecteur d'entrée + câble + connecteurs électrodes + électrodes + patient. Ce courant peut passer entre les électrodes de prélèvement du signal et/ou entre chaque électrode et la masse. Plusieurs techniques ont été développées qui utilisent soit un courant continu de très faible valeur, pour ne pas polariser l'interface électrode-peau et rester dans les limites imposées par les normes, soit un courant alternatif ou un courant impulsionnel de faible valeur. Dans ces deux derniers cas, il faut éviter que la mesure ne vienne parasiter le signal recueilli. On est donc amené à utiliser des courants alternatifs dont la fréquence est largement supérieure à la bande passante du signal, ce qui impose quelques éléments pour filtrer, moduler et démoduler, et une entrée analogique spécifique pour numériser le signal démodulé, le tout représentant un coût et une consommation non négligeable. Le régime impulsionnel est relativement complexe à mettre en oeuvre : il s'agit d'envoyer une ou plusieurs impulsions périodiquement dans les lignes, mesurer la tension résultante, puis rétablir immédiatement la tension de repos pour éviter d'altérer le signal. La gestion de ce procédé impose la mise en oeuvre de commutateurs et d'un programme d'acquisition, de mesure et d'effacement des artefacts créés par la mesure qui grève sensiblement le coût et la consommation de l'appareil. Les données d'impédance sont par ailleurs exploitée soit pour interrompre l'acquisition 2908973 2 lorsque les lignes ne sont plus connectées, soit pour informer un module d'analyse et gérer les passages où une ou plusieurs voies sont déconnectées, soit encore pour enregistrer sur la mémoire ce type d'information et les transmettre au système qui doit dépouiller les données. physiological devices having one or more amplification and digitization channels, and a digital storage medium. It makes it possible to record physiological signals, in particular ECG, on a digital medium by associating them closely with an impedance measurement between the measurement electrodes. The method optimizes the acquisition process by reducing on the one hand the number of components in the input stage, eliminating the need to have all the hardware or software components for analyzing the impedance signals at the acquisition level - which significantly reduces the consumption - and provides during the reading of the files a very precise information on the temporal variations of this impedance. State of the art: Electrical physiological signal amplifiers (electrocardiogram, electroencephalogram, etc.) are responsible for amplifying the signal collected with the aid of electrodes placed on the patient. Their differential inputs are connected to them by one or more cables and connectors. To ensure the continuity of these elements and the good contact of the electrodes on the patient's skin, an impedance measurement is generally performed by injecting a current that passes through the input connector circuit + cable + electrode connectors + electrodes + patient. This current may pass between the signal pickup electrodes and / or between each electrode and the ground. Several techniques have been developed that use either a DC current of very low value, not to polarize the electrode-skin interface and stay within the limits imposed by the standards, either an alternating current or a low value pulse current. In the latter two cases, it is necessary to prevent the measurement from interfering with the signal collected. It is therefore necessary to use alternating currents whose frequency is much greater than the signal bandwidth, which imposes a few elements to filter, modulate and demodulate, and a specific analog input to digitize the demodulated signal, all representing a cost and a not insignificant consumption. The pulse regime is relatively complex to implement: it is to send one or more pulses periodically in the lines, measure the resulting voltage, then immediately restore the idle voltage to avoid altering the signal. The management of this process requires the implementation of switches and a program for acquiring, measuring and erasing the artifacts created by the measurement which substantially increases the cost and consumption of the device. The impedance data are furthermore used either to interrupt the acquisition 2908973 2 when the lines are no longer connected, or to inform an analysis module and manage the passages where one or more channels are disconnected, or again to record on memory that type of information and pass it on to the system that has to strip the data.

5 Dans le cas d'appareils ambulatoires devant fonctionner le plus longtemps possible avec la plus petite pile, toute simplification et réduction de la consommation est attentivement recherché, et les méthodes traditionnelles citées ci-dessus ne répondent qu'assez mal à la question. L'invention s'applique à un enregistreur autonome de signaux physiologiques électrique 10 comprenant un câble relié à des électrodes placées sur le sujet, un connecteur d'entrée, des filtres haute et basse fréquence, des protections contre les chocs électriques, une ou plusieurs chaînes d'amplification et de numérisation et une unité de stockage, et enfin une alimentation, caractérisé par l'association de la mesure d'impédance d'électrodes avec l'amplification et la numérisation de ce dit signal, dans lequel la mesure de la dite 15 impédance s'effectue en injectant un petit courant alternatif à la fréquence sous multiple de la fréquence d'échantillonnage dans les entrées du système d'amplification, cette injection se faisant soit sur les entrées + et -sous forme de 2 courants en opposition de phase pour mesurer l'ensemble du circuit d'entrée, soit sous forme d'un courant propre à chaque ligne d'entrée, courant qui circule alors entre la dite entrée et une ligne de masse 20 elle-même reliée au sujet, association qui permet d'obtenir des signaux en sortie de l'amplificateur chargés des informations d'impédance qui sont numérisés et enregistrés sur une mémoire de stockage sous une forme brute ou comprimée. Prenons le cas (fig.1) où la fréquence du courant alternatif de mesure des impédances est égale à la moitié de la fréquence d'échantillonnage et où on injecte deux courants de 25 phase opposée (iz+ et iz-). La ligne formée par le connecteur (3), le câble ECG, les électrodes (4) et le patient forme une résistance minimum de quelques milliers d'ohms et une résistance maximum correspondant à l'impédance d'entrée de l'amplificateur (2). Pour un courant de 1nA, et une résistance de 10kohm, on obtient une tension alternative de 10 V à l'entrée de l'amplificateur. Cette tension est amplifiée (5), par exemple par 500, 30 donnant alors 5mV, et est convertie par le convertisseur analogique numérique (6). La phase du signal et de la conversion, piloté par une horloge commune (7), est fixe et choisie pour obtenir la conversion sur les crêtes positives et négatives du signal (5). On obtient ainsi un signal modulé à N/2 par la valeur de l'impédance, N étant la fréquence d'échantillonnage, et ce signal est stocké dans la mémoire de masse (9) après un éventuel 2908973 3 passage dans le microcontrôleur (8) qui peut le traiter et surtout le comprimer. Si le contact électrode-peau se dégrade, montant par exemple à 100kohm, le signal amplifié (5) atteint 50mV. Si l'enregistreur possède plusieurs voies, il peut utiliser le même processus en injectant le 5 même courant sur les entrées + et - des différents amplificateurs: chacun délivre alors un signal modulé en fonction de la résistance de la boucle d'entrée qui l'alimente, et l'enregistrement des données sur la mémoire de masse s'effectue de manière identique. Alternativement, si l'enregistreur possède une masse reliée au patient, il peut faire appel à plusieurs fréquences pour effectuer la mesure simultanément sur plusieurs lignes (fig.2).5 In the case of ambulatory devices having to operate as long as possible with the smallest battery, any simplification and reduction of consumption is carefully sought, and the traditional methods mentioned above only answer the question quite badly. The invention applies to an autonomous physiological signal recorder 10 comprising a cable connected to electrodes placed on the subject, an input connector, high and low frequency filters, protection against electric shock, one or more amplification and digitization channels and a storage unit, and finally a power supply, characterized by the combination of the electrode impedance measurement with the amplification and digitization of said signal, in which the measurement of the said impedance is effected by injecting a small alternating current at the frequency sub-multiple of the sampling frequency into the inputs of the amplification system, this injection being made either on the inputs + and in the form of two currents in opposition phase for measuring the entire input circuit, either in the form of a current specific to each input line, which current then flows between said input and a ground line 20 itself connected to the subject, an association which makes it possible to obtain signals at the output of the amplifier loaded with impedance information which are digitized and recorded on a storage memory in raw or compressed form. Take the case (FIG. 1) where the frequency of the alternating impedance measurement current is equal to half of the sampling frequency and where two opposite phase currents (iz + and iz-) are injected. The line formed by the connector (3), the ECG cable, the electrodes (4) and the patient forms a minimum resistance of a few thousand ohms and a maximum resistance corresponding to the input impedance of the amplifier (2 ). For a current of 1nA, and a resistance of 10kohm, a 10 V AC voltage is obtained at the input of the amplifier. This voltage is amplified (5), for example by 500, then giving 5mV, and is converted by the analog-digital converter (6). The phase of the signal and of the conversion, driven by a common clock (7), is fixed and chosen to obtain the conversion on the positive and negative peaks of the signal (5). Thus, a signal modulated at N / 2 by the value of the impedance, N being the sampling frequency, and this signal is stored in the mass memory (9) after a possible passage through the microcontroller (8). ) who can treat it and especially compress it. If the electrode-skin contact is degraded, for example to 100 k ohm, the amplified signal (5) reaches 50 mV. If the recorder has several channels, it can use the same process by injecting the same current into the + and - inputs of the different amplifiers: each then delivers a modulated signal according to the resistance of the input loop which feeds, and the data logging on the mass memory is performed identically. Alternatively, if the recorder has a mass connected to the patient, it can use several frequencies to perform the measurement simultaneously on several lines (fig.2).

10 Si N est la fréquence d'échantillonnage, on peut ainsi injecter une fréquence N/2 sur l'entrée + et une fréquence N/4 (10) sur l'entrée -: le signal résultant contient alors les deux composantes fréquentielles et son stockage peut être réalisé aussi simplement que précédemment. Dans le cas où plusieurs voies sont utilisées, la masse étant branchée ou non, il est 15 avantageux de délivrer des courants à des fréquences différentes selon la voie afin d'éviter les interférences entres celles-ci. Pour un appareil à deux voies, on utilise par exemple une première fréquence égale à la moitié de la fréquence d'échantillonnage pour mesurer l'impédance de la voie 1, et une fréquence égale par exemple au 1/4 de la fréquence d'échantillonnage pour la voie 2.If N is the sampling frequency, it is thus possible to inject a frequency N / 2 on the input + and a frequency N / 4 (10) on the input -: the resulting signal then contains the two frequency components and its storage can be achieved as simply as before. In the case where several channels are used, the mass being connected or not, it is advantageous to deliver currents at different frequencies depending on the channel in order to avoid interferences between them. For a two-way device, for example, a first frequency equal to half of the sampling frequency is used to measure the impedance of channel 1, and a frequency equal, for example, to 1/4 of the sampling frequency. for track 2.

20 On voit que dans tous les cas, le dispositif reste extrêmement simple à mettre en oeuvre et n'impose pratiquement aucun traitement de signal au microcontrôleur, ce qui économise de l'énergie et le rend particulièrement adapté à un appareil ambulatoire de grande autonomie. C'est seulement à la lecture, effectuée sur un appareil fixe ayant considérablement plus de 25 ressources, que le dépouillement du fichier permettra d'extraire les valeurs d'impédance en mettant en oeuvre un filtrage adaptatif. Une alternative à la mesure d'impédance par multifréquence, lorsque l'appareil dispose d'une masse reliée au patient, consiste à injecter le courant de mesure selon une séquence donnée dans les différentes entrées, éventuellement regroupée par type (les entrée + 30 ensemble, les entrée - ensuite), cette séquence étant répétée en permanence (fig.3). L'homme de l'art peut bien entendu imaginer toutes les combinaisons possibles entre l'excitation multi fréquentielle et le séquençage afin de répondre au mieux au souhait de mesure et réduire les interférences entre voies. Le dispositif peut être réalisé avec des composants discrets ou de simples séquenceurs 2908973 4 assurant une consommation minimale, mais on a tout avantage à piloter la numérisation et le stockage des données par un microcontrôleur qui utilise soit ses ressources internes (convertisseur Analogique-Digital, compteurs, DMA...), soit des composants extérieurs, soit les deux.It can be seen that in all cases the device remains extremely simple to implement and imposes virtually no signal processing on the microcontroller, which saves energy and makes it particularly suitable for an ambulatory device of great autonomy. Only when reading on a fixed device having considerably more resources than the file analysis will it be possible to extract the impedance values by implementing adaptive filtering. An alternative to the multifrequency impedance measurement, when the device has a mass connected to the patient, is to inject the measuring current according to a given sequence into the different inputs, possibly grouped by type (the + 30 inputs together , the inputs - then), this sequence being repeated continuously (fig.3). Those skilled in the art can of course imagine all possible combinations between multi frequency excitation and sequencing to best meet the desire to measure and reduce inter-channel interference. The device can be made with discrete components or simple sequencers 2908973 4 ensuring a minimum consumption, but it is advantageous to drive the scanning and storage of data by a microcontroller that uses either its internal resources (analog-digital converter, counters , DMA ...), either external components, or both.

5 Le(s) générateur(s) de courant peuvent en effet être constitués de compteurs, qui sont habituellement composés de compteurs programmables et de comparateurs numériques dans les microcontrôleurs, associés à des réseaux de filtrage passe-bas, ces dits compteurs appartenant avantageusement au microcontrôleur qui les programme pour optimiser la phase et l'amplitude du courant de mesure de l'impédance, cette amplitude pouvant être 10 réduite lorsque l'impédance devient très élevée afin d'éviter une saturation des amplificateurs. En partant d'une horloge qui est un multiple de la fréquence d'échantillonnage, il est en effet évident de régler la phase du signal par pas de 1/32 (exemple où la fréquence d'acquisition est de 1000Hz et l'horloge 32kHz). Cet ajustage peut être défini une fois pour toute en fonction des constantes de temps de la chaîne 15 d'amplification et de numérisation, mais peut éventuellement être ajustée par un processus dynamique en demandant au microcontrôleur de rechercher, par exemple, le maximum d'amplitude du signal correspondant à la fréquence N/2 en décalant progressivement la phase. En plaçant un réseau passe-bas dans la sortie du compteur, on retire le contenu haute20 fréquence du signal carré qui sort de celui-ci (fig.4). On évite ainsi d'envoyer des fronts raides qui risquent de nuire aux performances de l'amplificateur. Ce réseau permet également de réduire l'amplitude de l'excitation en jouant sur les cycles du compteur: Dans le cas normal, avec une acquisition à 1000Hz et une horloge à 32kHz, sans atténuation, on demande au compteur de diviser par 32 et de changer d'état toutes les 25 millisecondes. Pour atténuer le courant par deux, il suffit de demander (fig.5) un cycle 1/4 pendant lms et 3/4 la milliseconde suivante. On peut ainsi diviser par 2, 4... le courant d'excitation ce qui permet de réduire les risques de saturation de l'amplificateur lorsque la connexion avec les électrodes se dégrade, et concourir à préserver le signal existant. La transformation du signal du compteur délivré sous forme d'une tension en courant peut 30 être effectuée de différentes manière connues, la plus économique restant une simple résistance qui, vu la relative stabilité des signaux d'entrée autour de la masse patient, à quelques mV près, donne une précision tout à fait suffisante. Cette résistance peut avantageusement être combinée avec la résistance de pied placée dans chaque entrée de l'amplificateur en remplaçant le branchement de la borne masse à un pont diviseur excité 2908973 5 par la sortie du compteur (fig.6). L'homme de l'art pourra bien entendu proposer d'autres techniques pour fournir un courant dans les entrées, comme l'utilisation de condensateurs, de générateurs de courant avec miroir (pour obtenir une opposition de phase), etc...The current generator (s) may indeed consist of meters, which are usually composed of programmable counters and digital comparators in the microcontrollers, associated with low-pass filtering networks, said counters advantageously belonging to the microcontroller which programs them to optimize the phase and the amplitude of the measurement current of the impedance, this amplitude being able to be reduced when the impedance becomes very high so as to avoid saturation of the amplifiers. Starting from a clock that is a multiple of the sampling frequency, it is indeed obvious to adjust the phase of the signal in steps of 1/32 (example where the acquisition frequency is 1000Hz and the clock 32kHz ). This adjustment may be defined once and for all as a function of the time constants of the amplification and digitization chain, but may possibly be adjusted by a dynamic process by asking the microcontroller to seek, for example, the maximum amplitude. of the signal corresponding to the frequency N / 2 by progressively shifting the phase. By placing a low pass network in the output of the meter, the high frequency content is removed from the square signal that exits from it (Fig.4). This avoids sending steep edges that may adversely affect the performance of the amplifier. This network also makes it possible to reduce the amplitude of the excitation by playing on the cycles of the counter: In the normal case, with an acquisition with 1000Hz and a clock with 32kHz, without attenuation, one asks the counter to divide by 32 and of change state every 25 milliseconds. To attenuate the current in two, just ask (fig.5) a 1/4 cycle for lms and 3/4 the next millisecond. It is thus possible to divide by 2, 4 ... the excitation current which makes it possible to reduce the risks of saturation of the amplifier when the connection with the electrodes is degraded, and to contribute to preserving the existing signal. The transformation of the counter signal delivered in the form of a current voltage can be carried out in various known ways, the most economical remaining a simple resistor which, given the relative stability of the input signals around the patient mass, to some mV close, gives a precision quite sufficient. This resistance may advantageously be combined with the foot resistance placed in each input of the amplifier by replacing the connection of the ground terminal to an excited divider bridge 2908973 5 by the output of the counter (fig.6). Those skilled in the art will of course be able to propose other techniques for supplying a current in the inputs, such as the use of capacitors, current generators with mirrors (to obtain a phase opposition), etc.

5 Le domaine d'application du dispositif peut être élargi: le courant de mesure peut-être augmenté afin de permettre le monitorage des variations d'impédance du thorax liées principalement à la respiration. Le courant doit être plus important que le nA cité ci-dessus car il faut mesurer des variations de l'ordre de quelques dizaines d'ohms de l'impédance. En passant à 1 A ou même plus à l'aide de commutateurs, on obtient un 10 signal modulé de quelques dizaines de V, suffisant pour le détecter. Lorsque l'on veut optimiser la fréquence d'acquisition pour réduire la consommation ou simplement réduire la taille des fichiers enregistrés, il est avantageux de disposer d'un signal analogique filtré à la bonne fréquence. Pour éviter d'ajouter des commutateurs dans l'étage d'acquisition, les amplificateurs sont reliés au multiplexeur du convertisseur 15 Analogique numérique par au moins deux lignes (fig.7), chacune conduisant le signal avec un filtrage particulier afin d'offrir au convertisseur des signaux adaptés au traitement ou au stockage sans devoir effectuer de filtrage supplémentaire. Le stockage des données numériques peut s'effectuer sur tout support connu, mais le plus performant en terme de capacité est aujourd'hui une mémoire flash de grande capacité 20 fonctionnant sous basse tension. Enfin, la lecture des données peut se faire sans traitement -auquel cas le signal est parasité par un contenu HF dès que la résistance d'entrée augmente -, mais il est bien entendu avantageux de lire les données enregistrées selon les principes précédemment exposés, et d'en extraire les informations relatives, d'une part, aux impédances du signal 25 électrophysiologique en utilisant un ou plusieurs filtres dynamiques ne retirant que le signal de mesure d'impédance et, d'autre part, les signaux venant d'un stimulateur cardiaque (impulsions) (fig.8). Ce dernier produit en effet des impulsions de courte durée qui sont facilement reconnues si la fréquence d'acquisition est assez élevée (>1kHz), et des outils classiques permettent alors de soustraire ces impulsions du signal pour ne 30 conserver que le signal provenant du coeur. Les informations relatives aux impulsions du pacemaker sont traitées à part afin de les situer par rapport aux ondes cardiaques et voir si elles ont stimulé ou non le muscle. Dans tous les cas, le signal ECG sortant de ces filtres opérant par soustractions conserve sa bande passante originale et peut donc être analysé dans les meilleures conditions.The scope of the device can be expanded: the measuring current can be increased to allow monitoring of the variations of impedance of the chest mainly related to breathing. The current must be greater than the nA cited above because it is necessary to measure variations of the order of a few tens of ohms of the impedance. By changing to 1 A or even more using switches, a modulated signal of a few tens of V is obtained sufficient to detect it. When one wants to optimize the acquisition frequency to reduce the consumption or simply reduce the size of the recorded files, it is advantageous to have an analogue signal filtered at the right frequency. To avoid adding switches in the acquisition stage, the amplifiers are connected to the multiplexer of the digital analog converter 15 by at least two lines (FIG. 7), each driving the signal with a particular filtering in order to provide signal converter suitable for processing or storage without the need for additional filtering. Digital data storage can be performed on any known medium, but the most powerful in terms of capacity is now a high-capacity flash memory 20 operating at low voltage. Finally, the reading of the data can be done without treatment - in which case the signal is parasitized by an RF content as soon as the input resistance increases - but it is of course advantageous to read the recorded data according to the previously explained principles, and to extract the information relating, on the one hand, to the impedances of the electrophysiological signal by using one or more dynamic filters removing only the impedance measuring signal and, on the other hand, the signals coming from a stimulator heart (pulses) (fig.8). The latter produces pulses of short duration that are easily recognized if the acquisition frequency is high enough (> 1kHz), and conventional tools then allow to subtract these pulses from the signal to keep only the signal from the heart . Pacemaker pulse information is treated separately to locate it in relation to the heartwaves and to see if it stimulated the muscle or not. In any case, the ECG signal coming out of these filters operating by subtractions retains its original bandwidth and can therefore be analyzed under the best conditions.

2908973 6 Description des figures : La figure 1 décrit le dispositif dans lequel un générateur (1) délivre deux courants (iz+ et iz-) identiques mais en opposition de phase à la fréquence moitié de celle de l'échantillonnage. Un courant alternatif traverse donc le circuit d'entrée formé par le 5 connecteur (3), le câble de liaison au patient, les électrodes (4) et le corps du patient. La tension résultante, proportionnelle à l'impédance de ce circuit, est amplifiée (5) avec le signal physiologique recueilli par les électrodes (4) à l'aide de l'amplificateur (2), puis numérisé à l'aide du Convertisseur Analogique-Digital (6) dont les valeurs sont envoyées à la mémoire de masse (9) avec ou sans traitement par le microcontrôleur (8). L'horloge 10 associée à des diviseurs (7) synchronise directement, ou en passant par le microcontrôleur, les opérations. La figure 2 décrit le dispositif dans lequel on mesure simultanément l'impédance d'une ligne reliée à l'entrée + et celle d'une ligne reliée à l'entrée - en utilisant deux fréquences différentes. Le générateur de courant (1) comporte deux sorties, la première à une 15 fréquence N/2, par exemple, qui excite l'entrée "-" avec iz-, et la seconde à une fréquence N/4 (10) qui excite l'entrée "+" avec iz+. Deux boucles de courant se forment alors entre chaque entrée et la masse (4) qui conduisent à générer une tension résultante (5) associant les deux composantes. Les autres éléments sont identiques à ceux de la figure 1. La figure 3 donne un exemple de séquençage des courants d'excitation dans lequel on 20 trouve 4 phases de mesure successive et se répétant: 11 excite l'entrée + de l'amplificateur de la voie 1, 12 excite l'entrée - de l'amplificateur de la voie 1, 13 excite l'entrée + de l'amplificateur de la voie 2, et 14 excite l'entrée -de l'amplificateur de la voie 2. La figure 4 montre l'atténuation des fronts raides présent sur la sortie du compteur (15) par un filtre passe-bas (16).DESCRIPTION OF THE FIGURES FIG. 1 describes the device in which a generator (1) delivers two currents (iz + and iz-) that are identical but in phase opposition to the frequency half that of the sampling. An alternating current thus passes through the input circuit formed by the connector (3), the patient connection cable, the electrodes (4) and the patient's body. The resulting voltage, proportional to the impedance of this circuit, is amplified (5) with the physiological signal collected by the electrodes (4) using the amplifier (2), then digitized using the Analog Converter. -Digital (6) whose values are sent to the mass memory (9) with or without processing by the microcontroller (8). The clock 10 associated with dividers (7) synchronizes directly, or through the microcontroller, the operations. Figure 2 describes the device in which the impedance of a line connected to the + input and that of a line connected to the input is simultaneously measured - using two different frequencies. The current generator (1) has two outputs, the first at a frequency N / 2, for example, which excites the input "-" with iz-, and the second at a frequency N / 4 (10) which excites the entry "+" with iz +. Two current loops are then formed between each input and the ground (4) which lead to generating a resultant voltage (5) associating the two components. The other elements are identical to those of FIG. 1. FIG. 3 gives an example of sequencing of the excitation currents in which there are 4 successive and repeating measurement phases: 11 excites the input + of the amplifier of the channel 1, 12 excites the input - of the amplifier of the channel 1, 13 excites the input + of the amplifier of the channel 2, and 14 excites the input of the amplifier of the channel 2. Figure 4 shows the attenuation of the steep edges present on the output of the meter (15) by a low-pass filter (16).

25 La figure 5 montre un exemple d'atténuation du signal d'excitation en modulant le compteur par une séquence 3/4 puis (17) et le résultat donné par le filtre passe-bas (18). La figure 6 décrit un montage permettant de transformer les tensions de sortie des compteurs (23 et 26) (supposées symétriques par rapport à la masse) après passage dans un filtre passe-bas (22 et 25), un pont diviseur (21 et 24) afin de moduler le pied de la 30 résistance de pied (19 et 20) de chaque entrée de l'amplificateur. La figure 7 décrit la façon de raccorder la sortie des amplificateurs avec le convertisseur analogique-digital, en transférant le signal de sortie de chaque amplificateur à travers 1 ou plusieurs filtres vers le multiplexeur placé en amont du convertisseur. Le filtrage analogique permet ainsi d'alléger le travail du microcontrôleur et/ou de réduire la 2908973 7 fréquence d'acquisition en respectant les règles de filtrage et ce, sans ajouter de composant supplémentaire dans la mesure où le multiplexeur dispose de suffisamment d'entrées. Dans le cas contraire, un commutateur complémentaire sera bien entendu nécessaire.FIG. 5 shows an example of attenuation of the excitation signal by modulating the counter by a sequence 3/4 then (17) and the result given by the low-pass filter (18). FIG. 6 depicts an arrangement for transforming the output voltages of counters (23 and 26) (assumed to be symmetrical with respect to ground) after passing through a low-pass filter (22 and 25), a divider bridge (21 and 24). ) to modulate the foot of the foot resistance (19 and 20) of each input of the amplifier. Figure 7 describes how to connect the output of the amplifiers with the analog-to-digital converter, transferring the output signal of each amplifier through one or more filters to the multiplexer located upstream of the converter. Analogue filtering thus makes it possible to lighten the work of the microcontroller and / or to reduce the acquisition frequency by respecting the filtering rules, without adding any additional component insofar as the multiplexer has enough inputs. . Otherwise, a complementary switch will of course be necessary.

5 La figure 8 décrit une méthode de traitement du signal présent dans le fichier enregistré. Le signal contient l'ensemble des informations correspondant à l'électrocardiogramme, avec les impulsions éventuelles de stimulateur cardiaque et les valeurs d'impédances (32). La démodulation s'appuie de préférence sur un fichier annexe enregistré au début qui décrit le mode de modulation choisi et ses caractéristiques. Le signal lié à l'impédance est lo d'abord extrait (33) de façon à fournir les données d'impédance très précisément en temps au programme d'analyse (39), le signal d'impédance est alors soustrait au signal global (35). Le signal résultant alimente un détecteur d'impulsions de stimulateur cardiaque (36) dont la présence et la caractérisation (37) informent le programme d'analyse (39) et dont la forme est soustraite au signal résultant (38). Le signal débarrassé de ces deux types 15 d'informations peut alors être analysé pour reconnaître les ondes générées parle coeur.Figure 8 depicts a signal processing method present in the recorded file. The signal contains all the information corresponding to the electrocardiogram, with the pacemaker pulses and the impedance values (32). Demodulation is preferably based on an attached start-up file that describes the selected modulation scheme and its characteristics. The signal related to the impedance is firstly extracted (33) so as to supply the impedance data very precisely in time to the analysis program (39), the impedance signal is then subtracted from the overall signal ( 35). The resulting signal feeds a pacemaker pulse detector (36) whose presence and characterization (37) informs the analysis program (39) and whose form is subtracted from the resulting signal (38). The signal freed of these two types of information can then be analyzed to recognize the waves generated by the heart.

Claims

1 / A method applying to an autonomous recorder of physiological electrical signals comprising a cable connected to electrodes placed on the subject, an input connector, high and low frequency filters, protection against electric shock, one or more chains amplifier and digitizer, a storage unit and a power supply, characterized by the combination of the impedance measurement of the electrodes with the amplification and digitization of said signal, wherein the measurement of said impedance by injecting a small alternating current at the frequency sub-multiple of the sampling frequency into the inputs of the amplification system, this injection being done either on the inputs + and - in the form of two currents in opposition of phase to measure the all of the input circuit, either in the form of a current proper to each input line, which current then flows between said input and a line mass connected to the subject, an association which makes it possible to obtain signals at the output of the amplifiers loaded with impedance information which are digitized and recorded on a storage memory in raw or compressed form.

2 / A method according to claim 1 wherein the frequency of the alternating current impedance measurement is half the sampling frequency.

3 / A method according to claim 1 wherein several frequencies are used to perform the measurement simultaneously on several lines.

4 / A method according to one of the preceding claims wherein the control wired circuit or the microcontroller injects the measurement current in a given sequence in the different inputs, optionally grouped by type, this sequence being repeated continuously. 5. The method as claimed in one of the preceding claims, in which the digitization and storage of the data are controlled by a microcontroller using either its internal resources or external components, or both. 6. The method as claimed in claim 5, in which the generator (s) consist of counters associated with low-pass filtering networks, said counters advantageously belonging to the microcontroller which programs them to optimize the phase and the amplitude. impedance measurement current, this amplitude being able to be reduced when the impedance becomes very high in order to avoid saturation of the amplifiers. 7 / A method according to one of the preceding claims wherein the measuring current can be increased to allow the monitoring of chest impedance variations 2908973 9 mainly related to breathing. 8 / A method according to one of the preceding claims wherein the amplifiers are connected to the multiplexer of the digital Analog converter by at least two lines, each driving the signal with a particular filtering to provide the converter signals suitable for processing or storage without having to perform additional filtering. 9 / A method according to one of the preceding claims wherein the storage memory is a flash memory of large capacity. 10 / A method according to one of the preceding claims wherein the data 1 o recorded are processed during their reading by filters capable of separating the information relating, on the one hand, to the impedances of the electrophysiological signal, and on the other hand to signal generated by the heart.