Dispositif non iavasif de mesures ëlectromyographiques L'invention concerne l'évaluation non invasive s du système neuromusculaire des êtres vivants par électromyographie de surface.
Actuellement, les seuls systèmes électromyographiques de détection reconnus pour l'évaluation clinique des pathologies neurologiques l0 ou neuromusculaires sont de type invasif et sont mis en oeuvre à l'aide d'aiguilles détectrices qui pénètrent au sein du muscle étudié. Outre la douleur, le traumatisme et le risque d'infection qui résultent de ce type d'intervention, les systèmes invasifs la présentent l'inconvénient de ne permettre que des mesures ponctuelles très sélectives, sans possibilité
de réelle évaluation d'une zone musculaire donnée. I1 est par ailleurs impossible de faire le suivi clinique d'une pathologie avec ces systèmes.
20 Pour éviter ces inconvénients et permettre une mesure suffisamment précise sur une étendue plus large, il s'est développé des techniques non invasives d'électromyographie de surface utilisant des électrodes dites flottantes, qui nécessitent un 25 gel de contact, ou des êlectrodes dites sèches. Ces électrodes de surface nécessitent habituellement une préparation de la surface de la peau (rasage, légère abrasion et dégraissage).
La mesure est effectuée par réception au niveau 30 des électrodes de signaux résultant d'une contraction musculaire provoquée soit volontairement, soit par stimulation mécanique ou électrique.
L'électromyographie de surface consiste à dëtecter, WO 99/3203 Non-avasive measurement device electromyographic The invention relates to non-invasive assessment.
s of the neuromuscular system of living beings by surface electromyography.
Currently, the only systems electromyographic detection systems recognized for clinical evaluation of neurological pathologies l0 or neuromuscular are invasive and are put using detector needles which penetrate the muscle studied. Besides the pain, the resulting trauma and risk of infection of this type of intervention, invasive systems have the disadvantage of only allowing very selective spot measurements, without possibility real evaluation of a given muscle area. I1 is also impossible to follow up clinical pathology with these systems.
20 To avoid these disadvantages and allow sufficiently precise measurement over a longer range wide, it developed techniques not invasive surface electromyography using so-called floating electrodes, which require a 25 contact gel, or so-called dry electrodes. These surface electrodes usually require a preparation of the skin surface (shaving, light abrasion and degreasing).
The measurement is carried out by reception at the level 30 signal electrodes resulting from a contraction muscle caused either voluntarily or by mechanical or electrical stimulation.
Surface electromyography consists of detecting, WO 99/3203
2 PCT/FR98/02837 er_registrer et traiter le signal myoélectrique reçu, précurseur de la contraction musculaire obtenue.
Cette technique vise à identifier certaines maladies neurologiques ou musculaires dont les caractéristiques physiologiques peuvent se traduire par la déviation de certains paramètres du signal .
amplitudes, fréquences du signal ou vitesses de propagation des potentiels d'action musculaires.
Ainsi, certaines pathologies sont caractérisée s par l0 des dégénérescences préférentielles d'un type de fibre par rapport à un autre. Par exemple, la myopathie de Duchenne entraîne une atteinte sélective des fibres dites rapides. De telles modifications conditionnent les valeurs moyennes mesurées de vitesse de propagation du signal myoélectrique.
De façon générale, les fibres musculaires ne sont activées que si la sollicitation est supérieure à un certain seuil au niveau de leur jonction neuromusculaire. Les fibres sont regroupées en unités 2o fonctionnelles, l'unité motrice qui regroupe l'ensemble des fibres innervées par le même neurone moteur. Le potentiel d'action d'unité motrice est égal à la somme des potentiels d'action musculaires élémentaires de chacune des fibres qui la composent.
Le signal myoélectrique reçu au niveau de l'électrode résulte de la sommation spatiale et temporelle des signaux de toutes les unités motrices recrutëes. La mesure du signal est affectée par les propriétés anatomiques et fonctionnelles du muscle 3o étudié et par les schémas de contrôle du système nerveux central ou périphérique. De plus, lors de la mesure, il y a superposition des signaux électriques des unités motrices activées. La complexité du signal électromyographique a donné naissance à de multiples protocoles de mesure et de traitement, sans qu'aucun protocole ni aucune tentative de modélisation ne permettent, jusqu'à présent, une analyse fiable et reproductible des caractéristiques du signal permettant une comprêhension et une identification de la réalité physiologique du muscle.
I1 est connu de mesurer la vitesse de conduction du potentiel d'action musculaire par mesure du temps de propagation de ce potentiel à l'aide d'au moins trois électrodes de mesure. Cette méthode conduit généralement à une surestimation difficilement quantifiable de la vitesse de conduction, qui peut s'expliquer en partie par la présence d'activités non propagées sur toute la zone couverte par le système d'électrodes.
Une autre méthode est basée sur une évaluation indirecte à partir de paramètres spectraux, tels que la fréquence moyenne ou la fréquence médiane, supposés être linéairement corrélés à la vitesse de conduction. Une telle méthode est décrite dans l'article de Lindstrôm et al. paru dans la revue Electromyography, vol. 10, pages 341 à 356, 1970 ou dans l'article de Stulen F.B. et De Luca de la revue IEEE Trans. Biomed. Eng., vol. 28, pages 515 à 523, 1981. Des études expérimentales ont montré les limites de ce type de relation, les paramètres spectraux étant dépendants de plusieurs facteurs autres que la vitesse de propagation du potentiel d'action musculaire. L'anisotropie des propriétés musculaires et des tissus localisés entre la source du signal et la zone de détection conduit à des variations dans le contenu spectral du signal et dans l'estimation de la vitesse de conduction.
Afin d'améliorer la mesure du signal, il a été
proposé, par exemple dans le document de H. Reucher et al, paru dans le journal IEEE Trans. Biomed.
Eng., vol. 34, pages 98 à 113, 1987, de réaliser un filtrage spatial à l'aide d'un système multiélectrodes et d'une sommation pondérée des signaux qui sont transmis par les électrodes.
Dans ce système, les électrodes sont âisposées en groupes pour chacun desquels les signaux transmis 1o par les électrodes sont, après amplification, combinés par sommation pondérée en un signal unique, équivalent au signal fourni par un filtre spatial dont les caractéristiques sont déterminées par les facteurs de pondération des signaux des électrodes 15 et par la répartition géométrique des électrodes dans le groupe. I1 a été montrê qu'une des dispositions les plus intéressantes consiste à
former des groupes de cinq électrodes agencées en croix avec une électrode centrale et quatre 20 électrodes périphériques et à appliquer aux signaux des électrodes un facteur de pondération égal à 4 (ou - 4) pour l'électrode centrale et à - 1 (ou à +
1) pour chaque électrode périphérique, ce qui correspond à une double différentiation spatiale de 25 la distribution superficielle de potentiel dans deux directions orthogonales, c'est-à-dire à la fonction de transfert d'un filtre de Laplace bidimensionnel.
On améliore ainsi, en particulier, la résolution spatiale de la détection.
3o Dans les systèmes connus de ce type, le nombre de groupes "laplaciens" d'ëlectrodes est relativement élevé, par exemple de 16 ou davantage, voire même de 64, et les groupes voisins ont des électrodes en commun pour réduire le nombre total ' WO 99/32032 PCT/FR98/02837 d'électrodes et l'encombrement. Les signaux captés par les électrodes sont préamplifiés, appliqués à un filtre passe-bande, puis amplifiés et numérisés pour être enregistrés dans un système de traitement de l'information équipé d'un logiciel réalisant un filtrage passe-haut, un filtrage spatial du type indiqué ci-dessus et une évaluation des signaux résultants. I1 a également été proposé d'utiliser dans ces systèmes des groupes plus importants d'électrodes, comprenant par exemple 9 êlectrodes agencées en une matrice carrée, pour réaliser un filtrage spatial isotropique plus performant au niveau de la résolution spatiale de la détection.
Dans ces systèmes, le grand nombre d'électrodes (32 dans certains systèmes, 128 dans d'autres) est, d'une part, un avantage car il permet de poser l'ensemble des électrodes sur une zone musculaire sans rechercher une grande précision, et de sélectionner ensuite, par examen des signaux 2o filtrés spatialement, les groupes d'électrodes les mieux placés par rapport aux unités motrices examinëes. Ce grand nombre d'électrodes est d'autre part un inconvénient en raison de la surface occupée par l'ensemble des électrodes et du nombre important d'amplificateurs et de filtres passe-haut ou passe-bande associés aux électrodes. En outre, le traitement informatique des signaux des électrodes ne permet pas de disposer en temps réel de signaux directement exploitables et, de façon générale, l'ensemble des moyens d'acquisition et de traitement des signaux est complexe et ne peut être utilisé que par des spécialistes confirmés. Une autre conséquence de cette complexité est que, si ces systèmes présentent un intérêt certain en tant ~ ~ WO 99132032 PCT/FR98/02837 qu'appareils de laboratoire ou outils de recherche, ils ne sont pas du tout adaptés à un usage de routine en milieu hospitalier.
L'invention a notamment pour but de pallier cet inconvénient en proposant un systëme non invasif de mesures électromyographiques, gui permet de disposer d'informations d'une qualité comparable à
celle que l'on peut obtenir avec les systèmes multiélectrodes précités, et qui est suffisamment simple et compact pour être portable et utilisable par du personnel médical peu spécialisé mais bien entendu formé à cette technique, par exemple en milieu hospitalier pour le suivi de pathologies ou des effets d'un traitement thérapeutique.
Le dispositif de mesures électromyographiques à ëlectrodes superficielles selon l'invention, comprend au moins un groupe d'électrodes et des moyens de filtrage spectral et d'amplification à
sommation pondérée réalisant un filtrage spatial des 2o signaux transmis par les électrodes, et est caractérisé en ce que les moyens précités de filtrage spectral et d'amplification à sommation pondérée sont constitués par des circuits montês avec les électrodes dans un boîtier dont une face portant les électrodes forme une face de détection, le dispositif comprenant également des moyens de connexion de ce boîtier à des moyens d'alimentation, des moyens d'amplification et des moyens de traitement de données.
Le dispositif selon l'invention permet d'obtenir en temps réel, en sortie du boîtier précité, des signaux qui ont été filtrés spatialement sur site et qui sont directement exploitables, par exemple par visualisation sur un t écran cathodique, au contraire des systèmes muîtiélectrodes connus dans lesquels les signaux filtrés spatialement ne sont disponibles qu'en temps différé en sortie des moyens de traitement informatique.
Ce dispositif , peut comprendre, selon les applications auxquelles il est destiné, un seul groupe d'électrodes, ou deux ou trois groupes d'électrodes, ou davantage, chaque groupe étant associê à des circuits de filtrage spectral et de filtrage spatial contenus dans le boîtier précité.
I1 est préférable, dans la plupart des cas, que le nombre d.e groupes d'électrodes reste peu êlevé, de façon que les dimensions du boîtier contenant les électrodes et les circuits associés de filtrage spectral et de filtrage spatial restent aussi faibles que possible pour que la face de détection de ce boîtier puisse être appliquée sur une zone musculaire de surface réduite, ne comprenant pas de régions tendineuses et d'innervation susceptibles de perturber la détection et la mesure.
Les autres éléments du dispositif (circuit d'alimentation, écran de visualisation, système de traitement de données) peuvent être intégrés dans un autre boîtier ayant des dimensions suffisamment réduites pour être aisément transportable.
Éventuellement, le système de traitement de données peut être un micro-ordinateur portable indépendant et connectable â un boîtier contenant les circuits d'alimentation et un oscilloscope ou autre moyen analogue de visualisation des signaux filtrés spatialement.
r >
s Dans le dispositif selon l'invention, les dimensions des électrodes et les distances entre électrodes sont avantageusement déterminées en fonction des caractéristiques du muscle sur lequel elles seront appliquées, les diamètres des électrodes variant entre 1 et 4 mm environ, la distance entre électrodes étant de préférence sensibïement égale à 2,5 fois le diamètre d'une électrode.
l0 Les extrêmités des électrodes destinées à être appliquées sur la peau sont de préférence en dents de scie, pour amêliorer la qualité du contact avec la peau et donc la qualité des signaux transmis par les électrodes.
Selon une autre caractéristique de l'invention, les signaux filtrés spatialement sont eux-mêmes soumis à une amplification différentielle supplémentaire, permettant d'améliorer la qualité
des signaux résultants, soit en vérifiant que le 20 mode commun a été complètement éliminé, soit en~
éliminant plus complètement le mode commun prêsent dans les signaux transmis par les électrodes et dû à
la présence d'activités non propagées dans la zone examinée.
25 Selon une autre caractéristique de l' invention, des moyens sont prévus pour valider la localisation des électrodes par rapport à une zone musculaire sous-jacente, ces moyens de validation comprenant des moyens d'analyse spectrale en temps 3o réel des signaux filtrés spatialement, permettant de déterminer les fréquences médianes ou les fréquences moyennes de ces signaux et de les comparer entre elles pour valider une mesure quand la fréquence médiane ou la fréquence moyenne du signal d'un s groupe central d'électrodes est inférieure ou sensiblement égale aux frëquences mêdianes ou aux frêquences moyennes respectivement des signaux âes groupes voisins.
Grâce à ces caractéristiques, le dispositif selon l'invention est particulièrement bien adapté
au suivi clinique des pathologies neuromusculaires.
I1 s'applique également à tout domaine de suivi musculaire dans lequel on utilise au moins une électrode de surface, par exemple en biomécanique, en physiologie et en médecine sportive.
De façon générale, l'invention permet le suivi clinique de la fonction neuromusculaire en rëponse à
des sollicitations à court ou moyen terme dont le 1> systëme musculaire peut être l'objet, par exemple fatigue, traitement, rééducation, hypokinésie.
D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture de la description qui suit faite en référence aux dessins 2o annexés dans lesquels .
- les figures la et lb représentent respectivement la configuration de la face de détection d'un boîtier et la forme des électrodes du dispositif selon l'invention dans un exemple de 25 réalisation à trois groupes d'électrodes ;
- la figure 2 représente une variante de rêalisation d'une électrode, - la figure 3 représente schématiquement une carte de circuits électroniques du boîtier de 3o détection, - la figure 4 représente schématiquement la chaîne de traitement des signaux captés, r - la figure 5 représente une visualisation de potentiels d'action musculaires obtenue â l'aide du dispositif selon l'invention.
Dans un exemple non limitatif de réalisation de l'invention, un ensemble d'électrodes et de circuits associés de filtrage spectral et de filtrage spatial est contenu dans un boîtier 1 de faibles dimensions dont une face comporte une plaque 2 de matière électriquement isolante sur laquelle apparaissent des 1o extrémités des électrodes E destinées à être appliquées sur la peau d'un patient au niveau d'une zone musculaire à étudier.
Les électrodes E sont ici au nombre de onze et sont disposées dans une configuration matricielle en trois rangées comprenant respectivement trois, cinq et trois électrodes pour former trois groupes L1, L2 et L3, chaque groupe comprenant une électrode centrale E1, E2, E3 respectivement et quatre électrodes situées à égale distance de l'électrode centrale, ces quatre électrodes êtant alignées deux à
deux avec l'électrode centrale dans des directions perpendiculaires, l'ensemble formant une croix. Le groupe central d'êlectrodes L2 a deux électrodes en commun, respectivement (E2, E1), et (E2, E3), avec chacun des deux autres groupes L1 et L3.
Une électrode E est représentée schématiquement en perspective en figure lb, et comprend un tube cylindrique 3 relié à un disque support, 4 à une extrémité, ce disque 4 étant l'extrêmité de détection 3o et apparaissant sur la face de détection 2 du boîtier 1. L'électrode E peut être réalisée en une matière électroconductrice quelconque et par exemple en cuivre doré ou dans un alliage or-argent-cuivre dans les proportions respectives suivantes . 75 %, 20 % et s II
%. L'or présente une excellente résistance aux agents externes (acidité, sueur, ...) et une excellente innocuité par rapport à la peau et est rigidifié par l'addition d'argent ou de tout autre métal électroconducteur ayant les propriétés mécaniques voulues. Le cuivre facilite la transmission électrique avec le circuit électronique représenté schématiquement en figure 3.
Le tube cylindrique 3 de l'électrode peut avoir un diamètre de 2 millimètres et la tête 4 un diamètre de 4 millimètres, le tube venant s'insérer directement dans le circuit électronique. De façon générale et en fonction du type de muscle à étudier, le diamètre des têtes d'êlectrode peut varier entre environ 1 et 4 millimètres, la distance entre électrodes êtant comprise entre 2,5 et 10 millimètres environ et étant de préférence sensiblement égale à
2,5 fois le diamètre de l'électrode.
Dans l'exemple de réalisation de la figure 1a, les têtes des électrodes E ont un diamètre de 2 millimètres, la distance entre électrodes est de 5 millimètres, les dimensions de la surface de détection 2 sont de 3 cm x 2 cm, et les dimensions extérieures du boîtier 1 sont de 5 cm x 4 cm x 2 cm environ.
Dans la variante représentée en figure 2, la tête 4 de l'ëlectrode E a une face d'application sur la peau qui n'est pas plane, mais en "dents, de scie", pour améliorer la qualité du contact entre l'électrode et la peau.
Dans le boîtier 1, les électrodes E sont portées par une plaque de circuit imprimé R1, par exemple en fibres de verre - époxy venant se connecter à un circuit d'amplification vl, la plaque R1 et le circuit V1 étant représentés côte à côte en figure 3.
Au moyen de ce circuit imprimé, chaque électrode E
est connectée à des moyens d'amplification 5 via un connecteur K et un filtre passe-haut 6 constitué de façon classique par un circuit du type RC. Un filtrage à 6 Hz est prévu, pour s'affranchir des effets de polarisation des électrodes.
Alternativement, notamment lorsqu'on s'intéresse uniquement à la propagation du signal, on peut utiliser un filtrage à 70-80 Hz environ pour minimiser les effets du réseau de distribution électrique (à une fréquence de 50 Hz en Europe et de 60 Hz aux Etats-Unis d'Amérique)et aussi pour éliminer tout artefact de mouvement.
Les moyens d'amplification 5 comprennent, pour l'ensemble des électrodes E, trois amplificateurs opérationnels 7 à haute impédance d'entrée, chaque amplificateur opérationnel 7 étant associé à un groupe L1, L2 ou L3 respectivement d'électrodes de telle sorte que les signaux transmis par les électrodes de ce groupe soient amplifiés avec un facteur de pondération qui est égal à + 4 (ou - 4) pour l'électrode centrale et - 1 (ou + 1) pour chacune des quatre électrodes périphériques. Ces circuits sont réalisés en technologie CMOS-CMS ou gravés sous forme d'ASIC et les amplificateurs opérationnels 7 ont un gain linéaire égal â 100 et un taux de réfection en mode commun proche de 100 dB.
L'amplification sur site des signaux transmis par les électrodes permet d'augmenter le rapport signal/bruit, les signaux captés ayant un niveau faible, typiquement de l'ordre de 50 ~V à 1 mv.
Le boS_tier 1 contenant les êlectrodes et les circuits précités comporte trois voies de sortie dont WO 99!32032 PCTJFR98/02837 chacune transmet le signal de sortie d'un amplificateur opérationnel 7, deux voies d'entrée pour l'alimentation de ces amplificateurs et une voie reliée à un conducteur électrique de référence.
Un blindage amagnétique du boîtier est obtenu au moyen d'un revêtement des faces internes du boîtier par une feuille de cuivre ou analogue, raccordée au conducteur électrique de référence.
Comme représenté schématiquement en figure 4, le boîtier de détection 1 est connecté à un boîtier 9 d'alimentation électrique qui transmet de plus les signaux de sortie du boîtier 1 à un étage amplificateur isolé 10 dont la sortie est reliée à un oscilloscope 11 ou autre moyen analogue de visualisation des signaux, et â un dispositif 12 d'acquisition et de traitement de données numériques.
Les liaisons sont réalisées au moyen de câbles blindés du type BNC. Typiquement, le dispositif 12 peut être un micro-ordinateur du type PC ou analogue 2o avec un écran vidéo pour la visualisation des signaux.
Le dispositif selon l'invention est utilisé de la façon suivante .
La face de détection du boîtier 1 est appliquée directement sur la peau, sans addition de gel de contact, au niveau d'une zone musculaire à examiner.
Après mise sous tension du dispositif, les signaux filtrés spatialement des trois groupes d'électrodes sont visualisés sur l'écran de l'oscilloscope 11. Une visualisation de ces trois signaux S1, S2 et S3 est représentée en figure 5 dans le cas d'un effort isométrique du biceps et montre la propagation d'un potentiel d'action musculaire (rnesurê en mV) dans le temps (mesuré en millisecondes) correspondant à un i WO 99/32032 PCT'/FR98/02837 pic sur les courbes C1, C2 et C3 , ce pic passant de la position. P1 sur la courbe C1 (correspondant au signal S1 du groupe d'électrodes L1)~, aux positions P2 puis P3 sur les courbes C2 et C3 correspondant aux signaux S2 et S3 des groupes d'électrodes L2 et L3 respectivement. De ce déplacement et de sa durée, on peut déduire une première valeur de la vitesse de . propagation d'un potentiel d'action musculaire.
Un enregistrement des signaux pendant une durée lo de quelques secondes permet d'obtenir une dïstribution des vitesses de propagation des potentiels d'action musculaires dêtectables mis en jeu au cours de l'effort. En étude de fatigabilité, l'enregistrement se prolonge sur une durée 15 nécessairement plus importante.
Comme les résultats obtenus dépendent beaucoup de la localisation et de l'orientation des groupes d'électrodes par rapport aux fibres musculaires, l'invention a prévu un certain nombre de moyens 2o permettant de vérifier cette localisation et cette orientation.
Dans un premier temps, la visualisation en temps rêel des signaux sur l'écran de l'oscilloscope permet de vérifier une' localisation approximative et 25 l'orientation des groupes d'électrodes sur les fibres musculaires. Pour cela, on vérifie la direction de propagation des potentiels d'action (validation de la localisation des électrodes par rapport aux jonctions neuromusculaires) et l'amplitude des potentiels 3o d'action (validation de l'alignement des électrodes selon les fibres musculaires).
Dans un deuxième temps, une analyse fréquentielle des signaux filtrés spatialement permet de valider la localisation des électrodes, pour r accepter ou rejeter les mesures faites avec ces électrodes.
On a en effet constatê que les calculs des vitesses de propagation des potentiels d'action 5 donnent souvent des valeurs trop élevées, ce qui peut résulter d'une part de la présence d'un mode commun sur l'ensemble des êlectrodes utilisêes, ce mode commun étant dû lui-même à la présence d'activités non propagées, et d'autre part des propriétés non 10 homogènes et anisotropiques des muscles et des tissus situés entre les muscles et la surface de détection.
L'analyse des variations d'un certain nombre de paramètres de l'électromyographie de surface en fonction de la localisation des électrodes, a montré
15 que l'on pouvait définir une localisation pour laquelle on obtient des valeurs minimales des estimations des vitesses de propagation (valeurs minimales moyennes pour toutes les conditions de contraction).
Pour déterminer cette localisation particulière-, on utilise le fait que les fréquences moyennes ou médianes des signaux transmis par les électrodes ou celles des signaux filtrës spatialement varient en fonction de la localisation des êlectrodes, dans le 2~ même sens que les estimations des vitesses de propagation (la fréquence moyenne du signal étant la moyenne statistique de la densité spectrale de puissance du signal, sa fréquence médiane étant celle qui partage la surface du spectre en deux parties égales ) .
Le procédé de validation de la localisation des électrodes consiste donc, selon l'invention, à
déterminer les fréquences moyennes ou médianes des signaux filtrés spatialement des trois groupes d'électrodes, à les comparer entre elles et à valider la localisation quand la fréquence moyenne ou mêdiane du signal du groupe central est inférieure ou égale aux fréquences moyennes ou mëdianes des signaux des deux autres groupes d'électrodes. Les fréquences moyennes des signaux peuvent être calculées à partir des transformées de Fourier de ces signaux. Un programme simple d'analyse spectrale en temps réel permet de valider ou de rejeter, par comparaison lo entre trois valeurs de fréquence, une mesure effectuée au moyen du dispositif selon l'invention.
Bien entendu, l'invention n'est pas limitée aux exemples de réalisation qui ont été décrits et représentés. I1 est notamment possible de mettre en 1. ouvre plus de trois groupes d'électrodes dans le dispositif selon l'invention, ou bien un seul groupe d'électrodes pour la détection de l'activité
musculaire, ou deux groupes d'électrodes pour la détermination de la propagation des potentiels 20 d'action musculaire.
I1 est également possible d'effectuer une nouvelle différentiation sur les signaux filtrés spatialement, obtenus en sortie du boîtier de détection. Cette nouvelle différentiation permet 25 d'améliorer la qualité des signaux obtenus, grâce â
une élimination plus poussée du mode commun et une comparaison aux signaux obtenus précédemment.
Par ailleurs, les groupes d'ëlectrodes peuvent être complétês pour comprendre chacun neuf électrodes 3o à disposition matricielle carrée (analogue à celle que l'on peut voir en figure la en ce qui concerne l'électrode centrale E2, entourée de huit autres électrodes). Les coefficients de pondération des signaux des électrodes peuvent alors être de - 12 (ou + 12) pour une électrode centrale, de + 2 (ou - 2) pour les quatre électroâes les plus proches de l'électrode centrale, et de + 1 (ou - 1) pour les quatre autres électrodes (comme décrit dans l'article s publié dans "IEEE Transactions and Biomedical Engineering", Vol. 44, n° 7, July 1997, par C.
Disselhorst-Klug, J. Silny et G. Rau).
L'invention peut aussi être utilisée dans un tunnel de type RMN (Résonance Magnétique Nucléaire) l0 afin de quantifier les paramètres de l'électromyographie . la variation des paramètres électromyographiques, vitesse de propagation ou analyse spectrale du potentiel d'action musculaire, est alors corrélée à la cinétique de paramètres 15 métaboliques, tels que la concentration en ions hydrogène ou en ions liês au phosphate (adénosine di ou tri-phosphate, phosphate inorganique, phosphocréatine, ... ), fournis par la spectroscopie RMN. I1 est ainsi possible d'étudier l'influence des 20 paramètres du métabolisme sur les paramètres électromyographiques, et d'en déduire des corrélations avec des mesures physiologiques relevant de certaines pathologies, par exemple lors de la fatigue musculaire.
25 Hormis les applications de l'invention dans le domaine clinique, ce système de mesure peut être utilisé à la place de tout système d'électrodes de surface, qu'elles soient flottantes ou sèches, notamment dans les domaines de la biomécanique et de 30 l'ergonomie, les dimensions des électrodes et le nombre de signaux laplaciens mesurés étant alors adaptés en fonction de l'utilisation souhaitée, en mettant en oeuvre de façon générale de un à trois groupes d'électrodes. 2 PCT / FR98 / 02837 er_record and process the myoelectric signal received, precursor of the muscle contraction obtained.
This technique aims to identify certain neurological or muscle diseases including physiological characteristics can be translated by the deviation of certain signal parameters.
signal amplitudes, frequencies or speeds propagation of muscle action potentials.
Thus, certain pathologies are characterized by l0 preferential degenerations of a type of fiber compared to another. For example, the Duchenne muscular dystrophy causes selective impairment so-called fast fibers. Such modifications condition the average measured values of rate of propagation of the myoelectric signal.
In general, muscle fibers do not are activated only if the load is greater at a certain threshold at their junction neuromuscular. Fibers are grouped into units 2o functional, the driving unit that brings together all the fibers innervated by the same neuron engine. The motor unit action potential is equal to the sum of muscle action potentials of each of the fibers that make it up.
The myoelectric signal received at the electrode results from the spatial summation and temporal signals of all motor units recruited. Signal measurement is affected by anatomical and functional properties of the muscle 3o studied and by the system control diagrams central or peripheral nervous. In addition, during the measure, there is superposition of electrical signals motor units activated. The complexity of the signal electromyographic gave birth to multiple measurement and processing protocols, without any protocol or any modeling attempt allow, so far, a reliable analysis and reproducible signal characteristics allowing an understanding and an identification of the physiological reality of the muscle.
It is known to measure the conduction speed muscle action potential by time measurement propagation of this potential using at least three measuring electrodes. This method leads generally with an overestimation with difficulty quantifiable conduction velocity, which can can be explained in part by the presence of activities not spread over the entire area covered by the system of electrodes.
Another method is based on an evaluation indirect from spectral parameters, such as the average frequency or the median frequency, assumed to be linearly correlated to the speed of conduction. Such a method is described in the article by Lindstrôm et al. published in the review Electromyography, vol. 10, pages 341 to 356, 1970 or in the article by Stulen FB and De Luca of the review IEEE Trans. Biomed. Eng., Vol. 28, pages 515 to 523, 1981. Experimental studies have shown the limits of this type of relationship, the parameters spectral being dependent on several factors other than the potential propagation speed muscle action. Anisotropy of properties muscle and tissue located between the source of the signal and the detection area leads to variations in the spectral content of the signal and in the estimation of the conduction speed.
In order to improve signal measurement, it has been proposed, for example in the document by H. Reucher et al, published in the journal IEEE Trans. Biomed.
Eng., Vol. 34, pages 98 to 113, 1987, to realize a spatial filtering using a system multielectrodes and a weighted summation of signals that are transmitted by the electrodes.
In this system, the electrodes are arranged in groups for each of which the transmitted signals 1o by the electrodes are, after amplification, combined by weighted summation into a single signal, equivalent to the signal provided by a spatial filter whose characteristics are determined by the weighting factors of the electrode signals 15 and by the geometric distribution of the electrodes in the group. It has been shown that one of most interesting provisions is to form groups of five electrodes arranged in cross with a central electrode and four 20 peripheral electrodes to apply to signals electrodes a weighting factor equal to 4 (or - 4) for the central electrode and at - 1 (or at +
1) for each peripheral electrode, which corresponds to a double spatial differentiation of 25 the surface distribution of potential in two orthogonal directions, i.e. to the function transfer of a two-dimensional Laplace filter.
This improves, in particular, the resolution spatial detection.
3o In known systems of this type, the number of "Laplacian" groups of electrodes is relatively high, for example 16 or more, even 64, and neighboring groups have electrodes in common to reduce the total number 'WO 99/32032 PCT / FR98 / 02837 electrodes and size. The signals received by the electrodes are preamplified, applied to a bandpass filter, then amplified and digitized for be registered in a processing system information equipped with software carrying out a high-pass filtering, spatial filtering of the type indicated above and an evaluation of the signals results. It has also been proposed to use in these systems larger groups of electrodes, for example comprising 9 electrodes arranged in a square matrix, to achieve a more efficient isotropic spatial filtering at level of spatial resolution of detection.
In these systems, the large number electrodes (32 in some systems, 128 in on the one hand, is an advantage because it allows to place all the electrodes on an area muscle without seeking great precision, and then select, by examining the signals 2o spatially filtered, the groups of electrodes better placed compared to the motor units examined. This large number of electrodes is other share a drawback due to the surface occupied by all the electrodes and the large number high pass or high pass amplifiers and filters strip associated with the electrodes. In addition, the computer processing of electrode signals does not provide real-time signals directly usable and, in general, all the means of acquisition and processing signals is complex and can only be used by experienced specialists. Another consequence of this complexity is that if these systems are of definite interest as ~ ~ WO 99132032 PCT / FR98 / 02837 than laboratory devices or research tools, they are not at all suitable for a use of routine in hospitals.
The object of the invention is in particular to alleviate this disadvantage by proposing a non-invasive system electromyographic measurements, which allows have information of a quality comparable to the one you can get with systems aforementioned multielectrodes, and that is sufficiently simple and compact to be portable and usable by low-skilled but good medical staff heard trained in this technique for example in hospital environment for monitoring pathologies or effects of therapeutic treatment.
The electromyographic measurement device with surface electrodes according to the invention, includes at least one group of electrodes and spectral filtering and amplification means weighted summation performing spatial filtering of 2o signals transmitted by the electrodes, and is characterized in that the aforementioned means of summation spectral and amplification filtering weighted consist of mounted circuits with the electrodes in a housing with one side carrying the electrodes forms a detection face, the device also comprising means for connection of this box to supply means, means of amplification and means of data processing.
The device according to the invention allows get in real time, out of the box above, signals that have been filtered spatially on site and which are directly usable, for example by viewing on a t cathodic screen, unlike systems known electrodes in which the signals spatially filtered are only available in time deferred at the output of the processing means computer science.
This device can include, depending on the applications for which it is intended, only one group of electrodes, or two or three groups or more electrodes, each group being associated with spectral filtering circuits and spatial filtering contained in the aforementioned box.
It is preferable, in most cases, that the number of groups of electrodes remains few high, so that the dimensions of the housing containing the electrodes and associated circuits of spectral filtering and spatial filtering remain as low as possible so that the face of detection of this box can be applied on a reduced surface muscle area, comprising no tendon regions and innervation likely to disrupt detection and measurement.
The other elements of the device (circuit power supply, display screen, data processing) can be integrated into a other enclosure with sufficient dimensions reduced to be easily transportable.
Possibly, the data processing system can be an independent laptop and connectable to a box containing the circuits power supply and an oscilloscope or other means analog for viewing filtered signals spatially.
r>
s In the device according to the invention, the dimensions of the electrodes and the distances between electrodes are advantageously determined by function of the characteristics of the muscle on which they will be applied, the diameters of the electrodes varying between 1 and 4 mm approximately, the distance between electrodes is preferably sensitively equal to 2.5 times the diameter of a electrode.
l0 The ends of the electrodes intended to be applied to the skin are preferably teeth saw, to improve the quality of contact with the skin and therefore the quality of the signals transmitted by the electrodes.
According to another characteristic of the invention, the spatially filtered signals are themselves subjected to differential amplification additional, improving quality resulting signals, either by checking that the 20 common mode has been completely eliminated, ie in ~
more completely eliminating the common mode present in the signals transmitted by the electrodes and due to the presence of non-propagated activities in the area examined.
25 According to another characteristic of the invention, means are provided to validate the location of the electrodes in relation to an area underlying muscle, these means of validation comprising means for time spectral analysis 3o real signals spatially filtered, allowing determine mid frequencies or frequencies means of these signals and compare them between them to validate a measurement when the frequency median or the average signal frequency of a s central group of electrodes is lower or substantially equal to the Midian frequencies or average frequencies respectively of the âes signals neighboring groups.
Thanks to these characteristics, the device according to the invention is particularly well suited clinical monitoring of neuromuscular pathologies.
I1 also applies to any area of monitoring muscle in which at least one surface electrode, for example in biomechanics, in physiology and sports medicine.
In general, the invention allows monitoring neuromuscular function clinic in response to short or medium term requests, the 1> muscular system can be the object, for example fatigue, treatment, rehabilitation, hypokinesia.
Other features and benefits of the invention will appear on reading the description which follows made with reference to the drawings 2o annexed in which.
- Figures la and lb represent respectively the configuration of the face of detection of a housing and the shape of the electrodes of the device according to the invention in an example of 25 realization with three groups of electrodes;
- Figure 2 shows a variant of realization of an electrode, - Figure 3 shows schematically a electronic circuit board 3o detection, - Figure 4 shows schematically the signal processing chain, r - Figure 5 shows a visualization of muscle action potentials obtained using the device according to the invention.
In a nonlimiting example of embodiment of the invention, a set of electrodes and circuits associated spectral filtering and spatial filtering is contained in a small housing 1 one side of which has a plate 2 of material electrically insulating on which appear 1o ends of the electrodes E intended to be applied to a patient's skin at a muscle area to be studied.
The electrodes E are here eleven in number and are arranged in a matrix configuration in three rows comprising three, five respectively and three electrodes to form three groups L1, L2 and L3, each group comprising an electrode central E1, E2, E3 respectively and four electrodes equidistant from the electrode central, these four electrodes being aligned two to two with the center electrode in directions perpendicular, the assembly forming a cross. The central group of electrodes L2 has two electrodes in common, respectively (E2, E1), and (E2, E3), with each of the other two groups L1 and L3.
An electrode E is shown schematically in perspective in Figure lb, and includes a tube cylindrical 3 connected to a support disc, 4 to a end, this disc 4 being the detection end 3o and appearing on the detection face 2 of the housing 1. The electrode E can be made of a material any electroconductive and for example in gilded copper or in a gold-silver-copper alloy in the following respective proportions. 75%, 20% and s II
%. Gold has excellent resistance to external agents (acidity, sweat, ...) and a excellent safety against the skin and is stiffened by the addition of money or any other electroconductive metal having the properties mechanical desired. Copper facilitates electrical transmission with electronic circuit shown schematically in Figure 3.
The cylindrical tube 3 of the electrode may have a diameter of 2 millimeters and the head 4 a diameter of 4 millimeters, the tube coming to be inserted directly into the electronic circuit. In a way general and depending on the type of muscle to be studied, the diameter of the electrode heads can vary between about 1 and 4 millimeters, the distance between electrodes being between 2.5 and 10 millimeters approximately and preferably being substantially equal to 2.5 times the diameter of the electrode.
In the exemplary embodiment of FIG. 1a, the heads of the electrodes E have a diameter of 2 millimeters, the distance between electrodes is 5 millimeters, the dimensions of the surface of detection 2 are 3 cm x 2 cm, and the dimensions outside of case 1 are 5 cm x 4 cm x 2 cm about.
In the variant shown in Figure 2, the head 4 of electrode E has an application face on skin that is not flat, but "sawtooth", to improve the quality of contact between the electrode and the skin.
In the housing 1, the electrodes E are worn by a printed circuit board R1, for example in glass fibers - epoxy coming to connect to a amplification circuit vl, plate R1 and the circuit V1 being shown side by side in Figure 3.
By means of this printed circuit, each electrode E
is connected to amplification means 5 via a connector K and a high-pass filter 6 consisting of classic way by a RC type circuit. A
filtering at 6 Hz is provided, to get rid of polarization effects of electrodes.
Alternatively, especially when we are interested only at signal propagation, we can use filtering at around 70-80 Hz to minimize the effects of the distribution network electric (at a frequency of 50 Hz in Europe and 60 Hz in the United States of America) and also for eliminate any movement artifacts.
The amplification means 5 include, for the set of electrodes E, three amplifiers operational 7 with high input impedance, each operational amplifier 7 being associated with a group L1, L2 or L3 respectively of electrodes of so that the signals transmitted by them electrodes in this group are amplified with a weighting factor which is equal to + 4 (or - 4) for the central electrode and - 1 (or + 1) for each of the four peripheral electrodes. These circuits are made in CMOS-CMS technology or engraved as ASIC and amplifiers 7 have a linear gain equal to 100 and a common mode repair rate close to 100 dB.
Amplification of transmitted signals on site by the electrodes increases the ratio signal / noise, the signals received having a level weak, typically of the order of 50 ~ V at 1 mv.
BoS_tier 1 containing the electrodes and the aforementioned circuits has three output channels including WO 99! 32032 PCTJFR98 / 02837 each transmits the output signal of a operational amplifier 7, two input channels for powering these amplifiers and a channel connected to a reference electrical conductor.
A non-magnetic shielding of the housing is obtained at by coating the internal faces of the housing by a copper foil or the like, connected to the reference electrical conductor.
As shown schematically in Figure 4, the detection box 1 is connected to a box 9 power supply which also transmits output signals from box 1 to one stage isolated amplifier 10 whose output is connected to a oscilloscope 11 or other similar means of display of signals, and to a device 12 digital data acquisition and processing.
The connections are made by cables armored BNC type. Typically, the device 12 can be a PC type microcomputer or the like 2o with a video screen for viewing signals.
The device according to the invention is used the following way.
The detection face of the housing 1 is applied directly on the skin, without adding gel contact, in a muscle area to be examined.
After switching on the device, the signals spatially filtered from the three groups of electrodes are displayed on the oscilloscope screen 11. A
visualization of these three signals S1, S2 and S3 is shown in Figure 5 in the case of an effort isometric of the biceps and shows the spread of a muscle action potential (measured in mV) in the time (measured in milliseconds) corresponding to a i WO 99/32032 PCT '/ FR98 / 02837 peak on curves C1, C2 and C3, this peak passing from the position. P1 on curve C1 (corresponding to signal S1 from the electrode group L1) ~, at the positions P2 then P3 on curves C2 and C3 corresponding to S2 and S3 signals from L2 and L3 electrode groups respectively. From this displacement and its duration, we can deduce a first value from the speed of . propagation of a muscle action potential.
Recording of signals for a period lo of a few seconds provides a distribution of propagation velocities detectable muscle action potentials put in game during exercise. In fatigability study, the recording is extended over a period 15 necessarily more important.
As the results obtained depend very much the location and orientation of the groups electrodes in relation to muscle fibers, the invention has provided a number of means 2o to verify this location and this orientation.
First, the visualization in time real signals on the oscilloscope screen allows to check an approximate location and 25 the orientation of the electrode groups on the fibers muscles. For this, we check the direction of propagation of action potentials (validation of location of electrodes in relation to junctions neuromuscular) and the amplitude of the potentials 3o of action (validation of the alignment of the electrodes according to muscle fibers).
Second, an analysis frequency of spatially filtered signals allows to validate the location of the electrodes, to r accept or reject the measurements made with these electrodes.
We have indeed found that the calculations of propagation velocities of the action potentials 5 often give values that are too high, which can result on the one hand from the presence of a common mode on all the electrodes used, this mode common being due itself to the presence of activities not propagated, and on the other hand properties not 10 homogeneous and anisotropic muscles and tissues located between the muscles and the detection surface.
Analysis of variations in a number of surface electromyography parameters in function of the location of the electrodes, showed 15 that we could define a location for which we obtain minimum values of propagation velocity estimates (values minimum mean for all conditions of contraction).
To determine this particular location, we use the fact that the mid frequencies or median of the signals transmitted by the electrodes or those of spatially filtered signals vary in depending on the location of the electrodes, in the 2 ~ same direction as the speed estimates propagation (the average signal frequency being the statistical mean of the spectral density of signal strength, its median frequency being that which splits the spectrum surface into two parts equal).
The validation process for the location of electrodes therefore consists, according to the invention, in determine the average or median frequencies of spatially filtered signals from the three groups electrodes, compare them and validate the location when the average or mid frequency of the central group signal is less than or equal at the medium or median frequencies of the signals of two other groups of electrodes. The frequencies signal averages can be calculated from Fourier transforms of these signals. A
simple real-time spectral analysis program allows to validate or reject, by comparison lo between three frequency values, one measurement performed by means of the device according to the invention.
Of course, the invention is not limited to examples of embodiments which have been described and represented. It is in particular possible to set up 1. opens more than three groups of electrodes in the device according to the invention, or a single group electrodes for activity detection muscle, or two groups of electrodes for the determination of the propagation of potentials 20 muscle action.
It is also possible to carry out a new differentiation on filtered signals spatially, obtained at the output of the detection. This new differentiation allows 25 to improve the quality of the signals obtained, thanks to further elimination of the common mode and a comparison to the signals obtained previously.
In addition, groups of electrodes can be completed to include nine electrodes each 3o with square matrix layout (similar to that that we can see in figure la with regard to the central electrode E2, surrounded by eight others electrodes). The weights of electrode signals can then be - 12 (or + 12) for a central electrode, of + 2 (or - 2) for the four electroâes closest to the central electrode, and + 1 (or - 1) for the four other electrodes (as described in the article s published in "IEEE Transactions and Biomedical Engineering ", Vol. 44, n ° 7, July 1997, by C.
Disselhorst-Klug, J. Silny and G. Rau).
The invention can also be used in a NMR (Nuclear Magnetic Resonance) type tunnel l0 in order to quantify the parameters of electromyography. variation of parameters electromyographic, propagation speed or spectral analysis of the muscle action potential, is then correlated to the kinetics of parameters 15 metabolic, such as ion concentration hydrogen or phosphate-bound ions (adenosine di or tri-phosphate, inorganic phosphate, phosphocreatine, ...), provided by spectroscopy NMR. It is thus possible to study the influence of 20 parameters of metabolism on parameters electromyographic, and deduce correlations with relevant physiological measures certain pathologies, for example during muscle fatigue.
Apart from the applications of the invention in the clinical area, this measurement system can be used in place of any electrode system surface, whether floating or dry, especially in the fields of biomechanics and 30 the ergonomics, the dimensions of the electrodes and the number of Laplacian signals measured then being adapted to the desired use, in generally using one to three electrode groups.