EP1596713A1 - Microcapteur de pression arterielle et appareil de mesure l`utilisant - Google Patents

Microcapteur de pression arterielle et appareil de mesure l`utilisant

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EP1596713A1
EP1596713A1 EP04713570A EP04713570A EP1596713A1 EP 1596713 A1 EP1596713 A1 EP 1596713A1 EP 04713570 A EP04713570 A EP 04713570A EP 04713570 A EP04713570 A EP 04713570A EP 1596713 A1 EP1596713 A1 EP 1596713A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
pressure
arterial
microsensor
patient
wave
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP04713570A
Other languages
German (de)
English (en)
Inventor
Roland Letremy
Pierre Boutouyrie
Dominique Lemoine
Stéphane LAURENT
Robert Corvisier
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA
Original Assignee
Commissariat a lEnergie Atomique CEA
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Commissariat a lEnergie Atomique CEA, Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM filed Critical Commissariat a lEnergie Atomique CEA
Publication of EP1596713A1 publication Critical patent/EP1596713A1/fr
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
    • A61B5/6838—Clamps or clips
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    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
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    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/02108—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics
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    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6825—Hand
    • A61B5/6826—Finger

Definitions

  • the invention relates to an arterial pressure microsensor usable for establishing a cardiovascular risk factor criterion.
  • It also relates to an arterial stiffness measuring device using such microsensors.
  • Cardiovascular disease remains the number one killer in developed countries and is fast becoming the number one killer worldwide.
  • cardiovascular risk factors have been identified during longitudinal follow-up studies, notably in North America (Framingham Heart Study).
  • the main risk factors are age, gender, hypercholesterolemia, high blood pressure, diabetes, smoking.
  • there are many other biological risk factors such as hyperhomocysteinemia, chronic inflammation: CRP, heavy metal levels, •••), socio-economic (level of education, profession, place of house, ).
  • the parameters of structure and function of the large arteries are the most promising "integrative" risk factors.
  • the two factors for which there are the most arguments at present are the intima media thickness of the primitive carotid artery, which will not be discussed here, and the rigidity of the large arteries.
  • the large arteries close to the heart, have the property of deforming during related pressure changes to heart contraction.
  • the proportionality ratio between deformation and deforming force corresponds to arterial stiffness.
  • the physiological role of arterial elasticity (rigidity) is very important. Indeed, the elasticity of the large arteries serves as a diastolic relay for heart contraction.
  • the heart only contracts during a third of the cycle (systole).
  • the potential energy given to the blood during systole is transmitted in the form of elastic deformation to the wall of the large arteries, which restore it during diastole, thereby contributing to blood circulation.
  • the stiffness of the arteries increases with age, as well as with most of the cardiovascular risk factors currently identified.
  • the speed of the pulse wave (transit time of the pressure wave between two arterial sites, conventionally the primary carotid artery at the neck and the common femoral artery at the crease of the groin) is the the oldest known, and the best validated of all arterial stiffness parameters. It has been possible to demonstrate recently that the speed of the pulse wave predicted the onset of ischemic heart disease and cardiovascular mortality, independently and beyond prediction conferred by conventional risk factors.
  • the analysis of the carotid pressure wave also makes it possible to obtain interesting hemodynamic parameters.
  • Pulse wave velocity was used as an index of arterial distensibility by Bramwell and Hill in 1922, and since then by many authors.
  • the relationship between the speed of transmission of the pulse wave (which must be distinguished from the speed of flow of blood) and the elastic properties of the arterial wall has been studied extensively, both from a theoretical point of view. only from an experimental point of view.
  • the speed of the pulse wave is proportional to the square root of the Young's elastic modulus of the material constituting the wall (Moens-Korteweg equation).
  • ⁇ L distance separating the two measurement points
  • ⁇ t time shift of the two waves
  • dP time derivative of the blood pressure
  • p density of the blood
  • V initial arterial volume
  • dV temporal derivative of the arterial volume
  • VOP pulse wave
  • the contraction of the left ventricle generates a pressure wave and deformation of the arterial wall which propagates from the heart to the periphery at a finite speed, proportional to the square root of the stiffness of the wall.
  • Many mathematical models have been developed, and can be summarized by the Bramwell and Hill equation (see equation 1).
  • the measurements of VOP can be based on the transit time of the pressure wave, the flow wave or the deformation wave in an equivalent manner. Two points are major:
  • the aim is to obtain the most precise arterial waves possible, especially in the frequency domain. Indeed, the determination of the VOP is most often done at the "bottom of the wave", that is to say in diastole. It is the moment of the cardiac cycle when the waves are richest in components of high frequency. Any damping of the collected waves results in a lack of precision in determining the foot of the wave.
  • the ideal sensors due to their high fidelity are piezoelectric quartz mechanotransducers, of the same type as those used for aplanation tonometry. Less expensive mechanotransducers are also routinely used, whose frequency response characteristics are compatible with the objectives "(bandwidth 0.1 to 100 Hz).
  • the ease with which the wave bottom is readable depends on the frequency response of the transducer, and the quality of the signal. It is obvious that the use of algorithms cannot fully compensate for poor quality signals. Whether working manually (by the tangent method), or with computerized techniques, it is essential to obtain pressure waves of the best possible quality.
  • the use of techniques automatic analysis of the pulse wave, as implemented in the Complior device (Colson, Les Lilas, France) is an important guarantee of reproducibility in the measurements.
  • the measurement of the length traveled by the pressure wave is the weak link in the non-invasive measurement of arterial stiffness by VOP, which is particularly sensitive for the speed of the carotid-femoral pulse. Indeed, it is necessary to estimate the length traveled by the pressure wave between the two measurement sites.
  • the inhomogeneity of the underlying arterial tree is a frequently criticized criticism of the speed of the carotid-femoral pulse wave.
  • the great interest of the carotido-femoral VOP is that it takes into account most of the compliance arteries globally. However, this quantity takes into account several arterial segments of different structure, and where the pulse wave propagates in opposite directions. In the anterograde direction, we see the thoracic aorta (pure elastic), the abdominal aorta (musculo-elastic), the primitive iliacs, then the external iliacs, finally the common femoral (muscular). The brachiocephalic arterial trunk, then the right common carotid artery are traversed in the retrograde direction.
  • the propagation of the pressure wave takes place from the heart towards the periphery at the speed corresponding to the speed of the pulse wave. Then, the pressure wave is reflected on the peripheral reflection sites, and returns to the heart. Given the speed of the pulse wave, which is around 10-15 m / second, and the distance covered, the reflected wave will be able to add to the incident wave, sooner or later in the cardiac systole.
  • FIG. 2 represents a pressure wave of type A, characteristic of an elderly, hypertensive patient.
  • FIG. 3 represents a pressure wave of type C, characteristic of a young and in good shape patient.
  • ⁇ P The relationship between ⁇ P and PP is called the increase index.
  • ⁇ tp is the time towards the shoulder.
  • the ventricular ejection time is called LVET (for "left ventricle ejection time” in English).
  • Pi is the pressure at the inflection point.
  • the magnitude of the pressure drawn and the index of increase are direct estimates of the intensity of the reflection wave.
  • the time towards the shoulder assesses the distance from the reflection. Finally, the ventricular ejection time is indicative in itself.
  • the techniques available for this type of study are all based on the applanation tonometry.
  • the pressure signal collection site and the signal analysis techniques make the difference.
  • the pressure wave should be collected as close as possible to the aortic valves.
  • Non-invasively, the carotid pressure wave is a good compromise.
  • the analysis of pressure traces can be manual (on traces), or digitized.
  • the advantage of the augmentation index is its non-dimensionality (cutting short all calibration problems).
  • FIG. 4 is a schematic representation of the incident wave 1 and the reflected wave 2.
  • the summation of the two wave trains determines the morphology of the pressure wave observed. In the case of subjects with very distensible arteries, the summation is done in diastole (case of curve 3). If the arteries are rigid, the summation takes place during systole and increases the pressure accordingly (see curve 4).
  • a peripheral pressure tracing like the radial artery
  • Such a transfer function has been established in a normal reference population. It works reasonably well for comparable populations, but nothing guarantees the extrapolation of this transfer function to sick populations. Based on this principle, a device has been marketed under the brand name Sphygmocor (PWV Medical, Sydney, Australia).
  • the existing devices are prototypes or are small series and dedicated to clinical research, have a unique function and are high cost.
  • the present invention has been designed to remedy the drawbacks of the prior art.
  • a first object of the invention consists of a blood pressure microsensor comprising means for holding and positioning, on the palm surface of a practitioner's finger, a pellet of piezoresistive material, the dimensions of the pellet being smaller than the diameter of the artery whose pressure is to be measured, the microsensor also comprising means for transmitting the electrical signal supplied by the piezoresistive pellet in response to a pressure to which the pellet is subjected.
  • the means for holding and positioning the pellet of piezo-resistive material consist of a thermowell on which the pellet is fixed.
  • a second object of the invention consists of an apparatus for measuring arterial rigidity comprising: - a first arterial pressure microsensor as defined above, allowing a measurement of blood pressure at a first determined location on a patient's body,
  • a second arterial pressure microsensor as defined above, allowing a measurement of the arterial pressure at a second determined location in the body of a patient different from the first determined location
  • a processing and calculation device receiving as input the electrical signals delivered by the first and second pressure microsensors and information relating to the length, from a point of view of arterial circulation, between the first determined location and the second determined location, the device having calculation means making it possible to calculate, from electrical signals and information received as input, the velocity of the patient's pulse wave and to deduce therefrom the arterial stiffness of the patient.
  • the determined locations correspond to the primary carotid artery at the level of the neck and to the common femoral artery at the level of the fold of the groin.
  • the device may also have evaluation means providing an indication of the risk factors for a patient's cardiovascular accidents as a function of the inferred arterial stiffness, as well as other risk factors.
  • FIG. 4 is a schematic representation, for blood pressure, of an incident wave and a reflected wave
  • FIG. 5 shows a pellet of piezoresistive material, maintained and positioned on a thermowell and forming part of the arterial pressure microsensor according to the invention
  • FIG. 6 shows an apparatus for measuring arterial stiffness according to the invention.
  • FIG. 5 shows a pellet of piezoresistive material 10, maintained and positioned on a thermowell 11 placed on a practitioner's finger. Electrical conductors 12 electrically connect the pellet of piezoresistive material to an apparatus of the electrical signals transmitted by the chip.
  • the patch 10 has dimensions smaller than the diameter of the artery whose pressure is to be measured.
  • the material of the pellet is for example of the piezoresistive type.
  • the patch makes it possible to obtain a very small measurement area (approximately 2 mm), which makes it possible to obtain a very precise location of the point to be measured. Any significant difference between the measurement point and the point to be measured leads to a significant attenuation of the signal collected.
  • the microsensor of the invention simultaneously combines electronic measurement and fine palpation of the pulse by the practitioner. It measures the support surface pulse and the deep pulse by manually controlling the support force.
  • the microsensor of the invention induces a very small deformation of the artery to be measured, unlike the sensors currently used. There is therefore no significant disturbance of the fluid mechanics in the artery to be measured.
  • the microsensor according to the invention allows measurements of pulse at locations of the body that are difficult to measure by the sensors of the prior art.
  • the possible insertion of the sensor pad into a thermowell makes measurement easier.
  • the tablet can be inside or outside the thermowell. Its installation can be done by deposit.
  • the tablet can also be overmolded to obtain a hard part allowing good localization.
  • FIG. 6 represents an apparatus for measuring arterial rigidity according to the invention comprising a processing and calculation device 20, receiving as input the electrical signals delivered by a first and a second arterial pressure microsensor.
  • the first microsensor comprises a first pellet 30 of piezoresistive material connected by electrical conductors 31 to the device 20.
  • the second microsensor comprises a second pellet 40 of piezoresistive material connected by electrical conductors 41 to the device 20.
  • the first microsensor is for example intended to measure the pressure of the primary carotid artery at the level of the neck.
  • the second microsensor is for example intended to measure the pressure of the common femoral artery at the level of the groin fold.
  • the processing and calculating device 20 also receives information relating to the length, from a point of view of arterial circulation, between the two pressure measurement points. It has computing means for calculating the velocity of a patient's pulse wave from the data entered by its inputs. It then provides a value for the patient's arterial stiffness.
  • the electrical signals transmitted by the microsensors can be, at the input of the device 20, shaped to be used by a digital acquisition system connected to a system computer science.
  • This computer system can be small or be coupled to a laptop or any other signal processing or transmission device.
  • the measurement of the pulse wave speed can be coupled with the analysis of the carotid pulse wave.
  • the measurement of the distance between the two measurement points can be greatly facilitated and improved by the use of a joint ultrasonic sensor.

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Abstract

L'invention concerne un microcapteur de pression artérielle comprenant des moyens de maintien et de positionnement, sur la face palmaire d'un doigt d'un praticien, d'une pastille de matériau piézorésistif (10), les dimensions de la pastille étant inférieures au diamètre de l'artère dont on veut mesurer la pression, le microcapteur comprenant également des moyens de transmission du signal électrique fourni (12) par la pastille piézorésistive en réponse à une pression à laquelle est soumise la pastille (10). Elle concerne également un appareil de mesure de la rigidité artérielle utilisant de tels microcapteurs.

Description

MICROCAPTEUR DE PRESSION ARTERIELLE ET APPAREIL DE MESURE L'UTILISANT
DESCRIPTION
DOMAINE TECHNIQUE
L'invention concerne un microcapteur de pression artérielle utilisable pour l'établissement d'un critère de facteur de risque cardio-vasculaire .
Elle concerne également un appareil de mesure de la rigidité artérielle utilisant de tels microcapteurs.
ETAT DE LA TECHNIQUE ANTERIEURE
Les maladies cardio-vasculaires restent la première cause de mortalité dans les pays développés et est en passe de devenir la première cause de mortalité pour le monde entier.
Actuellement, il reste très difficile de prévoir à l'échelle d'un individu, la probabilité de survenue d'une maladie cardio-vasculaire à l'échelle de dix ou vingt ans. De nombreux facteurs de risques cardio-vasculaires ont été identifiés au cours d'études de suivi longitudinal, notamment nord-américaines (Framingham Heart Study) . Les principaux facteurs de risques sont l'âge, le sexe, 1 'hypercholestérolémie, l'hypertension artérielle, le diabète, le tabagisme. A cela, se rajoute de nombreux autres facteurs de risques biologiques (comme 1 'hyperhomocystéinémie, l'in lammation chronique : CRP, les taux de métaux lourds, •••), socio-économiques (niveau d'éducation, métier, lieu d'habitation, ...). Cependant, lorsque l'ensemble de ces facteurs de risques identifiés est intégré au sein d'un score de prédiction de risque, la prédiction reste très mauvaise, notamment au niveau individuel. En d'autres termes, la majorité des événements cardio-vasculaires surviendra chez des personnes considérées, à tort, comme à faible risque cardio-vasculaire. Il existe de nombreuses explications à ce phénomène. La plus évidente d'entre elle est que la notion même de facteur de risque est basée sur une déviance statistique dans la population générale, ce qui conduit par définition à sélectionner des patients ayant des anomalies importantes du paramètre en question (qui expose un risque individuel élevé) , mais ces patients ne représentent qu'une frange infime de la population globale. L'autre limite, tout aussi triviale, est que les facteurs de risque biologiques sont variables dans le temps, lequel joue le rôle d' intégrateur .
Il est donc indispensable de promouvoir de nouveaux marqueurs de risque, intégrant l'ensemble des facteurs de risques identifiés ou non identifiés tout le long de la vie d'un individu. Les paramètres de structures et de fonction des grosses artères (celles- là même qui sont atteintes par l'athérome) sont les facteurs de risque dits "intégrateurs" les plus prometteurs. Les deux facteurs pour lesquels il existe le plus d'arguments actuellement sont l'épaisseur intima média de l'artère carotide primitive, dont on ne parlera pas ici, et la rigidité des grosses artères. Les grosses artères, proches du coeur, ont la propriété de se déformer pendant les changements de pression liés à la contraction cardiaque. Le rapport de proportionnalité entre la déformation et la force déformante correspond à la rigidité artérielle. Le rôle physiologique de l'élasticité (rigidité) artérielle est très important. En effet, l'élasticité des grosses artères sert de relais diastolique à la contraction cardiaque. Le coeur ne se contracte que pendant un tiers du cycle (la systole). L'énergie potentielle conférée au sang pendant la systole est transmise sous forme de déformation élastique à la paroi des grosses artères, lesquelles la restituent pendant la diastole, contribuant ainsi à la circulation sanguine. La rigidité des artères augmente avec l'âge, ainsi qu'avec la plupart des facteurs de risques cardio-vasculaires actuellement identifiés.
La vitesse de l'onde de pouls (temps de transit de l'onde de pression entre deux sites artériels, classiquement l'artère carotide primitive au niveau du cou et l'artère fémorale commune au niveau du pli de l'aine) est le plus anciennement connu, et le mieux validé de tous les paramètres de rigidité artérielle. Il a été possible de démontrer récemment que la vitesse de l'onde de pouls prédisait la survenue de cardiopathie ischémique et de mortalité cardio- vasculaire, indépendamment et au-delà de prédiction conférée par les facteurs de risque conventionnel.
Aux côtés de la vitesse d'onde de pouls, l'analyse de l'onde de pression carotidienne permet, elle aussi, d'obtenir des paramètres hémodynamiques intéressants. En particulier, il est possible de quantifier le pourcentage de réflexion de l'onde pulsatile, en mesurant l'index d'amplification. Ce paramètre est actuellement en cours de validation épidémiologique .
La vélocité de l'onde de pouls a été utilisée comme index de distensibilité artérielle par Bramwell et Hill en 1922, et depuis lors par de très nombreux auteurs .
La relation qui unit la vitesse de transmission de l'onde de pouls (qu'il faut bien distinguer de la vitesse d'écoulement du sang) aux propriétés élastiques de la paroi artérielle a été étudiée de manière extensive, tant au point de vue théorique que du point de vue expérimental. La vitesse de l'onde de pouls est proportionnelle à la racine carrée du module élastique de Young du matériau constitutif de la paroi (équation de Moens-Korteweg) .
La figure 1 illustre la technique de mesure de la vélocité de l'onde de pouls carotido-femorale PWV (VOP) : PWV ≈È = \ .Σ. (i)
At p dV
avec ΔL : distance séparant les deux points de mesure, Δt : décalage temporel des deux ondes, dP : dérivée temporelle de la pression artérielle, p : densité du sang,
V : volume artériel initial, dV : dérivée temporelle du volume artériel.
La vitesse de l'onde de pouls (ou VOP) est donc un indice de rigidité. La mesure de la VOP est par nature applicable de manière non-invasive. Il s'agit de plus d'une technique reproductible et parfaitement validée.
Son application clinique a été cependant retardée du fait de la difficulté d'obtenir des tracés artériels suffisamment précis pour déterminer le pied de l'onde de manière adéquate. Ceci peut être fait par des mécanogrammes, ou des tracés dopplers . Jusque récemment, ce travail était long et fastidieux. Les développements technologiques récents permettent dorénavant une analyse automatique des tracés. On peut se reporter à ce sujet à l'article "Assessment of arterial distensibility by automatic puise wave velocity measurement. Validation and clinical application studies" de R. ASMAR et al., Hypertension, 1995, 26, pages 485-490. Ceci doit permettre une plus grande utilisation de la VOP dans la pratique clinique.
La contraction du ventricule gauche génère une onde de pression et de déformation de la paroi artérielle qui se propage du coeur vers la périphérie à une vitesse finie, proportionnelle à la racine carrée de la rigidité de la paroi. De nombreux modèles mathématiques ont été développés, et peuvent se résumer par l'équation de Bramwell et Hill (voir équation 1) . Les mesures de VOP peuvent être basées sur le temps de transit de l'onde de pression, l'onde de flux ou l'onde de déformation de façon équivalente. Deux points sont majeurs :
(1) Il s'agit de bien savoir dans quelle partie du cycle cardiaque la mesure de la VOP se déroule. Il est en effet possible (au plan théorique ou expérimental) de mesurer la VOP en tout point du cycle cardiaque, et donc à des niveaux de pression artérielle différent. Comme la distensibilité artérielle varie en fonction du niveau de pression, toute imprécision dans ce domaine est sanctionnée par un défaut de reproductibilité.
(2) Il s'agit d'obtenir les ondes artérielles les plus précises possibles, notamment dans le domaine fréquentiel. En effet, la détermination de la VOP se fait le plus souvent au "pied de l'onde", c'est-à-dire en diastole. C'est le moment du cycle cardiaque où les ondes sont les plus riches en composantes de haute fréquence. Tout amortissement des ondes recueillies se traduit par un manque de précision dans la détermination du pied de l'onde. Actuellement, les capteurs idéaux (du fait de leur haute fidélité) sont des mécanotransducteurs à quartz piézoélectrique, du même type que ceux utilisés pour la tonometrie d' aplanation . Sont aussi utilisés en routine des mécanotransducteurs moins coûteux, dont les caractéristiques de réponse en fréquence sont compatibles avec les objectifs "(bande passante 0,1 à 100 Hz) .
La facilité avec laquelle le pied de l'onde est lisible dépend de la réponse en fréquence du transducteur, et de la qualité du signal. Il est évident que l'utilisation d'algorithmes ne peut pas pallier entièrement des signaux de mauvaise qualité. Que l'on travaille de façon manuelle (par la méthode des tangentes) , ou avec les techniques informatisées, il est essentiel d'obtenir des ondes de pression de la meilleure qualité possible. L'utilisation de techniques d'analyse automatique de l'onde de pouls, telles qu' implémentées dans l'appareil Complior (Colson, Les Lilas, France) est un gage de reproductibilité important dans les mesures. La mesure de la longueur parcourue par l'onde de pression est le maillon faible de la mesure non-invasive de la rigidité artérielle par la VOP, particulièrement sensible pour la vitesse de pouls carotido-femorale. En effet, il est nécessaire d'estimer la longueur parcourue par l'onde de pression entre les deux sites de mesure. Ceci est fait en routine par la mesure de la distance sur la peau par un mètre ruban. Cette approximation a été validée dans des populations bénéficiant d'angiographies, en comparaison avec les données radiologiques, donnant une très bonne corrélation entre la longueur percutanée et la longueur de l'arbre artériel. Il est pourtant évident qu'il ne s'agit là que d'un pis-aller.
Certaines populations peuvent induire des discordances en fonction de leur morphologie (femmes à gros seins, obèses, déformations thoraciques, ...), ou d'un allongement disproportionné de l'arbre artériel (patients très âgés, mégadolichoartères, ...). Dans ces cas, il faut savoir relativiser la mesure. Il est possible de prendre des mesures entre des repères osseux fixes par des systèmes de toises, cette approche est en cours de validation.
L' inhomogénéité de l'arbre artériel sous- jacent est une critique fréquemment formulée à 1' encontre de la vitesse de l'onde de pouls carotido- femorale. Le grand intérêt de la VOP carotido-femorale est qu'elle prend en compte la majeure partie des artères de compliance de manière globale. Cependant, cette grandeur prend en compte plusieurs segments artériels de structure différente, et où l'onde de pouls se propage dans des sens opposés. Dans le sens antérograde, on voit l'aorte thoracique (élastique pure), l'aorte abdominale (musculo-élastique) , les iliaques primitives, puis les iliaques externes, enfin la fémorale commune (musculaires) . Le tronc artériel brachiocéphalique, puis l'artère carotide commune droite sont parcourus dans le sens rétrograde. L ' inhomogénéité de l'arbre artériel n'est pas réellement une limite dans la mesure où elle traduit une réalité physiologique (c'est cela que "voit" le ventricule gauche lors de l'éjection). Toutes les méthodes de correction pour compenser les trajets opposés sur un court segment se sont avérées induire des causes supplémentaires d'approximation.
Le consensus est actuellement que ces erreurs restent très marginales, à la condition que la méthode de mesure soit très standardisée.
Il est possible de mesurer directement la pression puisée par tonometrie d' aplanation. Brièvement, cette technique est basée sur le principe d' aplanation utilisé par les ophtalmologistes pour mesurer la pression intra-oculaire. Lorsque la corde d'un cylindre (ou d'une sphère) est rendue plane par un capteur de pression plan, la pression enregistrée par le capteur est égale à la pression transmurale. H. Millar et M. O'Rourke ont développé une sonde crayon munie d'un quartz piézoélectrique à son extrémité. Cette technique a été validée par rapport aux mesures intra-aortiques . Un excellent agrément a été démontré entre la pression puisée carotidienne mesurée par tpnométrie et la pression puisée aortique . On a pu vérifier récemment sur banc d'essai que les caractéristiques mécaniques du cylindre aplani n'influençaient pas la valeur absolue de la pression transmurale. De plus, il est possible d'évaluer les caractéristiques morphologiques de l'onde de pression et de mesurer directement les phénomènes de réflexion de l'onde pulsatile.
En effet, la propagation de l'onde de pression s'effectue du coeur vers la périphérie à la célérité correspondant à la vitesse de l'onde de pouls. Ensuite, l'onde de pression se réfléchit sur les sites de réflexion périphérique, et revient vers le coeur. Compte tenu de la vitesse de l'onde de pouls qui est de l'ordre de 10-15 m/seconde, et du trajet parcouru, l'onde réfléchie va pouvoir se surajouter à l'onde incidente, plus ou moins tôt dans la systole cardiaque.
Ceci est d'une grande importance, car la sommation de l'onde incidente et de l'onde réfléchie pendant la systole augmente le travail cardiaque et diminue la pression de perfusion coronaire (qui se fait pendant la diastole) . Au contraire, le retour tardif de l'onde réfléchie après la fermeture des sigmoïdes aortiques augmente la pression de perfusion coronaire, et limite le travail cardiaque.
Les facteurs déterminant le retour précoce de l'onde réfléchie sont :
- l'augmentation de rigidité artérielle, - la petite taille,
- la conisation importante de l'aorte,
- les angles de raccordement des collatérales ouverts, - la vasoconstriction périphérique,
- la bradycardie.
Plusieurs paramètres permettent de quantifier l'intensité de l'onde de réflexion. Ils font tous appel à l'analyse de l'onde de pression centrale, selon la nomenclature de Murgo. On peut se reporter à ce sujet à l'article "Manipulation of ascending aortic pressure and flow wave reflections with the Valsalva maneuver : relationship to input impédance" de J.P. MURGO et al., Circulation, janvier 1981, 63(1), pages 122-132.
Les figures 2 et 3 sont illustratives de la classification de Murgo pour les ondes de pression aortique. La figure 2 représente une onde de pression de type A, caractéristique d'un patient âgé, hypertendu. La figure 3 représente une onde de pression de type C, caractéristique d'un patient jeune et en bonne forme.
Le rapport entre ΔP et PP est appelé index d'augmentation. Δtp est le temps vers 1 ' épaulement . Le temps d'éjection ventriculaire est appelé LVET (pour "left ventricle éjection time" en anglais) . Pi est la pression au point d'inflexion.
L'amplitude de la pression puisée et l'index d'augmentation sont des estimations directes de l'intensité de l'onde de réflexion. Le temps vers 1' épaulement évalue 1 ' éloignement des sites de réflexion. Enfin, le temps d'éjection ventriculaire est indicatif en lui-même.
On a vu que les déterminants de chacun de ces paramètres sont variés et que la rigidité artérielle n'était que l'un des paramètres en jeu. Il est donc inexact de prétendre que l'index d'augmentation (quel que soit son intérêt par ailleurs) est un paramètre de rigidité artérielle pur.
Les techniques disponibles pour ce type d'étude sont toutes basées sur la tonometrie d' aplanation. Le site de recueil des signaux de pression et les techniques d'analyse du signal font la différence. Idéalement, l'onde de pression doit être recueillie le plus près possible des valves aortiques. De manière non invasive, l'onde de pression carotidienne est un bon compromis. L'analyse des tracés de pression peut être manuelle (sur tracés) , ou numérisée. L'avantage de l'index d'augmentation est sa non-dimensionnalité (coupant court à tous les problèmes d'étalonnage).
La figure 4 est une représentation schématique de l'onde incidente 1 et de l'onde réfléchie 2. La sommation des deux trains d'onde détermine la morphologie de l'onde de pression observée. Dans le cas de sujets à artères très distensibles, la sommation se fait en diastole (cas de la courbe 3) . Si les artères sont rigides, la sommation se fait pendant la systole et augmente d'autant la pression (voir la courbe 4) . Au travers de techniques de fonctions de transfert, il est théoriquement possible, à partir d'un tracé de pression périphérique (comme l'artère radiale) de reconstituer l'onde de pression carotidienne, voire aortique. Une telle fonction de transfert a été établie dans une population de référence normale. Elle fonctionne raisonnablement bien pour des populations comparables, mais rien ne garantit l'extrapolation de cette fonction de transfert à des populations malades. Sur la base de ce principe, un appareil a été commercialisé sous le nom de marque Sphygmocor (PWV Médical, Sydney, Australie) .
Il existe un seul appareil commercialisé pour mesurer la vitesse d'onde de pouls. Il s'agit de l'appareil Complior commercialisée par la société ARTECH-MEDICAL . La diffusion de ces techniques est limitée par plusieurs caractéristiques de cet appareil. Il s'agit d'un appareil coûteux. Il utilise des mécanocapteurs à membrane, volumineux, peu sensibles, peu fidèles et qui ne permettent pas une analyse fine de l'onde de pression. C'est un appareil spécifique : il ne permet de mesurer que la vitesse de l'onde de pouls et aucun autre paramètre artériel dérivé de l'analyse de l'onde de pression. Enfin, il est d'un apprentissage compliqué du fait du maniement difficile de ses capteurs. La tonometrie d' aplanation a été initialement décrite pour des applications ophtalmologiques (mesure de la pression intra- oculaire) . Elle a été adaptée à 1 ' hémodynamique artérielle non invasive dans les années 1980. A l'aide de ces techniques, il est possible de recueillir l'onde de pression de manière non invasive, de calculer les indices d'amplification et de mesurer la pression pulsatile au niveau de toute artère superficielle palpable. Brièvement, lorsque l'arc d'un segment de cylindre est rendu plan par un capteur de pression, la pression transmurale enregistrée par ledit capteur est égale à la pression intravasculaire. La société Millar a développé un capteur à quartz piézoélectrique haute- fidélité, monté sur une sonde crayon, permettant ce type de mesure. Ce type d'appareil est très coûteux à cause notamment de la nécessité d'une centrale d'acquisition et éventuellement de la nécessité d'acquérir des algorithmes de calcul de la pression puisée centrale et des indices amplification tels qu ' implementes dans le système Sphygmocor . De plus, la nature du capteur, monté sur un crayon, rend impossible la palpation fine du pouls en même temps que le positionnement du capteur, ce qui rend cette technique très dépendante de l'opérateur.
A l'heure actuelle, la mesure de la vitesse d'onde de pouls, et de la courbe de pression carotidienne, ainsi que l'exploitation de ces valeurs en terme de prédiction du risque, est réservée à des centres de recherche spécialisée.
Ainsi, les limites de diffusion des techniques sont de trois ordres :
- technologiques : capteurs mécaniques de grande taille, difficiles à manier, s ' interposant entre le signal à recueillir (pouls artériel) et la sensibilité tactile de l'opérateur ; - méthodologiques : apprentissage méthodologique difficile, difficilement compatible avec l'exercice médical habituel, qualité des mesures dépendant fortement de l'opérateur, résultats bruts non contextualisés et difficiles à interpréter ;
- économiques : les appareils existants sont des prototypes ou sont de petites séries et dédiés à la recherche clinique, sont de fonction unique et de coût élevé.
EXPOSÉ DE L'INVENTION La présente invention a été conçue pour remédier aux inconvénients de l'art antérieur.
Un premier objet de l'invention consiste en un microcapteur de pression artérielle comprenant des moyens de maintien et de positionnement, sur la face palmaire d'un doigt d'un praticien, d'une pastille de matériau piezoresistif, les dimensions de la pastille étant inférieures au diamètre de l'artère dont on veut mesurer la pression, le microcapteur comprenant également des moyens de transmission du signal électrique fourni par la pastille piezoresistive en réponse à une pression à laquelle est soumise la pastille.
Avantageusement, les moyens de maintien et de positionnement de la pastille de matériau piézoérésistif sont constitués par un doigt de gant sur lequel est fixée la pastille.
Un deuxième objet de l'invention consiste en un appareil de mesure de la rigidité artérielle comprenant : - un premier microcapteur de pression artérielle tel que défini ci-dessus, permettant une mesure de la pression artérielle à un premier endroit déterminé du corps d'un patient,
- un deuxième microcapteur de pression artérielle tel que défini ci-dessus, permettant une mesure de la pression artérielle à un deuxième endroit déterminé du corps d'un patient différent du premier endroit déterminé,
- un dispositif de traitement et de calcul, recevant en entrée les signaux électriques délivrés par le premier et le deuxième microcapteur de pression et des informations relatives à la longueur, d'un point de vue de la circulation artérielle, entre le premier endroit déterminé et le deuxième endroit déterminé, le dispositif possédant des moyens de calcul permettant de calculer, à partir des signaux électriques et des informations reçues en entrée, la vélocité de l'onde de pouls du patient et d'en déduire la rigidité artérielle du patient.
Avantageusement, les endroits déterminés correspondent à l'artère carotide primitive au niveau du cou et à l'artère fémorale commune au niveau du pli de 1 ' aine .
Le dispositif peut posséder en outre des moyens d'évaluation fournissant une indication des facteurs de risque d'accidents cardio-vasculaires d'un patient en fonction de la rigidité artérielle déduite, ainsi que des autres facteurs de risque. BREVE DESCRIPTION DES DESSINS
L'invention sera mieux comprise et d'autres avantages et particularités apparaîtront à la lecture de la description qui va suivre, donnée à titre d'exemple non limitatif, accompagnée des dessins annexés parmi lesquels :
- la figure 1, déjà décrite, illustre la technique de mesure de la vélocité de l'onde de pouls carotido-femorale, - les figures 2 et 3, déjà décrites, sont illustratives de la classification de Murgo pour les ondes de pression aortique,
- la figure 4, déjà décrite, est une représentation schématique, pour la pression artérielle, d'une onde incidente et d'une onde réfléchie,
- la figure 5 montre une pastille de matériau piezoresistif, maintenue et positionnée sur un doigt de gant et faisant partie du microcapteur de pression artérielle selon l'invention,
- la figure 6 représente un appareil de mesure de la rigidité artérielle selon l'invention.
DESCRIPTION DETAILLEE DE MODES DE REALISATION DE L ' INVENTION
La figure 5 montre une pastille de matériau piezoresistif 10, maintenue et positionnée sur un doigt de gant 11 placé sur un doigt d'un praticien. Des conducteurs électriques 12 relient électriquement la pastille de matériau piezoresistif à un appareil d'exploitation des signaux électriques transmis par la pastille. La pastille 10 possède des dimensions inférieures au diamètre de l'artère dont on veut mesurer la pression. Le matériau de la pastille est par exemple de type piézo-résistif . La pastille permet d'obtenir une zone de mesure de très petite taille (environ 2 mm), ce qui permet d'obtenir une localisation très précise du point à mesurer. Tout écart important entre le point de mesure et le point à mesurer conduit à une atténuation importante du signal recueilli.
Le microcapteur de l'invention allie simutanément mesure électronique et palpation fine du pouls par le praticien. Il permet de mesurer le pouls de surface d'appui et le pouls profond en maîtrisant manuellement la force d'appui.
Le microcapteur de l'invention induit une très faible déformation de l'artère à mesurer, contrairement aux capteurs actuellement utilisés. Il n'y a donc pas de perturbation importante de la mécanique des fluides dans l'artère à mesurer.
Le microcapteur selon l'invention permet des mesures de pouls à des endroits du corps difficilement mesurables par les capteurs de l'art connu.
L'insertion possible de la pastille du capteur dans un doigt de gant permet de faciliter la mesure. La pastille peut être à l'intérieur ou à l'extérieur du doigt de gant. Sa mise en place peut se faire par dépôt. La pastille peut également être surmoulée pour obtenir une- partie dure permettant une bonne localisation.
La figure 6 représente un appareil de mesure de la rigidité artérielle selon l'invention comprenant un dispositif de traitement et de calcul 20, recevant en entrée les signaux électriques délivrés par un premier et un deuxième microcapteur de pression artérielle. Le premier microcapteur comprend une première pastille 30 en matériau piezoresistif relié par des conducteurs électriques 31 à l'appareil 20. Le deuxième microcapteur comprend une deuxième pastille 40 en matériau piezoresistif relié par des conducteurs électriques 41 à l'appareil 20. Le premier microcapteur est par exemple destiné à mesurer la pression de l'artère carotide primitive au niveau du cou. Le deuxième microcapteur est par exemple destiné à mesurer la pression de l'artère fémorale commune au niveau du pli de l'aine. Le dispositif de traitement et de calcul 20 reçoit aussi des informations relatives à la longueur, d'un point de vue de la circulation artérielle, entre les deux points de mesure de pression. Il possède des moyens de calcul permettant de calculer la vélocité de l'onde de pouls d'un patient à partir des données introduites par ses entrées. Il fournit alors une valeur de la rigidité artérielle du patient.
Les signaux électriques transmis par les microcapteurs peuvent être, à l'entrée du dispositif 20, mis en forme pour être exploités par un système d'acquisition numérique connecté à un système informatique. Ce système informatique peut être de petite taille ou être couplé à un ordinateur portable ou tout autre dispositif de traitement ou de transmission du signal. La mesure de la vitesse d'onde de pouls peut être couplée avec l'analyse de l'onde de pouls carotidienne .
La mesure de la distance entre les deux points de mesure peut être grandement facilitée et améliorée par l'utilisation d'un capteur conjoint à ultrasons .
Il a été démontré que la valeur prédictive offerte par la mesure de la rigidité artérielle par la vélocité de l'onde de pouls est égale ou supérieure à celles conférées par l'algorithme de Framingham. De plus, il a été démontré que la valeur prédite par l'association vélocité de l'onde de pouls et algorithme de Framingham est meilleure que celles conférées par chacun des paramètres pris séparément. Le score proposé est dérivé des modèles statistiques de régression logistique prenant en compte ces deux mesures. Les valeurs de chacun des coefficients utilisés dans ce modèle de régression logistique sont dérivées d'une étude épidémiologique. On peut se référer à ce sujet à l'article de P. BOUTOUYRIE et al. intitulé « Aortic stiffness is an independent predictor of primary coronary events in hypertensive patients : a longitudinal study » paru dans Hypertension, janvier 2002, 39 (1) : 10-5. Le capteur et son dispositif de mesure peuvent être particulièrement utiles dès qu'il y a nécessité de télédiagnostic pour un sujet isolé, notamment pour une course au large ou une expédition, un voyage spatial, sur une plate-forme de forage, en spéléologie ou encore pour répondre à des situations d'urgence ou de routine.

Claims

REVENDICATIONS
1. Microcapteur de pression artérielle comprenant des moyens de maintien et de positionnement, sur la face palmaire d'un doigt d'un praticien, d'une pastille de matériau piezoresistif (10), les dimensions de la pastille étant inférieures au diamètre de l'artère dont on veut mesurer la pression, le microcapteur comprenant également des moyens de transmission du signal électrique fourni (12) par la pastille piezoresistive en réponse à une pression à laquelle est soumise la pastille (10) .
2. Microcapteur selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens de maintien et de positionnement de la pastille de matériau piezoresistif
(10) sont constitués par un doigt de gant (11) sur lequel est fixée la pastille.
3. Appareil de mesure de la rigidité artérielle comprenant :
- un premier microcapteur de pression artérielle (30, 31) selon l'une quelconque des revendications 1 ou 2, permettant une mesure de la pression artérielle à un premier endroit déterminé du corps d'un patient,
- un deuxième microcapteur de pression artérielle (40, 41) selon l'une des revendications 1 ou 2, permettant une mesure de la pression artérielle à un deuxième endroit déterminé du corps d'un patient différent du premier endroit déterminé,
- un dispositif de traitement et de calcul
(20) , recevant en entrée les signaux électriques délivrés par le premier et le deuxième microcapteur de pression et des informations relatives à la longueur, d'un point de vue de la circulation artérielle, entre le premier endroit déterminé et le deuxième endroit déterminé, le dispositif possédant des moyens de calcul permettant de calculer, à partir des signaux électriques et des informations reçues en entrée, la vélocité de l'onde de pouls du patient et d'en déduire la rigidité artérielle du patient.
4. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'il possède en outre des moyens d'évaluation fournissant une indication du facteur de risque d'accident cardio-vasculaire d'un patient en fonction de la rigidité artérielle déduite.
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