FR2463607A1

FR2463607A1 - Analyseur de rythme cardiaque

Info

Publication number: FR2463607A1
Application number: FR8018145A
Authority: FR
Inventors: Robert L Cannon; Andrew J Griffin
Original assignee: American Optical Corp
Current assignee: American Optical Corp
Priority date: 1979-08-22
Filing date: 1980-08-19
Publication date: 1981-02-27
Also published as: CA1156724A; US4259966A; DE3031576A1; GB2057143A; GB2057143B; JPS5631735A

Abstract

L'ANALYSEUR COMPREND DES MOYENS 12 AGISSANT EN REPONSE A L'ONDE-R D'ONDES ECG11 D'UN PATIENT POUR ENGENDRER DES SIGNAUX 16 COINCIDANT AVEC LA SURVENUE DES ONDES-R, DES MOYENS 20 POUR ENGENDRER DES REPRESENTATIONS ELECTRIQUES DES RYTHMES CARDIAQUES MOYEN ETOU MAXIMAL ETOU MINIMAL PENDANT UNE UNITE DE TEMPS PREDETERMINEE, ET DES MOYENS 26 DONNANT UNE INDICATION VISUELLE DE CES RYTHMES CARDIAQUES. L'ANALYSEUR PERMET ENTRE AUTRES DE DETECTER LES BATTEMENTS CARDIAQUES "OMIS" ET LES BATTEMENTS VENTRICULAIRES PREMATURES.

Description

La présente invention concerne, d'une manière générale, des analyseurs de

rythme cardiaque et, plus particulièrement, un analyseur de rythme cardiaque permettant de contrôler la

vitesse des battements cardiaques et de fournir une indica-

tion visuelle d'au moins soit le rythme cardiaque maximal, soit

le rythme cardiaque minimal, pendant une unité de temps pré-

déterminée. On connaît, d'après l'art antérieur, une diversité de dispositifs d'analyse et/ou de contrôle du rythme cardiaque

ou de la vitesse des battements cardiaques. Un type de dispo-

sitif de contrôle du rythme cardiaque, illustré par les bre-

vets des E.U.A. n0 3 948 250 et 4 083 366, compare un rythme

cardiaque mesuré à des limites supérieure et inférieure pré-

déterminées de rythme cardiaque aux fins de déclencher une alarme si ces limites sont dépassées. En outre, le rythme

cardiaque moyen peut être affiché en continu ou périodique-

ment. Le brevet des E.U.A. n0 3 893 453 décrit un autre type de dispositif de contrôle de rythme cardiaque, selon lequel un rythme cardiaque moyen est périodiquement imprimé ou inscrit sur une échelle étalonnée, telle que par exemple un papier graphique pour ECG, en vue de montrer les tendances

ou changements affectant le rythme cardiaque pendant une pé-

riode de temps relativement longue. Ce rassemblement d'indi-

cations sur le rythme cardiaque est normalement désigné par

"définition de la tendance" en raison de son aptitude à révé-

ler, d'un coup d'oeil, l'histoire des modifications de rythme

cardiaque au cours d'une période de temps relativement longue.

Plus récemment, la mise au point de techniques de car-

diographie ambulatoire, ou cardiographie de Holter comme on l'appelle généralement, a donné naissance à des dispositifs d'analyse et d'exploration relativement compliqués qui sont

utilisés pour analyser et explorer des bandes porteuses d'en-

registrement de signaux ECG, enregistrés en temps réel, mais lus à une vitesse grandement accélérée, par exemple, à une

vitesse 120 fois plus grande que la vitesse d'enregistrement.

Ces systèmes, dont les modèles 6002 et 6004 (en particulier, option 2) de l'American Optical Corporation constituent des exemples et qui conviennent à la cardiographie de Holter, -2 - fournissent un affichage successif de la tendance du rythme

cardiaque, le rythme cardiaque moyen étant enregistré graphi-

quement sur un tableau en bande à des intervalles de une minute. Un enregistrement continu du rythme- cardiaque moyen est donné dans le dispositif d'exploration de type Holter

décrit dans le brevet des E.U.A. n0 4 073 011. Il existe en-

core un autre. dispositif d'exploration de type Holter dans

l'art antérieur, dispositif qui fournit, sous forme d'histo-

gramme, un affichage des intervalles R-R, des barres vertica-

les révélatrices d'une certaine quantité de battements cardia-

ques par intervalle moyen particulier étant disposées côte à côte en fonction du rythme cardiaque. Une telle définition de la tendance du rythme cardiaque peut également être utilisée

par un technicien pour faciliter une extraction, comme à par-

tir de données stockées ou d'enregistrement(sous la forme

d'un tableau en bande), de la ou des formes d'ondes particu-

lières dIECG donnant naissance aux données de la tendance.

Si chacun des systèmes précités fournit réellement un certain degré de pénétration dans le rythme cardiaque d'un

patient, l'information, à l'égard d'un rythme cardiaque par-

ticulier, est en général plutôt grossière et ne permet pas une analyse plus serrée des variations de rythme cardiaque au

cours d'un intervalle de temps relativement court.

En plus des quelques informations les plus courantes pouvant être glanées par le médecin à-partir de l'analyse d'un histogramme ou d'un autre type d'affichage de tendance,

montrant le rythme cardiaque d'un patient, d'autres informa-

tions particulièrement significatives pourraient être obtenues si le médecin ou l'opérateur était capable de déterminer avec rapidité et précision la survenue de ce qu'il est courant d'appeler des "battements omis". Certains pensent qu'il existe

une relation étroite entre la survenue de ces battements car-

diaques omis et l'existence d'un pouls lent de second degré.

Cet état est un de ceux qui peuvent être traités avec une relative facilité au moyen d'un stimulateur, et il est donc particulièrement important d'être à même de le détecter. La technique de contrôle de Holter classique, selon laquelle un opérateur observe une succession affichée rapidement d'ECG superposés, ne permet pas une détection facile des battements omis, et l'enregistrement graphique de chaque ECG en vue de son examen ultérieur demande un temps et une consommation de papier considérables, ainsi qu'in lent examen

par un technicien.

En conséquence, la présente invention a principalement pour but d'apporter un analyseur de rythme cardiaque qui soit capable de fournir une indication visuelle d'au moins soit le rythme cardiaque maximal, soit le rythme cardiaque minimal d'un patient pendant une unité de temps prédéterminée. Elle se propose également de fournir des indications visuelles

tant du rythme cardiaque maximal que du rythme cardiaque mini-

mal pendant la période de temps prédéterminée.

L'invention a encore pour objectif de fournir des indi-

cations visuelles des rythmes cardiaques maximal et'h1inimal au cours de d'unités de temps prédéterminées d'une durée telle

que l'on puisse en tirer facilement une information exploi-

table.

Un autre but de l'invention est de déterminer les ryth-

mes cardiaques maximal et minimal notés au cours d'une unité

de temps prédéterminée de manière à faciliter l'identifica-

tion et/ou la restauration de "battements omis" à partir

des formes d'ondes ECG stockées ou enregistrées.

Ces buts et d'autres sont atteints par l'invention, en ce sens qu'elle apporte un analyseur de rythme cardiaque qui détecte les ondes-R dans les ECG successifs et engendre des signaux qui coïncident avec la détection des ondes-R, ces signaux indicateurs d'ondes-R étant ensuite utilisés pour engendrer des représentations électriques d'au moins soit

le rythme cardiaque maximal, soit le rythme cardiaque mini-

mal, ou de préférence des deux, au cours d'une unité de temps prédéterminée. Ces représentations sont ensuites utilisées pour

fournir une indication visuelle de ces rythmes.

Plus particulièrement, l'analyseur de rythme cardiaque,

selon une forme d'exécution préférée de l'invention, est ca-

pable de déterminer les rythmescardiaques maximal, minimal et moyen d'un patient, par exemple à partir d'enregistrements de type Holter, sur des unités de temps prédéterminées ou des intervalles, comme par exemple toutes les minutes, puis d'enregistrer graphiquement ces valeurs déterminées sur un tableau en bande, pour permettre une interprétation rapide, simple et précise par l'opérateur ou le médecin explorant les tableaux et faciliter la restauration des formes

d'ondes ECG réelles qui résultent des rythmes affichés.

Au cours de la détermination et l'affichage des rythmes cardiaques maximal et minimal, il est possible de fournir et de maintenir constamment à jour un rythme cardiaque moyen sur un intervalle de temps relativement bref, par exemple de quelques secondes, lequel rythme moyen est ensuite pisté au cours de l'unité de temps prédéterminé d'une manière qui inscrit et maintient les rythmes cardiaques les plus élevé

et faible pendant cette unité de temps. Ces valeurs sont en-

suite disponibles comme indications des rythmes cardiaques maximal et minimal pour cette unité de temps prédéterminée,

par exemple, une minute.

Selon une autre forme d'exécution de l'invention, l'in-

tervallemoyen entre un série prédéterminée d'ondes-R succes-

sives est pisté pendant l'unité de temps prédéterminée et l'intervalle maximal et/ou minimal est maintenu, puis

converti -en une indication des rythmes cardiaques respecti-

vement minimal et/ou maximal. Plus précisément, l'intervalle entre des ondes-R successives est, de préférence, formulé sous la forme d'une moyenne qui est déterminée, dans le cas

du rythme cardiaque minimal, en faisant la moyenne des inter-

valles entre un petit nombre, par exemple une ou deux, ondes-R successives et, dans le cas du rythme cardiaque maximal, en

faisant la moyenne des intervalles entre un nombre significa-

tivement plus grand, par exemple huit,d'ondes-R successives.

En utilisant un intervalle cb.1 ou2 battements pour la moyenne employée pour la détermination du rythme cardiaque minimal, un battement omis aura un impact significatif sur la valeur du rythme cardiaque minimal qui est affichée,-facilitant ainsi son identification et sa restauration. En outre, le plus grand nombre de battements sur la base duquel l'intervalle inter-battement est calculé en moyenne pour déterminer le rythme cardiaque maximal sert à diminuer l'effet d'artéfact,

qui est habituellement important.

L'invention est décrite ci-après en détail en-référence aux dessins annexés dans lesquels: - la figure 1 est une représentation schématique d'un analyseur fournissant des affichages de rythme cardiaque particuliers, selon l'invention; - la figure 2 est un schéma plus détaillé d'une partie

nouvelle du système de la figure 1, selon une forme d'exé-

cution de l'invention, - la figure 3 est un enregistrement graphique obtenu selon l'invention, l'enregistrement montrant le rythme car- diaque maximal et le rythme cardiaque minimal par unité de temps, ainsi que le rythme cardiaque moyen; et - la figure 4 est un schéma plus détaillé d'une partie nouvelle du système selon la figure 1, conforme à une autre

forme d'exécution de l'invention.

Si l'on se réfère à la figure 1, on voit un analyseur

de rythme cardiaque selon l'invention, convenant particuliè-

rement pour explorer ou analyser des signaux ECG enregistrés sur une bande magnétique selon les principes bien connus de l'électrocardicqraphie ambulatoire ou de type Holter. Le nouvel analyseur de rythme cardiaque comprend des moyens pour afficher, par exemple par enregistrement graphique ou autre, les rythmes cardiaques maximal et minimal par unité de temps,

par exemple une minute, en plus de l'affichage plus tradition-

nel du rythme cardiaque moyen. Cet affichage des rythmes car-

diques maximal, minimal et moyen au cours d'unités ou d'inter-

valles de temps prédéterminés débouche sur la définition d'une tendance des rythmes cardiaques maximal, minimal et moyen,

permettant ainsi au technicien de disposer d'un enregistre-

ment relativement détaillé, facile à utiliser et à comprendre du rythme cardiaque d'un patient. Cet enregistrement facilite

la restauration des formes d'onde ECG pertinentes d'un enregis-

trement stocké, comme par exemple sur une bande magnétique

ou un tableau en bande. Cela est particulièrement vrai lors-

que l'affichage des rythmes cardiaques peut être enregistré en permanence, comme sur des tableaux en bande spéciaux et

concis, portant des données d'identification du temps impri-

mées sur lesdits tableaux, permettant ainsi d'établir une corrélation entre les rythmes cardiaques évolutifs et d'autres données analytiques pertinentes, d'une part, et les formes d'ondes ECG leur donnant naissance, d'autre part. Les formes

d'ondes ECG sont normalement stockées sur une bande magnéti-

que et elles peuvent être enregistrées graphiquement sur

des tableaux en bande séparés portant sur les périodes inté-

ressantes.

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Sans que cela soit limitatif, l'analyseur de rythme car-

diaque selon l'invention est particulièrement applicable en

cardiographie ambulatoire o les signaux ECG sont enregis-

trés sur une bande magnétique à une certaine vitesse et restitués à une vitesse sensiblement plus grande, par exemple

fois, et de préférence 120 fois, la vitesse d'enregistre-

ment, aux fins d'exploration et d'analyse.

Ainsi une unité convenable de lecture de bande 10 four-

nit des signaux ECG 11 à un détecteur convenable d'onde-R 12

d'un modèle connu, via un préamplificateur-amplificateur-14.

Le détecteur donde-R 12 répond à l'onde QRS de chaque forme d'onde PQRST du signal ECG pour indiquer la survenue d'une

onde-R. La sortie du détecteur 12 d'onde-R peut être-commu-

nément une impulsion électrique 16 coïncidant avec une onde-R.

Les impulsions 16 révélatrices des ondes-R sont ensuite envoyées, via le conducteur 18, à l'entrée d'un calculateur de rythme cardiaque 20. Le calculateur de rythme cardiaque , dans la forme d'exécution générale de la figure 1, sert

à convertir les signaux révélateurs d'onde-R en représenta-

tions du rythme cardiaque maximal, du rythme cardiaque minimal et du rythme cardiaque moyen par une quelconque unité de temps prédéterminée (ou unités prédéterminées). Dans la présente forme d'exécution, l'unité de temps prédéterminée pour chacun

des rythmescardiaquesprécités-est la minute, un tel interval-

le étant suffisamment court pour donner une quantité suffisante d'informations significatives et,cependant, suffisamment long pour que le portrait graphique obtenu soit relativement compact et facilement lisible. Le calculateur de rythme cardiaque 20 peut être assimilé à un appareil comprenant un calculateur

de rythme cardiaque moyen 20A, un calculateur de rythme car-

diaque maximal 20B et un calculateur de rythme cardiaque mini-

mal 20C. Le calculateur de rythme cardiaque moyen 20 A déter-

mine le rythme cardiaque moyen à des intervalles de une minute pour les 30 secondes précédentes ou plus d'une manière connue en soi. Les calculateurs 20B et 20C de rythmes cardiaques maximal et minimal fournissent cependant des indications sur les rythmes cardiaques maximal et minimal à des intervalles de une minute pour la minute précédente. L'échantillonnage des sorties de rythmes cardiaques à intervalles de une minute - 7

est fait sous la commande d'un séquenceur 22, comme l'ensei-

gnent divers systèmes antérieurement connus, notamment les

modèles de dispositifs d'exploration-6002 et 6004 (opt.2)del'Ame-

can Optical Corporation précités. Le séquenceur 22 peut com-

prendre un circuit de chronométrage ou de mesure du temps adapté à l'interrogation du calculateur de rythme cardiaque

à des intervalles de une minute. Plus précisément, le sé-

quenceur 22 peut agir en synchronisme avec un code de chrono-

métrage apparaissant sur un canal séparé (non représenté) du

signal enregistré qui est lu par l'unité 10. Le code de chro-

no-métrage fournit un moyen de corrélation entre la survenue

de signaux ECG spécifiques et les sorties de rythme cardia-

ques résultantes provenant du calculateur 20. Il est connu, dans la formation de l'affichage de certains types de données sur la tendance cardiaque, d'imprimer une indication horaire du temps le long de la marge du tableau en bande, en rapport

avec certaines données en cours d'enregistrement sur le ta-

bleau. En outre, des données cumulatives pour chaque heure

peuvent être imprimées en bordure entre chaque paire de repè-

res d'heure pertinents. Cependant, pour ce faire, il est né-

cessaire de différer la sortie d'une heure, par rapport au

patient. Ce delai est également appliqué aux données expri-

mant la tendance du rythme cardiaque qui est à afficher en rapport avec les repères de temps appropriés. Par suite, on peut employer une mémoire 24 pour stocker temporairement,et

donc différer, la transmission des données du rythme cardia-

que entre le calculateur 20 et un système d'affichage graphi-

que tel que dbs dispositifs d'enregistrement 26 sur tableau

en bande.

Les dispositifs d'enregistrement sur tableau en bande

26 représentés à la figure 1 sont d'un type sensiblement con-

nu, par exemple, du type de celui qui fait l'objet du bre-

vet des E.U.A. no 3 894 533 au nom de Robert L. Cannon, cédé à la demanderesse. D'une manière générale, les données de rythme cardiaque, provenant soit directement du calculateur , soit des moyens de retardement de la mémoire 24, sont

fournis aux entrées appropriées des dispositifs d'enregistre-

ment sur tableau en bande 26, tout comme est fourni également une entrée de chronométrage depuis le séquenceur 22, via le conducteur 28, de telle sorte que les représentations t463607 électriques du rythme cardiaque sont traduites en indices enregistrés graphiquement sur des tableaux en bande 30A et 3OBau moyen d'un quelconque instrument d'écriture tel qu'un stylt à encre ou un style thermique, respectivement 32 A et 32 B. Dans la forme d'exécution illustrée à la figure 3 avec plus de détails, le rythme cardiaque moyen est inscrit sur un tableau en bande 30A, ou sur un couloir d'un tableau à couloirs multiples, et les rythmes cardiaques maximal et minimal sont inscrits sur un autre tableauenbard 30B ou sur un autre couloir du tableau à couloirs multiples. Bien que cela soit fait, selon la présente invention, pour permettre le tracé d'autres informations (non représentées) sur chacun des deux couloirs d'affichage du tableau, on doit comprendre

que, dans certains cas, les deux couloirs peuvent être fusion-

nés. Si l'on se réfère à la figure 2, on voit une forme d'exécution du calculateur de rythme cardiaque20 décrite avec

plus de détail. Les impulsions révélatrices d'ondes-R appa-

raissant dans le conducteur 18 sont envoyées à un circuit convenable de mise en forme des impulsions 36 pour donner des impulsions d'amplitude et de durée standardisées, d'une

manière connue, en réponse aux indications respectives d'on-

des-R. Ces impulsions révélatrices d'ondes-R maintenant

standardisées sont amenées à l'entrée d'un circuit 38 établis-

sant une moyenne sur six secondes, ce, via un conducteur 37.

Ce circuit 38 peut comprendre avantageusemment-un filtre passe bas ayant des constantes de temps appropriées. La moyenne sur six secondes à laquelle on se réfère à propos du circuit

38 concerne, pour la présente description de l'invention,

six secondes de temps réel, ou de temps du patient; on doit cependant comprendre que les constantes choisies pour le filtre développent en fait un dixième d'une moyenne sur une seconde si la vitesse de lecture est 60 fois plus grande que la vitesse d'enregistrement, et un vingtième d'une moyenne sur une seconde si la vitesse de lecture est 120 fois plusgrande

que la vitesse d'enregistrement. De même, les autres inter-

valles pris pour l'établissement de moyenne et auxquels on se référera plus loin seront exprimés en temps réel ou temps du patient, mais rapporté à la vitesse de lecture de l'enregistrement. La sortie 40 du circuit d'établissement de moyenne sur six secondes représente le rythme cardiaque moyen sur l'intervalle des six secondes qui viennent juste

de s'écouler. Cette valeur est amenée aux entrées du calcu-

lateur de rythme cardiaque moyen 20A, du calculateur de rythme cardiaque maximal 20B et du calculateur de rythme mini- mal 20C. Le dispositif établissant la moyenne sur six secondes 38 est choisi de manière à être suffisamment court pour que

les variations de rythme faible apparaissent néanmoins suffi-

samment longues tandis que les effets des aberrations de

rythme élevé ou de haute fréquence soient minimisées.

La moyenne sur six secondes.provenant du dispositif 38 est fournie à un autre circuit 20A établissant la moyenne sur trente secondes. Le circuit 20A fournit une moyenne sur une partie substantielle de l'intervalle rapporté de une mn. La durée pourrait aussi bien être choisie de 20 secondes ou de secondes ou plus, la valeur de 30 secondes ayant été ici choisie à des fins de commodité. Le circuit 20A établissant la moyenne sur 30 secondes fournit son signal de sortie à un conducteur 21A qui, à son tour, subit un échantillonnage

sous la commande du séquenceur 22 aux fins de stockage tempo-

raire dans la mémoire 24 ou l'application directe au circuit

des dispositifs d'enregistrement sur tableau(x) en bande 26.

Lorsque la sortie du circuit 20A d'établissement du rythme cardiaque moyen doit être stockée dans la mémoire, elle est convertie de la forme analogique à la forme numérique, puis

stockée dans la mémoire, puis reconvertie de la forme numéri-

que à la forme analogique pour son application au circuit des

dispositifs d'enregistrement sur tableaux en bande 26.

Les circuits des calculateurs de rythmes cardiaques ma-

ximal et minimal 20B et 20C de la figure 2 sont tout à fait

similaires entre eux, chacun comprenant des circuits de pis-

tage et de maintien et différant l'un de l'autre uniquement

de par la nature complémentaire de leur comparateur respec-

tif déterminant l'un, un maximum, l'autre, un minimum. Le

calculateur de rythme cardiaque maximum 20B comprend un cir-

cuit d'échantillonnage et de maintien 42 recevant la sortie 40 du dispositif 38 établissant la moyenne sur six secondes. La sortie du circuit d'échantillonnage et de maintien 42 est fournie à l'entrée positive ou non-inversante d'un comparateur 44 dont la sortie constitue l'entrée d'une porte OU 46. La

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sortie de la porte OU 46 est réinjectée dans le circuit d'é-

chantillonnage et de maintien 42. L'autre entrée, négative,

du comparateur 44 est alimentée par la sortie 40 du disposi-

tif établissant la moyenne 38. De cette manière, la moyenne immédiate apparaissant au conducteur 40 apparaît à l'entrée négative du comparateur 44 et la valeur stockée ou maintenue du circuit d'échantillonnage et de maintien 42 apparaît à l'entrée positive du comparateur. Lorsque la moyenne présen-_ te sur six secondes est inférieure à la valeur stockée dans le circuit d'échantillonnage et de maintien 42, la sortie du comparateur 44 est un zéro logique et il n'y a pas de signal de commande réinjecté au travers de la porte OU 46 dans le circuit d'échantillonnage et de maintien 42. D'un autre coté,

cependant, lorsque la sortie présente du dispositif établis-

sant la moyenne sur six secondes 38 est supérieure à la plus forte moyenne stockée dans le circuit d'échantillonnage et

de maintien 42, la sortie du comparateur 44 donne un "un" lo-

gique qui, à son tour, passe au travers de la porte OU 46 vers

l'entrée de commande du circuit d'échantillonnage et de main-

tien 42. Ce signal de commande en réaction sert à faire entrer

cette nouvelle valeur de rythme cardiaque maximal dans le cir-

cuit d'échantillonnage et de maintien 42, laquelle nouvelle

valeur remplace l'ancienne valeur plus faible qui était sto-

ckée. Ainsi, lorsque une moyenne supérieure de rythme cardia-

que sur six secondes apparaît, elle est stockée dans le cir-

cuit d'échantillonnage et de maintien 42 et elle apparaît à

la sortie 21B en indiquant le rythme cardiaque maximal.

Si l'on suppose que l'intervalle ou l'unité de temps prédéterminé entre deux expressions ou impressions successives du rythme cardiaque maximal est d'une minute, le séquenceur

22 de la figure 1 fournira des signaux de commande d'échantil-

lonnage et de remise au zéro, généralement représentés comme apparaissant sur les conducteurs 48 et 49, respectivement, à

des intervalles de une minute. D'ordinaire le signal d'échan-

tillonnage est opérationnel pour, en premier lieu, stocker tem-

porairement le signal de rythme cardiaque maximal apparaissant sur le conducteur 21B, soit au moyen de la mémoire 24, soit du

circuit de stockage temporaire associé aux dispositifs d'en-

registrement sur tableaux en bande 26. Immédiatement après, le signal de remise au zéro apparaissant sur le conducteur 48 est envoyé, au travers d'une autre entrée, à la porte OU 46 et à l'entrée de commande du circuit d'échantillonnage et de maintien 42, de sorte que quelle que soitla valeur moyenne sur six secondes qui apparaît à l'entrée du circuit d'échantillonnage et de maintien, elle y est stockée à ce moment. Cette valeur nouvellement stockée dans le circuit d'échantillonnage et de

maintien 42 représente le premier rythme cardiaque de la nou-

velle minute et elle n'ec conservée tout au long de cette minute que s'il n'y a pas de rythme cardiaque moyen sur six secondes

plus rapide pour la remplacer au cours de cette minute.

De même, la sortie 40 du dispositif établissant la moyen-

ne sur six secondes 38 est envoyée à l'entrée du circuit d'é-

chantillonnage et de maintien 50 du calculateur de rythme car-

dique minimal 20C. La sortie du circuit d'échantillonnage et de maintien 50 est envoyée à l'entrée négative ou inversante d'un comparateur 52 dont la sortie correspond à l'entrée de la porte OU 54. La sortie de la porte OU 54 est réinjectée comme entrée de commande dans le circuit d'échantillonnage et de maintien 50. Le signal moyen sur six secondes apparaissant

présentement sur le conducteur 40 est envoyé à l'entrée posi-

tive ou non inversante du comparateur 52 de sorte que le com-

parateur 52 produit un un logique uniquement si la moyenne présente du rythme cardiaque sur six secondes est inférieure à la valeur stockée dans le circuit d'échantillonnage et de maintien 50. Dans ce cas, la moyenne présente sur six secondes apparaissant également à l'entrée du circuit d'échantillonnage et de maintien 50 est chargée dans ce dernier par le signal

de commande. En conséquence,la sortie aCducircuit d'échantil-

lonnage et de maintien 50 représente le rythme cardiaque mi-

nimal. Comme dans le cas du rythme cardiaquemaximal et du rythme cardiaque moyen, 1 'impulsion d ' échantillonnage apparaissant sur le conducteur 48 et provenant du séquenceur 22 sert à stocker temporairement, soit dans la mémoire 24, soit dans le circuit des dispositifs d'enregistrement sur tableau(x) en bande 26, le rythme cardiaque minimal déterminé pour la

minute précédente. Ainsi, le circuit 26 des dispositifs d'en-

registrement sur tableau(x) en bande reçoit des signaux élec-

triques, généralement sous la forme analogique, représentatifs du rythme cardiaque moyen, du rythme cardiaque maximal et du rythme cardiaque minimal pour la ninute précédente (temps réel ou du patient) d'activité cardiaque. L'impulsion de

chronométrage sur le conducteur 28 se renouvelle à les inter-

valles de une minute en synchronisme avec 1 'impulsion d échantil-

lonnage sur le conducteur 48 de manière à fournir au circuit d'enregistement sur tableau(x) en bande des repères de temps. Si l'on se réfère à la figure 3, on voit que le signal de rythme cardiaque moyen par minute 21A peut être utilisé

de telle sorte qu'il commande le stylet 32A aux fins de l'ins-

cription d'indices 56 de rythme cardiaque moyen sur le cou-

loir 30A du tableau en bande. Par ailleurs, les signaux de rythmescardiaques maximal et minimal, respectivement, 21B et 21C sont reçus dans le circuit d'enregistrement 26 de

manière que, grâce aux stylets 32B, ils commandent l'inscrip-

tion d'indices de rythmes cardiaques maximal et minimal, res-

pectivement, 57 et 58 sur le tableau en bande 30B. Comme

l'indique le brevet des E.U.A. n0 3 894 533 précité, l'abais-

sement d'un stylet 32A ou 32B est commandé par un galvanomètre respectif recevant le signal de commande de rythme cardiaque à son entrée. Une marque peut être faite par l'application

d'un signal de tremblement ou de dérangement de petite ampli-

* tude,d'une manière connue, à un circuit de commande à galva-

nomètre. De plus, lorsque des valeurs doubles, telles que des rythmes cardiaques maximal et minimal, apparaissent sur la même ligne de temps du tableau en bande 30B, la valeur maximale peut être écrite en premier lieu, après quoi le stylet peut être lentement ramené au zéro, en étant toutefois stoppé en vis-à-vis de la position représentative du rythme cardiaque minimal et, à ce moment, un signal de tremblement appliqué au galvanomètre provoque l'inscription de l'indice 58. Pendant le retour au zéro par pivotement, le stylet 32E peut être commandé pour inscrire une légère ligne de liaison

entre les indices de rythmes cardiaques maximal et minimal.

Contrairement au mode d'avancement pas à pas du tableau pré-

vu dans le brevet des E.U.A. n0 3 894 533 précité, le tableau

30A, 30B avance en continu au moyen d'un moteur d'entraîne-

ment non représenté, sous la commande du séquenceur 22. Les stylets 32A, 32B peuvent être levés du tableau 30A, 30B pendant la plus grande partie de chaque minute et ne revenir en position opérationnelle d'écriture que pendant un cours laps de temps à la fin de chaque minute. De cette façon, les indices de rythme moyen, maximal et minimal 56, 57 et 58 sont inscrits sur les tableaux en bande 30A, 30B à des intervalles horizontaux correspondant aux intervalles de une minute en temps réel ou du patient. D'autres données, telles que le temps réel, les battements ventriculaires prématurés (VPB), les battements cardiaques totaux (TB)... peuvent être inscrits

sur les marges des tableaux en bande, à de plus longs interval-

les, tels que de une heure.

Si l'on se reporte maintenant à la figure 4, on voit une autre forme d'exécution du calculateur de rythme cardiaque,

désigné ici par 20'. Au lieu de développer à la fois les si-

gnaux de rythmes cardiaques maximal et minimal en utilisant un signal analogique de moyenne sur six secondes, comme celui provenant du circuit 38 de la figure 2, la présente forme

d'exécution détermine le rythme cardiaque sur la base de l'in-

tervalle entre deux ondes-R successives, c'est-à-dire l'inter-

valle R-R. Plus précisément, on détermine le rythme cardiaque

maximal par minute en utilisant une moyenne des huit interval-

les R-R les plus récents et on détermine le rythme cardiaque

minimal en utilisant une moyenne basée sur les deux interval-

les R-R les plus récents. Ce procédé est souhaitable en ce sens qu'il minimise l'effet d'artefact qui a généralement

tendance à se produire à un rythme élevé et, de plus, il sou-

ligne la survenue d'un battement cardiaque omis par son impact

significatif sur la valeur de rythme cardiaque minimal.

Le calculateur de rythme cardiaque 25 de la figure 4 se différencie en outre du calculateur 20 de la figure 2 par le fait qu'il accomplit la plupart de ses fonctions dans le domaine numérique plutôt que dans le domaine analogique. Plus

précisément, la sortie 18 du détecteur d'onde R-12 est appli-

quée à l'entrée chronométrante d'un compteur 28' à étages multiples pour enregistrer le nombre de pulsations d'ondes-R survenant au cours d'une unité de temps prédéterminée, par

exemple, une minute. On comprendra que du fait que les cal-

culs sont accomplis ici dans le domaine numérique au moyen

de l'utilisation des compteurs, il n'est pas besoin de stan-

dardiser l'amplitude et la largeur des impulsions d'ondes-R et, donc, que le conformateur d'impulsions 36 de la figure 2 peut être omis, les formes d'ondes non standardisées 16 du détecteur d'ondes-R 12 étant suffisantes pour commander les compteurs respectifs-. Le compteur 28' reçoit les signaux

d'échantillonnage et de remise au zéro 48, 49 ayant sensible-

ment la même fonction que précédemment. Ainsi, à la fin de chaque minute, le compteur 28' reçoit une impulsion d'échantil- lonnage 48 soit pour transférer le compte à la mémoire 24, soit pour le faire passer directement au circuit d'enregistrement sur tableau(x) en bande 26, via un transformateur numérique-+

analogique 95. L'impulsion d'échantillonnage 48 est immédia-

tement suivie par une impulsion de remise au zéro 49 pour ra-

mener le compteur 28' au zéro. Ainsi, chaque minute, le con-

ducteur 21A' reçoit une représentation électrique du nombre de battements cardiaques et, donc, du rythme cardiaque au

cours de la minute précédente. Ce compte réel sur un inter-

valle de une minute est donc utilisé comme rythme moyen pour

cette minute.

Les impulsions d'ondes R-18 sont appliquées de même à une entrée de remise au zéro d'un compteur d'intervalles R-R 60 qui reçoit également un signal de temps prédéterminé 61 à son entrée chronométrante. Ce signal de temps 61 est fourni par une horloge associée. au séquenceur 22 et est d'une fréquence suffisamment élevée pour que le compte de sortie du compteur d'intervalles R-R 60 soit capable de traduire des variations relativement petites affectant l'intervalle R-R. La sortie 62

du compteur d'intervalles R-R est appliquée à un circuit som-

mateur 63 de conception convenable qui fournit une information de sortie 64 révélatrice de la somme des huit derniers(les plus récents) intervalles R-R. D'ordinaire, le, circuit sommateur 63 comprend huit registres, dont chacun contient un "un" différent pour chacun -des huit derniers intervalles, et des additionneurs

convenables pour faire la somme de ces huit intervalles. Lors-

qu'un nouvel intervalle R-R est déterminé, cette valeur rempla-

ce le plus ancien intervalle R-R stocké dans un des huit re-

gistres. La somme 64 des huit derniers intervalles est envoyée à un circuit diviseur par huit 65 d'une conception connue et tel que la sortie 66 de ce diviseur représente la moyenne d'un

intervalle R-R reposant sur les huit derniers intervalles.

L'intervalle R-R moyen est envoyé, via le conducteur 66, à l'entrée d'un circuit de pistage et de maintien d'intervalle minimal 20B' qui, d'une manière générale, est similaire au circuit de pistage et de maintien 20B de la forme d'exécution de la figure 2. Les impulsions d'ondes-R 18 sont également envoyées aux entrées de signaux d'échantillonnage et/ou de

remise au zéro du sommateur 63 et du diviseur 65 pour accom-

plir le changement des données et/ou la remise au zéro des compteurs. Plus précisément, le circuit de pistage et maintien 20B' sert à pister et à maintenir l'intervalle minimal survenant

au cours d'un échantillonnage d'intervalles sur une minute.

lOL'intervalle minimal apparaît finalement à la sortie du cir-

cuit de pitage et maintien 20B' à la fin de chaque minute et est converti en la valeur correspondante de rythme cardiaque, laquelle valeur correspond au rythme cardiaque maximal ayant existé au cours de la minute précédente. La conversion depuis

151'intervalle R-R minimal au rythme cardiaque maximal est ef-

fectue par un circuit de conversion approprié 67 de concep-

tion connue, qui est commandé par des signaux d'échantillonna-

ge et de remise au zéro 48, 49, tels que décrits ci-dessus.

Ainsi, la sortie du circuit de conversion 67 correspond au rythme cardiaque maximal par minute, ce signal pouvant ensuite être temporairement stocké dans la mémoire 24 ou être envoyé directement au circuit de conversion numérique -*analogique 68

en vue de la conversion en un signal analogique, qui est en-

suite appliqué au circuit d'enregistrement sur tableau(x) en

bande 26 comme indiqué ci-dessus.

La sortie 62 du compteur d'intervalles R-R 60 est égale-

ment envoyée à un circuit calculateur de rythme cardiaque minimal 21C', et plus particulièrement à l'entrée d'un circuit

sommateur 70 pour faire la somme des deux derniers interval-

les. Le circuit 70 est similaire au circuit 63, à cela près qu'il ne fait la somme que des deux derniers intervalles R-R

venant de s'écouler, cette somme étant envoyée, via le conduc-

teur 72, à un circuit diviseur par deux 74 qui fournit à sa sortie 76 une valeur d'intervalle R-R reposant sur la moyenne des deux dernières valeurs d'intervalles R-R. Comme dans le cas du calculateur de rythme cardiaque maximal, les impulsions d'ondes-R sont envoyées au sommateur 70 et au diviseur 74

pour effectuer la modification voulue de données et/ou la re-

mise à zéro des compteurs.

La valeur moyenne d'intervalle R-R sur trois battements 76 est envoyée à l'entrée d'un circuit de pistage et maintien

d'intervalle maximal 20C' qui correspond généralement au cir-

cuit-de pistage et de maintien 21C de la figure 2. La valeur du signal apparaissant à la sortie du circuit de pistage et maintien 20'C à la fin de chaque intervalle de une minute correspond à l'intervalle R-R moyen maximal se produisant

pendant cette minute et est-, à son tour,- converti par le cir-

cuit 77 en rythme cardiaque correspondant, lequel rythme car-

diaque représente un rythme cardiaque minimal ayant existé

pendant l'intervalle d'une minute. Les impulsions d'échantil-

lonnage et de remise au zéro 48 et 49 sont appliqués de la meme manière au circuit de conversion 77. Comme dans le cas du signal de rythme cardiaque maximal, le signal de rythme

cardiaque minimal du circuit calculateur 21C' peut être envo-

yé à la mémoire 24' pour un stockage temporaire ou être direc-

tement converti de sa valeur numérique à sa valeur analogique par un dispositif de-conversion numérique-+>analogique 78, après quoi elle est appliquée à l'entrée appropriée du circuit

d'enregistrement sur tableau en bande 26.

On comprendra que, en basant le rythme cardiaque minimal sur l'intervalle moyen de seulement un, ou comme dans le cas présent de deux, intervalles R-R, les effets d'un battement omis sont tout à fait marqués sur la valeur de l'intervalle moyen et, par conséquent, sur la valeurde rythme cardiaque minimal correspondante. Dans le cas présent, en supposant que le rythme cardiaque soit de 60 battements par minute et, donc, que l'intervalle moyen R-R soit d'une seconde, un seul battement omis fera passer l'intervalle moyen R-R de une seconde à une seconde et demie, créant ainsi une réduction apparente de 33 % de la valeur de rythme cardiaque minimal ou, en d'autres termes, donnant un rythme cardiaque de 40

battements/mn. Une telle variation significative de l'inter-

valle R-R ou du rythme cardiaque ressort clairement de l'indice58' de rythme cardiaque minimal écrit correspondant, alertant ainsi l'observateur des ondes ECG obtenues au cours de la minute précédente. Ces formes d'ondes peuvent alors être ressorties du stockage et présentéesen affichage CRT et/ou en enregistrement graphique pour une analyse soigneuse

et détaillée tendant à identifier la situation qui a provo-

qué l'omission apparente d'un battement cardiaque. Bien qu'un qau ap auuoqlT ed 'suTosaq sap uoTIDUOJ ua aeaqoddc a1a TnT IuaAnad suoieldupu la suoTeDTJTpou saS.XzATp anb qa saauaseaxdax qaSaaT.DGP Uof xp uonOxap sauJo xne a UITI sed sa,u uOTUaTAuT aquase.td e- anb npualua uaTq qsa II 01 sTuio quema4q un uUuaTd.UoOD aGUIoD soq o PnbTiidxa sed qTos Gu (astoesuaCUoOD) asned an5uol aunp TATnS aJnleld aTUTnDoT-juaA quae ecq un, nb acajepxd uo 'aldmeaxa 2ed sqDujpq xne IqCTsuas SutoU Isa aTla,nb qTej np sJnoDa TToAme C 8ga ad uo qa aquSsTnns sa U- sGIOTAIaquT xnep ap fT3d e aeTj auuetXoui ajuaseard eT xed aJajo pqTTqTsuas el 'eapum3 snTld aiooua aTiTqTs -uas aun 4TeIauuop (sJTSSaoDns squama;eq xnap atTp-e-qsa,D) anbTun a- alIeAzaUT un rns quesodai uaeoU U- aOI.eaaluT LT

Claims

REVENDICATIONS

1 - Analyseur de rythme cardiaque, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens agissant en réponse à l'onde-R d'ondes complexes ECG successives d'un patient pour engendrer des signaux coïncidant avec la survenue de ladite onde-R, des moyens agissant en réponse auxdits signaux révélateurs d'ondes-R pour engendrer des représentations électriques d'au moins soit le rythme cardiaque maximal, soit le rythme cardiaque minimal par unité de temps prédéterminée, et des

moyens agissant en réponse auxdites représentations électri-

ques du rythme cardiaque pour donner une indications visuelle au moins soit du rythme cardiaque maximal, soit du rythme

cardiaque minimal.

2 - Analyseur selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'unité de temps prédéterminée est sensiblement d'une

minute en temps réel du patient.

3 - Analyseur selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens agissant en réponse aux ondes-R engendrent des représentations électriques tant du rythme cardiaque maximal que du rythme cardiaque minimal par unité de temps prédéterminée. 4 - Analyseur selon la revendication 3,-caractérisé en ce que les moyens agissant en réponse aux ondes-R engendrent des représentations électriques du rythme cardiaque moyen

par unité de temps prédéterminée.

- Analyseur selon la revendication 4, caractérisé en ce que les unités de temps prédéterminées sont les mêmes pour les rythmes cardiaques maximal, minimal et moyen, cette unité de temps étant sensiblement d'une minute en temps réel

du patient.

6 - Analyseur selon la revendication 3, caractérisé en ce que les moyens donnant une indications visuelle des rythmes cardiaques comprennent des moyens d'enregistrement graphique 7 - Analyseur selon la revendication 6, caractérisé en ce que les moyens d'enregistrement graphique-comprennent des moyens d'enregistrement sur un tableau en bande composés d'un tableau en bande, de moyens d'inscriptionet de moyens de commande de l'inscripticnen réponse auxdites représentations

électriques du rythme cardiaque, en vue de provoquer l'ins-

cription d'indices sur le tableau en feuille proportionnés

au rythmecardiaque.

8 - Analyseur selon la revendication 7, caractérisé en ce que les représentations électriques du rythme cardiaque

sont engendrées pendant une série d'unités de temps prédé-

terminées successives et en ce que le tableau en bande avance entre lesdites -unités de temps prédéterminées successives

sous l'effet de moyens d'entraînement du tableau en bande.

9 - Analyseur selon la revendication 8, caractérisé

en ce que les moyens agissant en réponse aux ondes-R engen-

drent des représentations électriques tant du rythme cardia-

que maximal que du rythme cardiaque minimal pour chacune des unités de temps prédéterminées - Analyseur selon la revendication 9, caractérisé

en ce que les moyens agissant en réponse aux ondes-R engen-

drent, en outre, des représentations électriques du rythme

cardiaque moyen pour chaque unité de temps prédéterminée.

11 - Analyseur selon la revendication 9, caractérisé en ce que les moyens de commande de l'inscription empêchent l'inscription desdits rythMes cardiaques maximal et minimal par lesdits moyens d'inscription pendant au moins une partie substantielle de l'avance du tableau en bande, espaçant ainsi

les indices successifs de rythmes cardiaques maximal et mi-

nimal sur ledit tableau.

12 - Analyseur selon la revendication9, caractérisé en ce que lesdites ondes ECG complexes et successives sont obtenues d'un patient à une première vitesse et sont fournies audit analyseur à une sconde vitesse sensiblement plus grande que la première,ledit analyseur comprenant des moyens pour compenser la différence entre les première et seconde vitesses, grâce à quoi la période de temps prédéterminée est rapportée

au temps réel du patient, à la première vitesse.

13 - Analyseur selon la revendication 1, caractérisé

en ce que les moyens agissant en réponse aux ondes-R compren-

nent des moyens pour faire, en continu, la moyenne du rythme répété des ondes-R sur un intervalle prédéterminé, ladite

moyenne est conservée à jour pendant 1 'unité de temps prédéter-

minée, et des moyens pour pister cette moyenne de rythme répété des ondesR au cours de l'unité de temps prédéterminée et pour maintenir au moins la valeur maximale ou minimale de celle-ci, respectivement comme rythme cardiaque maximal ou minimal. 14 - Analyseur selon la revendication 13, caractérisé en ce que lesdits moyens de pistage et de maintien fournissent des représentations électriques tant du rythme cardiaque maximal que du rythme cardiaque minimal. - Analyseur selon la revendication 14, caractérisé en ce que ledit intervalle prédéterminé sur lequel est faite la moyenne du rythme répété des ondes-R est inférieur à ladite

unité de temps prédéterminée.

16 - Analyseur selon la revendication 15, caractérisé en ce que l'intervalle prédéterminé sur lequel est faite la moyenne du rythme répété des ondes-R est d'environ six

secondes en temps réel du patient.

17 - Analyseur selon la revendication 1, caractérisé

en ce que les moyens agissant en réponse aux ondes-R compren-

nent des moyens pour faire continuellement la moyenne entre les intervalles séparant une série prédéterminée d'<ndes-R successives et produire dés représentations électriques de cette moyenne, ladite moyenne étant conservée à jour pendant l'unité de temps prédéterminée, des moyens agissant en réponse auxdites représentations électriques des moyennes d'intervalle entre les ondes-R pour pister la moyenne d'intervalle entre les ondes-R au cours de l'unité de temps prédéterminée et pour maintenir au moins la valeur maximale ou minimale de cette moyenne, et des moyens agissant en réponse au moins soit à la valeur maximale, soit à la valeur minimale, de la moyenne d'intervalle entre les ondes-R pour convertir cette valeur respectivement en rythme cardiaque -minimal ou

en rythme cardiaque maximal.

18 - Analyseur selon la revendication 17, caractérisé en ce que les moyens de pistage et de maintien fournissent

des représentations électriques tant des moyennes d'inter-

valles maximaux et minimaux entre les ondes-R et en ce que lesdits moyens de conversion fournissent des représentations

électriques tant des rythmes cardiaques minimal que maximal.

19 - Analyseur selon la revendication 18, caractérisé

en ce que les moyens établissant la moyenne entre les inter-

valles entre les ondes-R font le moyenne entre les ondes-R successives sur une- première série prédéterminée d'ondes-R

successives pour fournir une première représentation élec-

trique de cet intervalle moyen, et font la mroyenne des intervalles entre les ondes-R successives pendant une seconde série prédéterminée d'ondes-R successives, plus longue que

la première, pour fournir une seconde représentation électri-

que de cet intervalle, lesdits moyens de pistage et de main- tien agissant en réponse tant aux premières qu'aux secondes représentations électriques des moyennes d'intervalle entre les ondes-R pour fournir des valeurs maximales et minimales de moyennes d'intervalle entre les ondes-R, qui sont, à leur

tour, converties respectivement en rythmes cardiaques mini-

mal et maximal.

- Analyseur selon la revendication 19, caractérisé

en ce que la seconde série prédéterminée d'ondes-R successi-

ves est sensiblement plus grande que la première série.

21 - Analyseur selon la revendication 20, caractérisé en ce que la première série d'ondes-R successives n'est pas

supérieure à deux.

22 - Analyseur selon la revendication 21, caractérisée en ce que la première série d'ondes-R successives est égale

à deux.

23 - Analyseur selon la revendication 21, caractérisé en ce que la seconde série d'ondes-R successives est égale

à huit.