FR2471770A3 - Dispositif de surveillance de la respiration - Google Patents

Abstract

DISPOSITIF DE SURVEILLANCE DE LA RESPIRATION D'UN PATIENT PAR LA MESURE DES VARIATIONS DE SON IMPEDANCE TRANSTHORACIQUE. UN GENERATEUR DE COURANT HAUTE-FREQUENCE CONSTANT 10, 17 ALIMENTE PAR L'INTERMEDIAIRE D'UN TRANSFORMATEUR D'ISOLEMENT 20 DEUX ELECTRODES 1, 2 COLLEES SUR LE THORAX. L'ONDE MODULEE EN AMPLITUDE ET EN PHASE PAR LES VARIATIONS D'IMPEDANCE EST PRELEVEE SUR L'ENROULEMENT 21 DU TRANSFORMATEUR ET, APRES MISE EN FORME PAR UN DETECTEUR DE PASSAGES PAR ZERO 26, APPLIQUEE, AINSI QUE L'ONDE NON-MODULEE, A UN COMPARATEUR DE PHASE 30 FOURNISSANT UN SIGNAL QUI VARIE EN FONCTION DE LA MODULATION DE PHASE. UN CIRCUIT DE DETECTION DES DEFAUTS D'ELECTRODE 90 DETECTE L'AMPLITUDE DE L'ONDE ET, APRES FILTRAGE PASSE-BAS, COMPARE LA TENSION A UN SEUIL FIXE DONT LE DEPASSEMENT DECLENCHE L'ALARME ET COUPE LA VOIE DU SIGNAL. UTILISATION DANS UN MONITEUR DE FONCTIONS VITALES EN REANIMATION.

Description

La présente invention concerne un dispositif de surveillance de la respiration, plus précisément un dispositif d'acquisition et de traitement éventuel de signaux électriques permettant de surveiller, de façon continue, la fonction respiratoire d'un sujet vivant.

Elle se rapporte, plus particulièrement, à un dispositif de surveillance respiratoire par la mesure des variations de l'impédance transthoracique du sujet humain ou animal) en fonction de sa respiration, en éliminant celles dQes à l'activité électrique et hémodynamique cardiaque et aux mouvements du patient observe.

De tels dispositifs ou appareils sont connus sous la dénomination de "pneumographe ou pneumomètre à impédance" ou "rhé~ pneumographe" et ont été décrits, notamment, dans l'article de
GEDDES, HOFF, HICKAdAN et MOORE intitulé "THE IMPEDANCE
PNEUMOGRAPH", aux pages 28 à 33 du NO 33 de la revue américaine "AEROSPACE MEDICINE" du mois de janvier 1962, dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique NO 3.347.223 de
PACELA, intitulé "PNEUMOGRAPH", demandé le 8 janvier 1964 et délivré le 17 octobre 1967, dans le brevet français NO 1.563.125 demandé le 27 février 1968 par "THOMSON MEDICAL-TELCO", et dans le brevet français NO. 1.575.190 demandé le 26 juillet 1968 par PPBECKMAN INSTRUMENTS, INC.", correspondant au brevet des Etats-Unis d'Amérique Ne 3.608.542 de PACELA et SAVAGLIO, délivré le 28 septembre 1971.

Dans le brevet américain N0 3.347.223 précité, un pneumo graphe à impédance utilisable en parallèle avec un électrocardiographe, comprend une source de courant alternatif (50 KHz) d'am- plitude constante, grâce à l'impédance élevée des condensateurs de couplage au thorax du sujet, qui alimente une paire d'électrodes d'injection de courant mises en contact avec les tissus de celui-ci.

Un amplificateur différentiel d'entrée équipé de deux transistors à effet de champ présentant des impédances d'entrée élevées par rapport à celle des tissus biologique, a ses deux entrées différentielles respectivement couplées à cette paire ou à une autre paire d'électrodes de prélèvement, afin d'en prélever une tension alterna tive modulée par les variations de l'impédance de ce tissus. Un démodulateur à diodes en pont permet d'obtenir l'enveloppe de modulation de la tension modulée dont la composante alternative correspond aux variations d'impédance du tissus biologique.

Dans le brevet français N0 1.563.125 précité, le rhéopneumographe comporte un générateur de courant haute-fréquence couplé au moyen de résistances aux deux électrodes d'injection du courant constant et de prélèvement du signal modulé. Après démodulation de l'onde haute-fréquence, un amplificateur de basse-fréquence qui comporte des circuits de couplage alternatif dont la constante de temps élevée est temporairement réduite à l'aide de transistors à effet de champ qui sont mis en conduction pour shunter leurs éléments résistifs, lorsque 'l'amplitude de son signal de sortie dépasse un seuil supérieur à l'amplitude maximale du signal utile, amplifie l'enveloppe de modulation de cette onde.Il comporte, en outre, un déclencheur sélectif en amplitude et en fréquence (de 10 à 120 par minute, par exemple) comprenant un basculeur de
SCHMITT à seuil réglable, suivi d'un intégrateur et commandant un basculeur monostable qui fournit des impulsions de durée et d'amplitude constante à un intégrateur avec lequel il forme un convertisseur fréquence-tension alimentant un appareil de mesure de la fréquence moyenne.Il est également équipé d'un circuit de mesure de la durée de l'arrêt respiratoire, dite délai d'apnée, dans lequel les impulsions du basculeur monostable correspondant à chaque respiration déclenchent un générateur de rampe en chargeant positivement un condensateur qui est ensuite déchargé graduellement par l'intermédiaire d'une résistance de forte valeur jusqu'# la prochaine respiration qui entraîne une recharge de ce condensateur.Lorsque la tension aux bornes du condensateur chute endessous d'un niveau prédéterminé correspondant à un intervalle de temps préalablement choisi écoulé depuis la dernière respiration, un dispositif d'alarme est actionné au moyen d'un comparateur de tension constitué par un contact de position dans un appareil de mesure à bobine mobile, alimentée par un amplificateur opéra- tionnel qui est alimenté par la tension aux bornes du condensateur, et mesurant la période respiratoire.

Dans le brevet français N0 1.575.190 précité, on a décrit un appareil de surveillance (moniteur) de respiration qui comporte également un rhéopneumographe comprenant une paire d'électrodes alimentées par un générateur de courant alternatif constant de haute-fréquence et alimentant, à travers un amplificateur et un filtre passe-bande, en cascade, un démodulateur d'amplitude restituant l'enveloppe de modulation de l'onde haute-fréquence t50 KHz).Un circuit d'identification de la respiration, alimenté par le démodulateur et comprenant en cascade: un amplificateur, dit d'isolement, qui sépare la composante continue et qui comporte un filtre passe-bande actif dont la bande passante est comprise entre 0,2 et 2 Hz, un détecteur à seuil réglable du type compte rateur de tension à deux seuils de basculement (hystérésis) et un basculeur monostable déclenché par le détecteur.Les impulsions fournies par le monostable sont, d'une part, intégrées pour obtenir une tension proportionnelle à la fréquence respiratoire moyenne, et d'autre part, utilisées en tant que signaux de commande dans un circuit d'alarme d'apnée (arrêt respiratoire). Il comporte en outre un circuit de surveillance des électrodes qui mesure les variations lentes du signal démodulé et déclenche l'alarme lorsque la tension dépasse un niveau préréglé. Le circuit de surveillance des électrodes comprend en cascade un amplificateur passe-bas (de courant continu) alimenté par le démodulateur et dont la fréquence de coupure haute est à 0,2 Hz, et un détecteur à seuil réglable du type comparateur de tension fournissant un signal d'alarme, lorsque le dépassement de la tension de seuil indique que l'impédance entre les électrodes a dépassé une gamme de variation normalement admise, c'est-à-dire que l'une au moins des électrodes a un mauvais contact avec, ou est totalement détachée de la peau du sujet. Le circuit d'alarme d'apnée comporte un circuit temporisateur réglable qui est remis à zéro par des impulsions de remise à zéro fournies par un second basculeur monostable déclenché par un compteur-diviseur des impulsions provenant du premier basculeur monostable du circuit d'identification des respirations, afin que sa remise à zéro soit la conséquence de plusieurs (deux) respirations consécutives.Lorsque l'intervalle de temps entre deux impulsions consécutives du premier basculeur monostable dépasse une durée déterminée par un second temporisateur remis à zéro par celui-ci, le second temporisateur remet le compteur à zéro à travers un circuit de retard et déclenche un troisième basculeur monostable qui provoque l'inhibition de la remise à zéro du premier circuit temporisateur.

Dans un autre brevet fançais N0 2.216.974 demandé le 22 janvier 1974 au nom de BECKMAN INSTRUMENTS INC., correspondant au brevet des Etats-Unis d'J4mérique NO 3.971#365, délivré le 27 juillet 1976 à L.B.SMITH, on a décrit un sytème de mesure d'impédance bioélectrique qui comprend une paire d'électrodes d'excitation espacées, respectivement reliées aux bornes de Pen- roulement secondaire d'un transformateur d'excitation dont l'enroulement primaire est alimenté par un oscillateur et une paire d'électrodes de prélèvement placées entre les deux électrodes d'excitation et reliées aux bornes de l'enroulement primaire d'un transformateur de prélèvement dont l'enroulement secondaire alimente une entrée d'un démodulateur d'amplitude synchrone dont l'autre entrée est alimentée par l'oscillateur.Les deux transformateurs sont destinés à l'isolement galvanique du sujet portant les électrodes, de l'appareil alimenté par le réseau alternatif, notamment en ce qui concerne des signaux basse-fréquence en mode commun et en courant continu en mode différentiel.

Tous ces dispositifs de l'art antérieur utilisent, pour obtenir le signal utile de surveillance ou de mesure de la respiration ou autre (débit cardiaque, etc.), la démodulation d'amplitude par détecteur de crêtes ou démodulateur synchrone. Ceci présente un inconvénient du fait que l'impédance moyenne du sujet peut présenter de très fortes variations ou changement suivant l'endroit des électrodes, la durée de la mesure et d'autres paramètres incontro- lables, de sorte qu'à chaque mesure, il faut régler les seuils de basculement et les surveiller.

L'un des objets de l'invention consiste à remédier à cet inconvénient (sensibilité aux variations de l'impédance moyenne) en utilisant pour la détection de la variation de l'impédance, la modulation de la phase, et non plus de l'amplitude, de l'onde hautefréquence résultant de l'injection dans le thorax du courant hautefréquence d'amplitude constante à l'aide de la même paire d'électrodes que celle utilisée pour le prélèvement, de sorte que l'on obtient un système auto-adapté.

Un autre objet de l'invention consiste à effectuer ltidentifi- cation de chaque respiration en différentiant la courbe respiratoire obtenue après la démodulation de la phase de l'onde et ne prenant en compte les inversions de la courbe que lorsque les variations consécutives du signal dépassent une valeur de seuil prédéterminée afin d'éliminer du comptage celles dûes notamment à l'hémodynamique cardiaque.

Un autre objet de l'invention est un perfectionnement à la mesure du délai d'apnée qui est effectuée ici au moyen d'un compteur comptant des impulsions basse fréquence provenant d'une horloge et remis à zéro par chacune des impulsions d'identification de la respiration qui sont par ailleurs intégrées et utilisées pour indiquer la fréquence respiratoire moyenne du sujet.

Le dispositif conforme à l'invention est muni d'un circuit de signalisation d'un défaut des électrodes effectuant une mesure de la valeur moyenne (composante continue) de l'impédance entre celles-ci et fournissant un signal lorsque cette impédance dépasse une valeur de seuil prédéterminée.

Suivant l'invention, un dispositif de surveillance de la fonction respiratoire d'un malade par la mesure des variations de son impédance transthoracique à l'aide de deux électrodes mises en contact avec la peau à deux endroits distincts du thorax, comprenant un générateur de haute-fréquence alimentant à travers au moins une impédance constante de forte valeur au moins l'une des électrodes de façon à y injecter un courant d'amplitude constante, est notamment caractérisé en ce que le signal modulé, prélevé par les électrodes est appliqué au moyen d'un étage de mise en forme fournissant des signaux d'amplitude constante présentant une modulation de phase identique à celle du signal prélevé, à l'une des entrées d'un comparateur de phase dont l'autre entrée reçoit, comme onde de référence, Ponde fournie par le générateur, également mise en forme, et dont la sortie fournit un signal corresporr dant à la modulation de phase dûe aux variations respectives des composantes réactive et résistive de l'impédance transthoracique.

L'invention sera mieux comprise et d'autres de ses caractéristiques et avantages apparaîtront de la description qui suit et des dessins annexés, s'y rapportant, sur lesquels:
- la figure 1 est schéma en partie synoptique et en partie de principe de la partie entrée, dite amont, du mode de réalisation préféré d'un dispositif conforme à l'invention; et
- la figure 2 est un schéma du même type du mode de réalisation préféré de la partie avale du dispositif de l'invention, qui est alimentée par des signaux issus de la partie amont de la figure 1.

La figure 1 représente la partie amont 100 du dispositif d'acquisition et de traitement de signaux électriques permettant de surveiller la fonction respiratoire d'un malade à l'aide de deux électrodes de prélèvement 1, 2 mises en contact avec la peau du thorax de celui-ci de manière classique, de préférence de part et d'autre d'un plan médian défini par sa colonne vertébrale. Cette partie amont comprend, notamment, le dispositif d'acquisition des signaux, la protection électrique des circuits d'entrée de ce dispositif contre des signaux parasites de forte amplitude (dGs notamment au bistouri électrique et à la défibrillation), la signalisation des défauts d'électrode et l'inhibition de la transmission du signal lorsqu'ils se produisent, et la réduction temporaire de la constante de temps du circuit de couplage alternatif, lorsque des signaux de trop forte amplitude viennent de perturber la surveillance en chargeant le condensateur de couplage pouvant entraîner la saturation de l'un au moins des étages d'amplification en aval de celuici.

L'injection du courant alternatif d'amplitude constante et le prélèvement de l'onde haute-fréquence modulée sont effectués de façon semblable à celles décrites dans le brevet américain N0 3.347.223 et dans les brevets français Nos. 1.563.125 et 1.575.190 précités, en mesurant les variations de l'impédance transthoracique du sujet en y injectant par l'intermédiaire des électrodes 1, 2 un courant alternatif constant et en détectant les composantes de modulation de la tension aux électrodes 19 2 précitées, suivant l'enseignement de l'article précité de GEDDE3 et ai
Le courant alternatif est élaboré à l'aide d'un générateur 10 fournissant une onde haute-fréquence (20-150 KHz) aussi sinus & - claie que possible. Lorsque l'appareil de surveillance (moniteur) comprenant le dispositif comporte une horloge il autonome à une fréquence supérieure, celle alimente un diviseur de fréquence 12 fournissant des signaux carrés de fréquence choisie aux environs de 30 KHz, le diviseur 12 formant alors avec l'horloge 119 un oscil- lateur 13.L'oscillateur 13 alimente un filtre 14, de préférence du type actif, comprenant un amplificateur opérationnel intégré 16, accordé sur la fréquence du signal et permettant d'éliminer les harmoniques. L'amplificateur opérationnel 16 permet également de former un générateur de courant constant et d'alimenter, par l'intermédiaire d'une première résistance 17 (de l'ordre de 10 Idilb ohms) reliée à sa sortie, les électrodes 1, 2, afin d'injecter dans le thorax du patient un courant constant.

La sortie de l'amplificateur opérationnel 16 est également réunie par l'intermédiaire d'une seconde résistance 18 à l'entrée non-inverseuse d'un autre amplificateur opérationnel ou comparateur de tension intégré, rapide 19 de mise en forme fournissant, en réponse à une onde sinusoîdale, des signaux carrés dont les transitions correspondent aux passages par zéro de celle-ci et dont l'utilité sera expliquée plus loin. L'entrée inverseuse de cet autre amplificateur 19 est reliée à la borne de masse 4.

La borne libre de la première résistance 17 est reliée à l'une des bornes de l'enroulement primaire 21 d'un transformateur dtiso- lement 20, dont l'autre borne est reliée à la borne de masse 4 de l'appareil. L'enroulement secondaire 22 est, par l'une de ses bornes, directement relié à l'une des électrodes 2, et; par l'autre borne, relié à l'une des armatures d'un premier condensateur 23 de protection contre des dommages dûs à la défibrillation ; l'autre armature de ce condensateur est reliée à l'autre électrode 1. Un écran électrostatique 25 en métal, éliminant le couplage capacitif direct entre les enroulements 21, 22, est relié à une troisième électrode 3, dite de référence, qui est placée sur un troisième point du corps du patient.

La capacité du premier condensateur 23 peut être avantageusement choisie de manière à déphaser la tension prélevée à l'aide des électrodes 1, 2 aux bornes du dipôle physiologique passif constitué par le thorax, par rapport au courant fourni par le générateur 10.

Contrairement au dispositif de mesure d'impédance bioélectrique décrit dans le brevet français N0 2.216.974 susmentionné, où deux paires d'électrodes sont respectivement réunies à deux enroulements de deux transformateurs d'isolement du sujet par rapport au réseau alternatif d'alimentation, on utilise ici la même paire d'électrodes 1, 2 et le même transformateur d'isolement 20 pour injecter le courant et pour prélever la tension alternative modulée par la variation de l'impédance qui peut être dûe aux activités respiratoire et hémodynamique ou musculaire cardiaque du patient.

Cette même paire d'électrodes 1, 2 pouvant être utilisée pour prélever des signaux électrocardiographiques, c'est-à-dire dûs à l'activité électrique cardiaque, le condensateur 23 concourt également à la séparation des deux circuits d'acquisition de mesure en faisant partie d'un filtre passe-haut ou passe-bande pour la fréquence de 80 KHz.

L'impédance bioélectrique du sujet, prise entre les élec trodes 1, 2 assujetties à son thorax, peut être représentée par un dipale comprenant une résistance et une capacité en parallèle qui sont toutes les deux variables, notamment avec la respiration et l'hémodynamique, de sorte que la tension alternative aux bornes de l'enroulement primaire 21 est modulée en amplitude et en phase.

Dans la technique antérieure, représentée notamment par les brevets français et américains précités, on utilisait généralement la modulation d'amplitude de la tension alternative pour obtenir un signal alternatif basse-fréquence qui a une composante correspondant à l'activité respiratoire. On peut utiliser des détecteurs d'amplitude classiques (diodes et filtre) pour extraire l'enveloppe de modulation de l'onde haute-fréquence ou un démodulateur synchrone (voir brevet français 2.216.974) dont une entrée reçoit l'onde modulée, dont l'autre entrée reçoit l'onde de référence du générateur et qui rend le signal de sortie insensible aux variations de phase du signal dûtes celles de la composante réactive de l'impédance.

L'enroulement primaire 21 du transformateur 20 alimente les deux entrées d'un troisième amplificateur opérationnel ou comparateur de tension intégré 26, également de mise en forme, identique au second 19, à l'aide d'un troisième résistance 27 de même valeur que la seconde 18, réunissant la jonction 28 de la première résistance 17 avec l'enroulement primaire 21 à l'entrée non-inverseuse de celui-ci. L'entrée inverseuse du troisième amplificateur ou comparateur 26, ainsi que celle du second 19 et l'autre borne de l'enroulement primaire 21, sont reliées à la masse 4. Ce troisième amplificateur 26 fournit également des signaux carrés d'amplitude constante.

Les sorties des amplificateurs opérationnels ou comparateurs rapides 19, 26 de mise en forme (limitation d'amplitude ou détection des passages par zéro, par exemple) alimentent respectivement deux entrées d'un comparateur de phase 30 qui comporte ici un circuit OU-EXCLUSIF 31 fournissant sur sa sortie des signaux rectangulaires positifs d'amplitude constante dont les durées ou largeurs sont proportionnelles aux déphasages entre l'onde de référence de phase constante et l'onde modulée, fournie par les électrodes 1, 2. Le signal rectangulaire fourni par le circuit
OU-EXCLUSIF 31 présente une fréquence constante qui est double de celle du générateur 10 et dont le rapport cyclique varie en fonction du déphasage.Un filtre passe-bas ou intégrateur passif 32 permet alors d'élaborer une tension continue (valeur moyenne) dont le niveau varie avec le rapport cyclique et donc avec le déphasage qui est fonction de la l'impédance thoracique.

La sortie 33 du comparateur de phase est reliée à l'entrée non-inverseuse d'un quatrième amplificateur opérationnel intégré 34 dont la sortie 39 est réunie au moyen d'une quatrième résistance 35 (d'une dizaine de kiloohms) à son entrée inverseuse qui est également polarisée par une tension stabilisée à l'aide d'un montage série d'une cinquième résistance 36 reliée à la borne d'alimentation positive 5 et d'une diode Zener 37 reliée à la masse, la jonction de la résistance 36 et de la diode Zener 37 étant réunie à l'entrée inverseuse au moyen d'une sixième résistance 38, de façon à décaler la composante continue de son signal de sortie vers le niveau zéro pour compenser la composante continue du signal intégré par le filtre passe-bas 32.

La sortie 39 du quatrième amplificateur 34 qui constitue un étage séparateur, non-inverseur à impédance d'entrée élevée et à gain peu élevé (de l'ordre de 2 à 3), est également reliée à l'une des bornes d'un condensateur de couplage alternatif 40 (de l'ordre du microfarad, par exemple) qui permet dé bloquer la transmission de la composante continue du signal et qui fait partie d'un filtre passe-haut (différentiateur) passif ou circuit de couplage alternatif 41 comprenant également une sixième résistance 42 de valeur élevée (de quelques mégohms) définissant, avec la capacité du condensateur 40, la fréquence de coupure basse (ou la constante de temps de plusieurs secondes) de celui-ci. Cette sixième résistance 42 réunit l'autre borne du condensateur 40 à la masse 4.La jonction 43 du condensateur 40 et de la résistance 42 est reliée, d'une part, à l'entrée non inverseuse d'un cinquième amplificateur
opérationnel intégré 45 et, d'autre part, à l'une des bornes d'une septième résistance 46 dont la valeur est au moins un centième de celle de la sixième 42 (de plusieures dizaines de kiloohms) et dont l'autre borne est reliée à rune des bornes d'un premier interrupteur analogique 47. L'autre borne du premier interrupteur 47 est reliée à la masse 4 de sorte que, lorsqu'il est fermé, la septième résistance 46 est connectée en parallèle avec la sixième 42 de façon à réduire temporairement la constante de temps du circuit de couplage 41.Cette réduction temporaire de la constante de temps (ou remise à zéro) est connue, par exemple, du brevet français N0 1#533.4I9 demandé le 8 juin 1967 par '~THOMSONr DICALtI9 où l'on utilise un transistor à effet de champ branché en parallèle avec la résistance du circuit couplage, qui est normalement bloqué et dont la grille est commandée de façon à le rendre conducteur
lorsque l'amplitude du signal, en valeur absolue, dépasse un seuil prédéterminé. L'entrée de commande 48 de l'interrupteur 47 est alimentée par un circuit de commande 70 qui sera décrit plus loin.

Le cinquième amplificateur 45 a sa sortie 50 réunie à son entrée inverseuse au moyen d'un montage de contre-réaction comprenant un second condensateur 51 et une huitième resistance 52 (de plusieurs centaines de kiloohms) en parallèle, cette entrée inverseuse étant, par ailleurs, réunie à la masse 4 par l'intermédiaire dune neuvième résistance 53 (d'une dizaine de kilo ohms). Le rapport entre les valeurs de la huitième 52 et de la neuvième résistance 53 détermine le gain de l'étage 49 comprenant le cinquième amplificateur 45, non-inverseur, qui est choisi de l'ordre de 50 ou plus.

La sortie 50 est reliée à l'entrée de signal dun second interrupteur analogique 54 dont la sortie de signal est réunie, par l'intermédiaire d'une dixième résistance 55, à l'entrée inverseuse d'un sixième amplificateur opérationnel intégré 56 dont la sortie 57 est également réunie à cette entrée inverseuse au moyen dune onzième résistance de contre-réaction réglable 58 qui permet de régler le gain du dispositif.

L'entrée de commande 59 du second interrupteur analo gique 54, qui comme le premier 48 est choisi, de préférence, du type DG 200 de la société américaine SLICONIX, INC. comprenant deux interrupteurs analogiques indépendants sur un circuit intégré monolithique du type C MOS, est alimentée par un circuit de détection 90 d'un défaut des- électrodes de prélèvement 1, 2 qui sera décrit plus loin et qui fournit un signal positif lorsque le dépassement d'un seuil indique que l'une de ces électrodes devient totalement ou partiellement détachée du thorax.

La sortie 57 de l'étage de commande de gain 60 comprenant le sixième amplificateur 56, est également réunie à l'entrée noninverseuse d'un septième amplificateur opérationnel intégré 61 au moyen d'une douzième résistance 62 qui forme avec une treizième résistance 63 réunissant cette entrée non-inverseuse à la masse 4, un diviseur de tension résistif. La sortie 64 du septième amplificateur 61 est reliée, d'une part, à son entrée inverseuse afin qu'il constitue un étage "suiveur de tension" à gain unitaire positif et à impédance d'entrée élevée et, d'autre part, à une première sortie de signal 7, destinée à alimenter, notamment, un dispositif de visualisation ou d'enregistrement (non représenté).

La sortie 57 de l'étage à gain variable 60 est reliée, par ailleurs, à l'entrée 71 du circuit commande 70 de la réduction temporaire de la constante de temps du circuit de couplage alternatif 41, qui comprend en cascade un détecteur à double alternance 72, un circuit intégrateur ou filtre passe-bas 73 et un comparateur de tension 74 qui alimente, à travers une diode d'ébasage 75 ne laissant passer que des niveaux positifs, la sortie 76 de ce circuit 70. Cette sortie 76 alimente l'entrée de commande du premier interrupteur analogique 47 qui permet de connecter la septième résistance 46 en parallèle avec la sixième résistance 42 du circuit de couplage 41, lorsque la tension redressée par le redresseur 72 et intégrée par l'intégrateur 73 dépasse un seuil défini par la tension de référence du comparateur 74.

Le redresseur à double alternance 72 comporte deux diodes 721, 722 respectivement reliées par leurs cathode et anode à l'entrée 71 du circuit 70. L'anode de la première diode 721 est réunie, au moyen d'une résistance d'entrée 723 à l'entrée inverseuse d'un amplificateur opérationnel 720 dont la sortie 724 est également réunie, par une résistance de contre-réaction 725 à cette entrée. La cathode de la seconde diode 722 est reliée à l'entrée non-inverseuse de l'amplificateur 720, qui est réunie à la masse 4, par l'intermédiaire d'une résistance d'équilibrage 726. Les trois résistances 723, 724 et 725 ont la même valeur (10 kilohms), par exemple.

A la sortie 724 du premier amplificateur 720 fournissant des signaux redressés de polarité positive, est réunie, au moyen d'un montage parallèle composé d'une première résistance 731 et d'un montage série d'une diode 732 et d'une seconde résistance 733, à l'armature positive d'un condensateur d'intégration .730 dont l'armature négative est reliée à la masse 4 La diode 732 est connectée de sorte que la constante de temps à la décharge du circuit intégrateur 73 soit notablement inférieure à celle à la charge, afin que la tension intégrée puisse suivre d'assez prêt la diminution du signal perturbateur entraînée par la réduction de la constante de temps du circuit de couplage 41.

La sortie du circuit intégrateur 73, constituée par l'armature positive du condensateur 730, est reliée à l'entrée inverseuse d'un second amplificateur opérationnel 740 équipant le comparateur de tension 74 Une tension de référence positive est appliquée à l'entrée non-inverseuse du second amplificateur 7402 au moyen d'un diviseur de tension résistif composé de deux résistances 741, 742 en série, connectées entre la borne d'alimentation positive 5 et la masse 4.La sortie 743 du second amplificateur 740 est reliée à l'anode de la diode d'ébasage 75 et à celle d'une autre diode 744 dont la cathode est réunie au moyen d'une résistance 745 à l'entrée non inverseuse de l'amplificateur 740 de façon à obtenir deux tensions de référence différentes (hystérésis) suivant l'état de la sortie 743. Celle-ci est normalement positive, car l'interrupteur 47 est ouvert pour un état logique haut (niveau positif) sur son entrée de commande 48, et la tension de référence présente alors sa première valeur (de + 8 V, par exemple), plus élevée du fait que la résistance 745 est plus faible que celle 741 qui réunit l'entrée noninverseuse à la borne d'alimentation positive 5.Lorsque la tension à la sortie 743 passe à une valeur négative du fait que le signal intégré a atteint ou dépassé la première valeur de seuil, la diode 744 se bloque et la seconde valeur (de + 2,5 V, par exemple) de la tension de référence, moins élevée que la première, est déterminée uniquement par le diviseur 741, 742. La sortie 743 ne redeviendra positive que lorsque le signal intégré devient inférieur à la seconde valeur de seuil.

La cathode de la diode d'ébasage 75 reliée, par Pintermé- diaire de la sortie 76, à l'entrée de commande 48 du premier interrupteur 47 est également réunie à la masse par une résistance 77 afin que la tension à cette sortie 76 tombe à zéro quand la sortie 743 est négative.

Le circuit 90 de signalisation et de protection contre un défaut d'électrodes 1, 2 comporte une entrée 91 reliée à la borne chaude de l'enroulement 21 du transformateur d'isolement 20.

Cette entrée 91 alimente un étage d'amplification 92 qui alimente en cascade un redresseur de crêtes 93, un filtre passe-bas passif 94, un comparateur de tension 95 et un étage inverseur 96.

L'amplificateur 92 non-inverseur amplifie le signal hautefréquence avant de l'appliquer au détecteur d'amplitude 93 dont le signal de sortie est une tension continue proportionnelle à la valeur crête du signal d'entrée dont sont éliminées les variations d'amplitude au moyen du filtre passe-bas 94. Le détachement même partiel ou la modification de la résistance de contact avec la peau de l'une des électrodes 1, 2 entraîne un accroissement de l'impédance apparente entre les bornes de l'enroulement 21, ce qui entraîne une augmentation correspondante de l'amplitude du signal haute-fréquence.Lorsque cette amplitude dépasse le niveau cor respondant à la tension de référence. appliquée à l'amplificateur opérationnel 950 équipant le comparateur 95, la sortie 951 de celui-ci bascule d'une tension normalement positive à une tension négative (ou nulle) qui est appliquée à l'entrée de commande 59 du second interrupteur analogique 542 par l'intermédiaire d'un inverseur logique 96 et provoque son ouverture Le second inter rup teur 54 étant inséré en série dans la voie du signal démodulé en phase entre l'amplificateur à gain fixe 49 et celui à gain varia~ ble 6a, un défaut d'électrode provoque la coupure de cette voie par le second interrupteur et, à travers une sortie 9, l'activation d'un dispositif d'alarme (non représenté).

Sur la figure 1 on trouve également un dispositif de protection du circuit contre les surtensions dûtes, notamment, au bistouri électrique et au défibrillateur qui comporte deux diodes 80, 81 dont l'une 80 est reliée par son anode et l'autre 81 est reliée par sa cathode à la borne chaude de l'enroulement 21 du transformateur d'isolement.Ces diodes 80, 81 sont polarisées à l'envers respectivement par les tensions d'alimentation positive et négative, en reliant la cathode de la première diode 80 à la borne d'alimentation positive 5 et l'anode de la seconde diode 81 à. la borne d'alimentation négative 6
La figure 2 est un schéma partiellement synoptique et par tellement de principe de la partie aval 200 du dispositif d'acquisition et de traitement de signaux électriques permettant de surveiller l'activité respiratoire d'un malade, qui comprend la partie de traitement pour déterminer la fréquence respiratoire moyenne et le délai d'apnée (avec des alarmes respectives, non représentées).

La sortie 8 de signal de la partie amont 1009 reliée à celle 57 de l'amplificateur à gain variable 60 (de la figure 1), alimente l'entrée de signal 101 de la partie aval 200. Cette entrée 101 alimente celle 111 d'un circuit discriminateur ou d'identification de la respiration 110 qui permet de fournir un signal rectangulaire lorsque, à la suite d'une inversion de la tension alternative corres pondant à la modulation de phase de l'onde haute-fréquence, sa variation dépasse un seuil dans l'un ou dans l'autre sens, afin d'éliminer la modulation dûe à d'autre phénomènes que la respiration. Ce circuit 110 comprend en cascade un étage différentiateur à seuil 120 de configuration particulière et un comparateur de tension à hystérisis 130.

L'étage différentiateur 120 comporte un montage série composé d'une première résistance d'entrée 121 (de quelques dizaines de kiloohms) et d'un premier condensateur 122 (de quelques microfarads) dont l'armature libre est réunie d'une part, à l'aide d'une seconde résistance 123 (supérieure à un mégohm) à la borne de masse 102 et, d'autre part, par l'intermédiaire d'un montage de deux diodes 124, 125 en anti-parallèle (tête-bêche), à l'entrée inverseuse d'un premier amplificateur opérationnel intégré 126 dont l'entrée non-inverseuse est reliée à la masse 102. Cette entrée inverseuse est également réunie à la sortie 127 du premier amplificateur 126 au moyen d'une troisième résistance de contre-réaction 128, par exemple, de même valeur que la première 121.

La sortie 127 du premier amplificateur 126 est également reliée à l'entrée inverseuse d'un second amplificateur opérationnel intégré 131 équipant le comparateur 130, dont la sortie 132 est réunie à son entrée non-inverseuse par une quatrième résistance 133 de réaction (de quelques centaines d'ohms, par exemple).

Cette entrée non-inverseuse est également réunie à la masse 102 au moyen d'une cinquième résistance 134 (dont la valeur est, par exemple, un multiple de celle de la quatrième).

La différentiation est effectuée à l'aide du circuit passif composé du premier condensateur 122 et de la troisième résistance 123 avec une première constante de temps R123.C122, lorsque les variations de l'amplitude du signal sont comprises entre plus ou moins 0,6 volts (seuils de conduction des diodes 124, 125),et par le circuit actif composé de la première résistance 121, du premier condensateur 122 et du premier amplificateur 126 avec sa résistance de contre-réaction 128 avec une seconde constante de temps R121.C122 inférieure à la première, lorsque le signal diffa renflé dépasse ces seuils de conduction De cette façon on détecte les inversions de l'onde basse-fréquence ctest-à-dire celles de la modulation de phase de l'onde haute-fréquence, qui correspondent respectivement à des transitions successives entre inspirations et expirations successives en éliminant, gracie aux seuils d'activation des diodes 124, 125, les variations d'amplitude lentes dont la dérivée première (dvldt) est inférieure à ces seuils, en valeur absolue, ainsi que des transistoires dûs à des mouvements du patient surveillé. On obtient ainsi une discrimination non pas simplement en fonction de l'amplitude des variations mais aussi en fonction de la vitesse de celles, ce qui correspond à l'amplitude de la dérivée première. Les variations lentes seront alors éliminées et la sortie fournira un signal sensiblement indépendant de l'amplitude respiratoire qui peut varier dans une gamme très large.

Le signal de sortie (V127) attaque l'entrée du comparateur à hystérisés 130 dont la sortie 132 bascule entre une tension positive et une tension négative (plus et moins 15 volts) de façon à fournir à son entrée non-inverseuse deux seuils de comparaison distincts suivant qu'il est dans son état haut ou bas. Pour basculer de son état bas dans son état haut après une expiration, par exemple, il faut que le signal de sortie du dérivateur 120 devienne plus négatif que la tension négative de sortie multipliée par le rapport de division du diviseur composé des quatrième 133 et cinquième 134 résistances. A l'inverse, lors d'une expiration, le seuil de bascu lement devient positif afin que ce basculement ne se produise que pour chaque expiration détectée.

Chaque transition d'un état bas vers un état haut est utilisée à déclencher un premier basculeur monostable 140 dont l'entrée de déclenchement par une transition positive T est réunie à la sortie 132 du comparateur 130 au moyen d'une sixième résistance 141 (dune centaine de kiloohms). Cette sortie 132 est également reliée à une entrée 151 d'une porte logique "ET" 150, réalisée par exemple au moyen d'éléments passifs, dont l'autre entrée 152 est reliée à la sortie complémentaire q du premier basculeur 140. Cette porte ET 150 comprend, par exemple, deux diodes 154, 155 et une résistance 156 reliée par une borne à la borne d'alimentation positive 104.La sortie 153 de la porte "ET" 150 est réunie, par l'intermédiaire d'une septième résistance 161, à l'entrée de déclenchement par une transition positive T d'un second basculeur monostable 160, de façon à retarder le déclenchement du second basculeur 160 par rapport à la transition correspondant à une expiration de la durée de l'état quasi-stable du premier basculeur 140 (de 350 millisecondes, par exemple) afin d'interdire la prise en compte de signaux de durée trop faible pour pouvoir représenter une respiration. La sortie complémentaire Q du second basculeur monostable 160 est rebouclée à son entrée d'inhibition B afin de le rendre non-redéclenchable.

La sortie Q du second basculeur monostable 160 fournit, en réponse à des respirations identifiées par le circuit 100, des signaux rectangulaires positifs de durées et d'amplitudes constantes à un circuit intégrateur actif 170 classique dont la constante de temps est supérieure à dix secondes. Il fournit sur sa sortie une tension continue proportionnelle à la fréquence respiratoire moyenne de sorte qu'il forme avec le second basculeur 160 un convertisseur fréquence-tension.

La sortie de l'intégrateur 170 alimente l'entrée d'un étage séparateur à gain réglage 180 comprenant un amplificateur opérationnel intégré 181 connecté en "suiveur de tension" (non-inverseur à gain unitaire) à travers un potentiomètre d'étalonnage 182 qui est reglé pour fourni 3 volts pour 150 respirations par minute. La sortie de l'amplificateur 181 est reliée à celle 103 de la partie aval 200 du dispositif.

Le circuit de détection du délai d'apnée 190 est destiné à actionner l'alarme lorsque l'apnée (arrêt respiratioire) dépars se 20 secondes.

Il comporte une horloge 191, qui peut être la même que celle 11 de la partie amont 100 de la figure 1, dont la sortie alimente l'entrée d'horloge C d'un premier compteur-diviseur de fréquence 192 qui fournit sur l'une de ses sorties QN des signaux carrés à la fréquence de 0,5 Hz. Cette sortie QN alimente l'entrée d'horloge C d'un second compteur-diviseur 193 comptant les impulsions provenant du premier compteur 192. Les signaux rectangulaires provenant du second basculeur monostable 160 sont utilisés pour commander la remise à zéro du second compteur 193.A cette fin, la sortie complémentaire Q est reliée à l'entrée 194 du circuit 190 et alimente, par l'intermédiaire d'une résistance 195 et d'un inverseur logique 196 en cascade, l'entrée de remise à zéro R du second compteur 193.

Le second compteur 193 est constitué, par exemple, par un circuit intégré MC 14520 de la société américaine MOTOROLA qui comporte quatre sorties parallèles (Q0, Q1, Q2, Q3) fournissant un nombre BCD de quatre bits.Afin d'obtenir des périodes de 20 secondes pour l'alarme d'apnée à partir d'une fréquence de û,5 Hertz, les sorties Q1 et Q3 du second compteur 193 qui fournissent simultanément des états haut pour un compte de dix (10 en BCD est 1010), alimentent deux entrées d'une porte 'NON-
ET" (NAND) 197 dont la sortie passe d'un état haut à un état bas pour chaque dixième impulsion sur l'entrée d'horloge C du second compteur 193, ce qui équivaut à 20 secondes depuis la dernière impulsion de remise à zéro.

La sortie de la porte "NON-ET" 197 est reliée, d'une part, à la sortie 105 de commande de l'alarme d'apnée et, d'autre part, à l'entrée E du second compteur 193 de façon à inhiber le comptage des impulsions suivant l'application d'un niveau logique bas à cette entrée E, afin de maintenir de signal d'alarme jusqu'à un réar- mement manuel.

Il est clair que l'on peut choisir des délais d'apnée de durée différente en utilisant soit une fréquence différente de 0,5 Hz pour le signal appliqué à l'entrée d'horloge du second compteur 193S soit en choisissant un facteur de division différent pour celui-ci en alimentant les entrées de la porte "NON-ET" 197 par d'autres de ses sorties (Q0 - Q3).

Claims (13)

REVENDICATIONS

1. Dispositif de surveillance de la fonction respiratoire d'un malade par la mesure des variations de son impédance transthoracique à l'aide de deux électrodes (1, 2) mises en contact avec la peau à deux endroits distincts du thorax, comprenant un générateur de haute-fréquence (10) alimentant à travers au moins une impédance constante (17) de forte valeur au moins l'une des électrodes (1, 2) de façon à y injecter un courant d'amplitude constante, caractérisé en ce que le signal modulé, prélevé par les électrodes (1, 2) est appliqué au moyen d'un étage de mise en forme (26) fournissant des signaux d'amplitude constante présentant une modulation de phase identique à celle du signal prélevé, à l'une des entrées d'un comparateur de phase -(30) dont l'autre entrée reçoit, comme onde de référence, Ponde fournie par le générateur (10) également mise en forme et dont la sortie (33) fournit un signal correspondant à la modulation de phase dûe aux variations respectives des composantes réactive et résistive de l'impédance transthoracique.

2. Dispositif de surveillance suivant la revendication 1, caractérisé en ce que le comparateur de phase (30) comporte en cascade un circuit "OU-EXCLUSIF" (31) et un filtre passe-bas (32).

3. Dispositif de surveillance suivant l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que les étages de mise en forme (19, 26) sont constitués par des comparateurs de tension intégrés (19, 26) rapides dont l'une des entrées est référencée à la masse (4) afin de constituer des détecteurs de passages par zéro.

4. Dispositif de surveillance suivant l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le générateur (10) alimente, à travers l'impédance (17), un premier enroulement (21) d'un transformateur d'isolement (20) dont un second enroulement (22) a ses bornes couplées aux électrodes (1, 2), les bornes du premier enroulement (21) alimentant les entrées d'un étage de mise en forme (26).

5. Dispositif de surveillance suivant la revendication 4, caractérisé en ce que l'une des bornes du second enroulement (22) est couplée à l'une (1) des électrodes (1, 2) au moyen d'un condensateur (23) représentant une impédance élevée pour la bande de fréquences du signal électrocardiographi que.

6. Dispositif de surveillance suivant l'une des revendications 4 et 5, caractérisé en ce que l'une des bornes du premier enroulement (21) est reliée à l'anode d'une première diode (80) et à la cathode d'une seconde diode (81), la cathode de la première (80) et l'anode de la seconde (al) étant respectivement reliées aux bornes d'alimentation positive (5) et négative (6) du dispositif, afin de le protéger contre des surtensions pouvant provenir, notamment, d'un bistouri électrique ou d'un défibrillateur.

7. Dispositif de surveillance suivant l'une des revendications 4 à 6, caractérisé en ce que le premier enroulement (21) alimente également l'entrée d'un circuit de détection des défauts d'électrodes (90) comprenant en cascade un détecteur d'amplitude 93, un filtre passe-bas (94) et un comparateur de tension (95) permettant de déclencher l'alarme et de couper la voie du signal en aval du comparateur de phase (30) lorsque l'amplitude du signal détecté dépasse la tension de référence appliquée au comparateur (95)

8. Dispositif de surveillance suivant l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que la voie d'amplification du signal issu du comparateur de phase (30) comporte un circuit de couplage alternatif (41) comprenant un condensateur (40) et une résistance (42) et, en parallèle avec la résistance (42), un montage comprenant une autre résistance (46) de valeur inférieure à la précédente, et un interrupteur électronique (47) en série, et un amplificateur à gain variable (60), et en ce qu'il comporte, en outre, un circuit de commande (70) de l'interrupteur (47) alimenté par cet amplificateur à gain variable (60) et comprenant en cascade un redresseur à double alternance (72), un intégrateur (73) et un comparateur de tension à deux seuils de basculement (74) dont la sortie commande la fermeture de l'interrupteur (47) pour réduire temporairement la constante de temps du circuit de couplage (41), lorsque l'amplitude du signal redressé dépasse un premier seuil de valeur supérieure, et sa réouverture, lorsque cette amplitude redescend endessous dur second seuil de valeur inférieure.

9. Dispositif de surveillance suivant l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comporte, en outre, un circuit de discrimination ou d'identification de la respiration (110) permettant d'éviter la prise en compte des variations lentes de l'impédance transthoracique, indépendamment de leur amplitude, ainsi que des variations rapides dont l'amplitude est inférieure à un seuil, comprenant en cascade un différentiateur à seuil (120) et un comparateur de tension à hystérésis (130) dont la tension de référence bascule en fonction du niveau de sortie.

10. Dispositif de surveillance suivant la revendication 9, caractérisé en ce que le différentiateur à seuil (120) comporte une première résistance (121), un condensateur (122) de forte capacité et une seconde résistance (123) de forte valeur, connectés en série entre son entrée (111) et la masse (102), un amplificateur opérationnel intégré (126) dont l'entrée inverseuse est réunie, d'une part, par une troisième résistance (128) à sa sortie (127) et, d'autre part à la jonction entre le condensateur (122) et la seconde résistance (123) au moyen de diodes (124 > 125) montées en anti-parallèle (tête-bêche) et dont l'entrée non-inverseuse est reliée à la masse (102), le circuit comprenant le condensateur (122) et la seconde résistance (123) constituant un différentiateur passif à constante de temps élevée pour des variations lentes de tension dont la dérivée première présente un niveau inférieur au seuil de conduction des diodes (124, 125), et pour des dérivées premières dépassant ce seuil, la première résistance (121) série avec le condensateur (122) formant, avec l'amplificateur opérationnel (126) contre-réactionné, un différentiateur actif.

11. Dispositif suivant l'une des revendications 9 et 10, caractérisé en ce que la sortie (132) du comparateur à hystérésis (130) alimente l'entrée d'un convertisseur fréquence-tension comprenant un basculeur monostable (160) et un intégrateur (170) à constante de temps supérieure à un multiple prédéterminé de périodes respiratoires maximales.

12. Dispositif de surveillance suivant la revendication 11, caractérisé en ce que la sortie (132) du comparateur à hystérésis (130) alimente l'entrée de déclenchement (T) du basculeur monostable (160) à travers une porte logique "ET" (150) dont l'autre entrée est alimentée par la sortie complémentaire (# d'un autre basculeur monostable (140) dont l'entrée de déclenchement (T) est couplée à la sortie (132) de ce comparateur (130), afin d'empêcher la prise en compte de signaux parasites provoquant des bascu lements de brève durée de ce dernier.

13. Dispositif de surveillance suivant l'une des revendications Il et 12, caractérisé en ce que l'une des sorties (Q ou Q) du basculeur (160) du convertisseur fréquence-tension alimente lten- trée de remise à zéro (R) d'un compteur (193) dont l'entrée d'horloge (C) reçoit des signaux périodiques dune horloge (191, i92), dont les sorties (Q0 - Q3) alimentent au moins une porte logique "NON-ET" ou l'ET" (197) dont la sortie fournit un signal de niveau prédéterminé lorsque, après une remise à zéro, le compteur a compté un nombre prédéterminé d'impulsions d'horloge, cette sortie alimentant également une entrée de blocage (E) du comptage de ce compteur, afin de maintenir le signal d'alarme d'apnée signalant un arrêt respiratoire.