FR2906050A1

FR2906050A1 - Correction de signaux electrocardiographiques modifies par des filtres au sein de dispositifs de mesure

Info

Publication number: FR2906050A1
Application number: FR0608257A
Authority: FR
Inventors: Philippe Zitoun
Original assignee: NOTOCORD SYSTEMS SOC PAR ACTIO
Current assignee: NOTOCORD SYSTEMS SOC PAR ACTIO
Priority date: 2006-09-20
Filing date: 2006-09-20
Publication date: 2008-03-21
Anticipated expiration: 2026-09-20
Also published as: WO2008037876A2; FR2906050B1; WO2008037876A3

Abstract

La présente invention concerne la correction de déformations temporelles de signaux électrocardiographiques.L'invention a notamment pour objet un système, un procédé, un produit programme d'ordinateur et l'utilisation d'un filtre adapté pour la correction de signaux électriques physiologiques générés et déformés par un filtre analogique de traitement équipant un dispositif de mesure. Dans un exemple, ce deuxième filtre est à réponse impulsionnelle finie sur 4016 échantillons et présente la fonction de transfert suivante : où Hf(f) est la réponse en fréquence du modèle de caractérisation dudit premier filtre.

Description

1 CORRECTION DE SIGNAUX ELECTROCARDIOGRAPHIQUES MODIFIES PAR DES FILTRES

AU SEIN DE DISPOSITIFS DE MESURE La présente invention concerne le traitement de signaux électriques physiologiques et plus particulièrement la correction de déformations temporelles de signaux, par exemple électrocardiographiques, liées à la présence de filtres dans les dispositifs de capture et d'amplification de ces signaux. La présente invention s'applique notamment bien aux implants de télémesure rencontrés dans les tests pharmacologiques sur des animaux de laboratoire. L'analyse de la contraction cardiaque est effectuée à l'aide d'un signal connu depuis presque 100 ans : l'électrocardiogramme. Ce signal contient de nombreuses informations sur l'état physiologique du coeur. Pour simplifier, à chaque battement mécanique est associé un signal électrique constitué d'un ensemble de 5 ondes nommées P, Q, R, S et T. La durée entre le début de l'onde Q et la fin de l'onde T (QT) peut être modifiée par des médicaments (ex. certains antibiotiques ou antiallergiques). Un allongement de l'intervalle QT est considéré par les instances réglementaires internationales comme un marqueur critique d'une anomalie de la repolarisation cardiaque.

La fin de l'onde T est souvent déterminée par le retour d'un signal à un zéro électrique. Les instances réglementaires mondiales recommandent avant toute mise sur le marché d'une nouvelle drogue qu'une étude détaillée de cette durée QT soit réalisée. Si des modifications significatives sont constatées, les administrations ont même imposé le retrait du marché de certains produits car il a été démontré le lien entre ces modifications et un risque mortel sur les patients. Pour capturer ce signal électrocardiographique, on utilise des électrodes et des amplificateurs. Depuis les années 1985, il a été possible de réduire la taille des amplificateurs et de 2906050 2 leur adjoindre un système de radiocommunication afin de les rendre implantables. Pour numériser un signal electrocardiographique ECG d'une amplitude de 1 mV environ, de nombreux implants amplifient ce 5 signal 1000 fois. Or le signal ECG utile est associé à des signaux parasites de basse fréquence de grande amplitude (10 à 100 mV), le gain de 1000 risque de saturer les circuits d'amplification. II est commun de couper les fréquences basses de grande amplitude à l'aide d'un filtre analogique en amont laissant passer les signaux 10 utiles de fréquence supérieure à 0.5 Hz environ. Ce filtre passe-haut modifie malheureusement la fin de l'onde T et le signal jusqu'au prochain cycle cardiaque. L'onde T peut être alors déformée pour laisser croire à une forme biphasique. Depuis 15 des années, la détermination classique de la fin de l'onde T était basée sur la recherche du point de retour à zéro du signal. Cette technique est visiblement prise en défaut du fait de la déformation introduite par le filtre du dispositif. Un allongement de la durée QT peut être faussement observé Cet allongement est de plus 20 dépendant de la morphologie de l'onde T. Compte tenu de l'importance de la mesure de cette durée QT en pharmacologie de sécurité, ou en toxicologie, il est donc fondamental de corriger le signal avant de mesurer la durée de l'intervalle QT.

25 Pour réduire l'impact de ces filtrages inopportuns, il est possible d'en corriger les effets néfastes après que leur modélisation ait été réalisée. L'invention propose une solution, notamment sous forme 30 logicielle, corrigeant notamment l'absence de zéro électrique du fait de ces filtres. La correction consiste à utiliser un filtre appelé filtre d'égalisation, lequel est obtenu après caractérisation du dispositif de mesure, ici l'implant, et plus précisément le filtre analogique de traitement. Le filtre d'égalisation est entendu comme un filtre qui 2906050 3 vise à égaliser un signal déformé au plus près du signal tel qu'il aurait dû l'être. Notamment, le filtre d'égalisation est établi en fonction d'un modèle de caractérisation établi pour le dispositif de mesure ajoutant les déformations. Cette caractérisation prend 5 généralement la forme d'une fonction de transfert. Et cet effet, l'invention concerne dans son acception générale un système de mesure de signaux électriques physiologiques comprenant un dispositif de mesure muni d'un système de 10 communication, ledit dispositif étant équipé, en outre, d'un premier filtre analogique en amont dudit système de communication, ledit premier filtre étant agencé pour couper les signaux basse fréquence du signal de mesure avant transmission par ledit système de communication, ledit système comprenant, en outre, un deuxième 15 filtre fonction d'une caractérisation dudit premier filtre, ledit deuxième filtre étant appliqué au signal transmis. L'invention s'applique particulièrement aux implants de télémesure. Selon différents modes de réalisation : 20 - ledit premier filtre est un filtre passe-haut ou passe-bande dont la fréquence de coupure basse est 0,5 Hz ; - ledit dispositif est du type implant pour la mesure de contractions cardiaques et la génération d'un électrocardiogramme ; - ledit deuxième filtre présente une fonction de transfert d'un type 25 parmi : He()= eùj.angle[HJU)j • 11 e (Î )= u(f) u 1 eùj.angle[H j r)J 11 f (f ei1.1__u~.)H1 ùj(angle[Hf(f)T~nrN/Fs) H • v J f (f où Hf(f) est la réponse en fréquence du modèle de 30 caractérisation dudit premier filtre, N est le nombre de coefficients du deuxième filtre, Fs est la fréquence d'échantillonnage, et 2906050 4 0 si f<fo u(f) 1 si f z fo avec fo un fréquence définie. Eventuellement, ledit deuxième filtre est un filtre à réponse impulsionnelle finie comprenant entre 2000 et 32000 échantillons, par exemple environ 4000.

5 L'invention concerne également un procédé de correction de signaux électriques physiologiques générés par un dispositif de mesure équipé d'un premier filtre analogique pour couper les signaux basse fréquence, le procédé comprenant une étape de 10 constitution d'un deuxième filtre fonction d'une caractérisation dudit premier filtre et une étape d'utilisation dudit deuxième filtre sur lesdits signaux générés par ledit dispositif de mesure (implant). Eventuellement, le procédé est appliqué à des signaux de type électrocardiogrammes, et ledit deuxième filtre est apte à 15 modifier la fin de l'onde T des électrocardiogrammes. Egalement l'invention concerne : - une utilisation d'un deuxième filtre pour la correction de signaux électriques physiologiques générés par un dispositif de télémesure 20 équipé d'un premier filtre analogique de traitement ; utilisation dans laquelle ledit deuxième filtre a éventuellement une fonction de transfert du type He ( ) = e f anglekj (f ~J - un produit programme d'ordinateur comprenant des moyens de 25 code de programme enregistrés sur un support lisible par un ordinateur, comprenant des moyens de programmation lisibles par ordinateur pour corriger un signal électrique physiologique mesuré par un dispositif de mesure et filtré par un premier filtre analogique, ladite correction étant réalisée par application d'un deuxième filtre 30 présentant une fonction de transfert du type He (r)= e-1 angleLHj(f )J 2906050 5 - un support d'enregistrement lisible par ordinateur sur lequel est enregistré le produit programme d'ordinateur précédent. Des figures ci-après montrent les effets de cette correction 5 sur un exemple de signaux ECG de chien. Cette innovation va permettre de réduire l'erreur de détermination de fin d'onde T et éviter d'ajouter par erreur 10 à 50 ms à la durée normale du segment QT. Ces allongements de durée peuvent conduire à un retrait du médicament car un allongement de 5 à 10 ms est parfois 10 suffisant pour poser de graves problèmes dans le développement d'un médicament. Cette méthode logicielle permet d'analyser à nouveau les données de laboratoire sans avoir à les refaire physiquement et permet ainsi d'économiser de nombreux animaux.

15 L'invention concerne ainsi : la correction de la déformation d'un signal électrocardiographique amplifié au sein d'un dispositif présentant un ou des filtres analogiques 20 la correction de la déformation d'un signal électrocardiographique ayant pour conséquence de modifier de façon artificielle la fin de l'onde T une méthode visant à proposer une correction optimale de la déformation par l'usage d'un filtre d'égalisation mis en oeuvre 25 dans un logiciel l'application de cette méthode aux dispositifs de télémesure de signaux physiologiques dans la recherche pharmaceutique. L'invention sera également mieux comprise à l'aide des 30 dessins, dans lesquels : la figure 1 illustre le principe général de l'invention ; la figure 2 illustre la phase de modélisation de la figure 1 2906050 6 - la figure 3 illustre le principe du modèle du filtre du dispositif dans lequel X est le signal d'entrée, h est la réponse impulsionnelle et Y est le signal de sortie ; - la figure 4 représente un exemple de réponse 5 fréquentielle du dispositif de télémesure ; - la figure 5 illustre une décomposition du modèle du dispositif de mesure en trois parties ; - la figure 6 illustre la validation du modèle dans le domaine temporel, le signal simulé par le modèle étant décalé de 10 200 mV pour améliorer la lisibilité de la figure ; - la figure 7 illustre la phase de création du filtre d'égalisation de la figure 1 ; la figure 8 représente un graphique résultat de l'application du filtre d'égalisation avec un signal de référence en 15 créneaux ; la figure 9 représente un graphique résultat de l'application du filtre d'égalisation avec un signal électrocardiographique de synthèse ; et - la figure 10 illustre l'application du filtre d'égalisation sur 20 un signal ECG expérimental de chien, la partie supérieure des complexes QRS étant tronquée pour une meilleure lisibilité de l'effet sur les ondes T et P. Application à un implant de télémesure 25 La recherche pharmaceutique et académique utilise depuis de nombreuses années des implants conçus et fabriqués par la société DataSciences International (Saint-Paul Minnesota-USA). Le principe général de mise en oeuvre est illustré par la figure 30 1, qui présente trois étapes : Modélisation du filtre du dispositif, c'est-à-dire une étape de caractérisation de l'implant pour déterminer un modèle de fonction de transfert, 2906050 7 Création du filtre d'égalisation qui sera appliqué pour corriger les signaux, Usage du filtre sur les signaux acquis par l'implant pour procéder à la correction. Modélisation du filtre du dispositif La modélisation du filtre du dispositif est illustrée en référence à la figure 2 par les étapes suivantes : 10 Acquisition des signaux La réponse fréquentielle, en phase et en amplitude, du dispositif a été déterminée dans une bande de fréquences englobant la fréquence de coupure du filtre à corriger (Pour l'implant DataSciences, bandes de 0.01 à 10 Hz). Pour cela, on applique en 15 entrée du dispositif un signal synthétique qui est une sinusoïde vobulée entre les fréquences minimum et maximum de la bande étudiée. Ce signal synthétique est simultanément acquis avec le 20 système télémétrique et un système de référence. Détermination de la fonction de transfert La figure 3 donne une vue générale du modèle de filtre du dispositif et des notations utilisées, où X est le signal d'entrée, h la 25 réponse impulsionnelle et Y le signal de sortie. Pour un système linéaire invariant dans le temps excité par un processus aléatoire stationnaire, l'intercorrélation Rx), est le résultat de la convolution de la réponse impulsionnelle du système h(k) par l'autocorrélation RX : 30 RX,,(k)=h(k)*RX(k) Ou encore : FLRx,Y (k)]= FLh(k)}'LRx Oc)] 5 2906050 Soit : F[h(k )]- F x (k ) F xk) D'après le théorème de Wiener-Khintchine, il vient : H(f)- 1)x( f) el)x,yV) 5 Avec clex(f) la densité spectrale de puissance du signal X(k,), (Dx,Y(f) la densité spectrale de puissance croisée des signaux X(k,) etY(k,e). Les densités spectrales de puissance peuvent être estimées 10 par de très nombreuses méthodes. Nous avons choisi la méthode du périodogramme moyenné de Welch. La réponse fréquentielle ainsi obtenue est celle représentée sur la figure 4. Elle met clairement en évidence un effet passe-haut dû au dispositif.

15 Optimisation des paramètres du modèle Les filtres du dispositif sont typiquement modélisés par un filtre d'ordre 2. Cette valeur convient ainsi en première approximation pour la plupart des dispositifs. L'ordre peut être modifié si la performance du filtre correctif n'est pas suffisante.

20 Le retard temporel introduit par le système de mesure est quant à lui modélisé sous la forme d'un retardateur de durée constante. L'ensemble du dispositif est modélisé par 3 éléments, comme représenté sur la figure 5 illustrant : 25 un premier filtre passe haut d'ordre 1 de fréquence de coupure Fc, dont la fonction de transfert est F11(z) un second filtre passe haut d'ordre 1 de fréquence de coupure Fc- dont la fonction de transfert est Hz(z) un système linéaire introduisant un retard pur 8 dont la fonction 30 de transfert est Hb(z). Ce retard pur n'illustre que le retard entre 8 2906050 9 l'acquisition avec le système télémétrique et l'acquisition avec le système de référence. Ce retard n'intervient donc plus dans la suite à des fins de correction du signal de mesure acquis.

5 Pour chaque élément, on recherche la valeur optimale du paramètre par minimisation non linéaire sans contraintes (Nelder-Mead) de l'erreur quadratique moyenne entre la réponse fréquentielle du modèle et celle déterminée précédemment. Le jeu de paramètres à optimiser est constitué des deux fréquences de 10 coupure Fc, et Fc2 ainsi que du décalage S entre les signaux de référence et du dispositif. La fonction à minimiser est donc: g(Fc1, Fc2, S )= mf )- HCf yz 15 Où H(f) est la réponse en fréquence du modèle estimé tel que : H(z)=Hl(z)î2(z)Hs(z) Les résultats de l'optimisation sont : Fcl = 0,52 0,01Hz 20 Fc2 = 0,073 0,002Hz S = 26 3ms Les incertitudes sont estimées en réalisant l'optimisation dans différentes conditions : bande de fréquence, nombre d'échantillons dans l'estimation de la réponse en fréquence, 25 paramètres initiaux, système de référence. Il en résulte : H, (z)= B, (z) - 0.99836580 - 0.99836580z_1 Al (z) 1- 0.99673160z HZ(z)= Az (z) 0.99977256-0.99977256z' BZ ~z) 1ù 0.99954512z- 2906050 10 Validation du modèle La validité du modèle peut également être vérifiée dans le domaine temporel en s'assurant qu'il produit des signaux proches 5 de ceux acquis par le système télémétrique lorsqu'ils sont excités par le même signal. Un exemple de cette validation est présenté sur la Figure 6. Création d'un filtre d'égalisation Il n'est pas possible de créer un filtre d'égalisation par simple inversion de la fonction de transfert du modèle puisqu'un tel filtre serait instable. En effet, certains de ses pôles se trouveraient à l'extérieur du cercle unité. Le filtre d'égalisation doit être causal et stable. Pour cela, on recherche un filtre à réponse impulsionnelle finie composé de N coefficients.

20 La phase de création du filtre d'égalisation comprend plusieurs étapes décrites ci-après en référence à la figure 7 : Détermination de la réponse en fréquence du filtre égaliseur A partir des fréquences de coupure des filtres du modèle, il 25 est aisé d'en déterminer les réponses en fréquence Hl(f) et HZ(f). On appelle Hf(f)= H,(f)à2(f) la réponse en fréquence résultant de la combinaison de ces deux filtres. On recherche un filtre d'égalisation, de réponse en fréquence He(f), qui permette de corriger les effets de cette réponse Hf(f).

30 Les déformations morphologiques du signal sont essentiellement dues au déphasage non linéaire introduit par le 10 15 2906050 11 dispositif. Il est donc impératif de corriger cet effet. Pour cela, la réponse en phase du filtre égaliseur doit être l'opposé de celle du modèle, soit : He (f)= e-j.angl4Hf (.f )J 5 Bien que l'impact de l'atténuation introduite en basses fréquences par le dispositif soit moindre que celui du déphasage, il peut néanmoins être intéressant de corriger cette atténuation à partir d'une fréquence fo à déterminer en fonction de la précision et 10 du temps de calcul. Pour cela, l'amplitude de la réponse en fréquence du filtre égaliseur sera prise comme nulle en deçà d'une certaine fréquence et comme l'inverse de la réponse du modèle au-delà de cette fréquence. He(Î)=u(f)1 e H -J.angle[xfU)~ Hf (fl 15 avec 0 si f<fo u(r ) 1 si fzf 0 La valeur fo est fixée en cherchant un compromis entre le nombre d'échantillons (c'est-à-dire la largeur du filtre) et la précision des calculs. Une valeur envisagée est de l'ordre de 0,1 Hz 20 à 0,2 Hz. Pour garantir la causalité du filtre d'égalisation, on ajoute à la réponse désirée une phase linéaire correspondant à un décalage de N/2 échantillons. e-j(angle [Hf(f )InfN/Fs) 25 où Fs est la fréquence d'échantillonnage du signal d'entrée. Calcul de la réponse impulsionnelle 2906050 12 La réponse impulsionnelle du filtre d'égalisation est alors obtenue en conservant la partie réelle de la transformée de Fourier inverse de la réponse en fréquence désirée, soit : he (k) 2LFù1LHe ()l , où k est l'indice temporelle d'un échantillon. Fenêtrage de la réponse impulsionnelle Comme le filtre égaliseur ne peut avoir une réponse impulsionnelle infinie, celle-ci est tronquée et fenêtrée pour être 10 exploitable en temps réel. Une valeur de fenêtrage retenue est d'environ 4096 échantillons (ou coefficients du filtre). Un compromis entre 2048 (211) et 32768 (215) permet de tirer bénéfice soit de la précision du résultat (grand nombre d'échantillons) soit de la rapidité de calcul (faible nombre d'échantillons).

15 Validation du filtre d'égalisation Les figures 8 et 9 présentent les résultats obtenus après application du filtre d'égalisation sur le signal acquis avec le dispositif de télémesure lorsque celui-ci est excité par des signaux 20 de référence synthétisés. Usage sur des signaux réels Le résultat du filtre d'égalisation sur un signal ECG de primate est présenté dans la figure 10. Sans correction, l'onde T 25 peut semblée allongée alors qu'après usage du filtre d'égalisation adapté à l'implant DataSciences, la détermination de la fin de l'onde T devient plus marquée. On remarquera que le filtre d'égalisation ne modifie pas les morphologies des ondes P et QRS.

30 L'invention peut être mise en oeuvre soit sous forme logicielle soit sous forme matérielle (un FPGA par exemple). 5

Claims

REVENDICATIONS

1. Système de correction de signaux électriques physiologiques comprenant un dispositif de mesure muni d'un système de communication, ledit dispositif étant équipé, en outre, d'un premier filtre analogique en amont dudit système de communication, ledit premier filtre étant agencé pour couper les signaux basse fréquence du signal de mesure avant transmission par ledit système de communication, caractérisé par le fait que ledit système comprend, en outre, un deuxième filtre fonction d'une caractérisation dudit premier filtre, ledit deuxième filtre étant appliqué au signal transmis.

2. Système selon la revendication précédente, caractérisé par le fait que ledit deuxième filtre présente une fonction de transfert du type : He(f)_ eùJ.angle[Hf(f)] où Hf(f) est la réponse en fréquence du modèle de 20 caractérisation dudit premier filtre.

3. Système selon la revendication précédente, caractérisé par le fait que ledit deuxième filtre est un filtre à réponse impulsionnelle finie présentant une fonction de transfert du type : He()=u(f) Vif eûl(angle[Hf(f).l-'~N/Fs) (1 0 si f<fo où u) 1 si f f o fo est un fréquence définie, N est le nombre de coefficients du deuxième filtre et Fs est la fréquence d'échantillonnage. 30

4. Système selon la revendication précédente, caractérisé par le fait que ledit deuxième filtre a une réponse impulsionnelle 25 2906050 14 he(k)= 29q[F- [He(f) finie sur sensiblement 4000 coefficients, où F 1 est la transformée de Fourier inverse et R la partie réelle.

5. Procédé de correction de signaux électriques 5 physiologiques générés par un dispositif de mesure équipé d'un premier filtre analogique pour couper les signaux basse fréquence, le procédé comprenant une étape de constitution d'un deuxième filtre fonction d'une caractérisation dudit premier filtre et une étape d'utilisation dudit deuxième filtre sur lesdits signaux générés par 10 ledit dispositif de mesure.

6. Procédé de correction selon la revendication précédente, appliqué à des signaux de type électrocardiogrammes, dans lequel ledit deuxième filtre est apte à modifier la fin de l'onde T des 15 électrocardiogrammes.

7. Procédé de correction selon l'une des revendications 5 et 6, dans lequel ledit deuxième filtre est caractérisé par une fonction de transfert du type He(f)= eùJ.angleLFff(Î)J où Hf(f) est la réponse en fréquence du modèle de caractérisation dudit premier filtre

8. Produit programme d'ordinateur comprenant des moyens de code de programme enregistrés sur un support lisible par un ordinateur, comprenant des moyens de programmation lisibles par ordinateur pour corriger un signal électrique physiologique mesuré par un dispositif de mesure et filtré par un premier filtre analogique, lorsque ledit programme est exécuté sur un ordinateur, lesdits moyens de programmation modifiant ledit signal électrique mesuré par application d'un deuxième filtre présentant une fonction de transfert du type 2906050 15 He (j) ù eùJ.angle HN)i où Hf(f) est la réponse en fréquence du modèle de caractérisation dudit premier filtre. 5