FR2949658A1 - Dispositif de capture de signal plethysmographique optique utilisant un imageur matriciel - Google Patents

Abstract

L'invention concerne un système (1) de détection de signaux de type PPG à partir d'un tissu biologique, comportant : a) une zone d'appui (2') pour une partie du tissu, b) une matrice (2) de nxm récepteurs optiques élémentaires, et des moyens pour former un signal de sortie de chaque capteur, en fonction d'un rayonnement qu'il reçoit d'un tissu en appui sur la zone d'appui et en fonction du temps, c) - des moyens pour former un signal PPG à partir des signaux de sortie des récepteurs de la matrice.

Description

1 DISPOSITIF DE CAPTURE DE SIGNAL PLETHYSMOGRAPHIQUE OPTIQUE UTILISANT UN IMAGEUR MATRICIEL

DESCRIPTION DOMAINE TECHNIQUE ET ART ANTERIEUR L'invention concerne un capteur de signal 5 médical, notamment de signal photopléthysmographique (en abrégé dans la suite: PPG ). Il peut être utilisé pour détecter des maladies cardio-vasculaires, par exemple par l'intermédiaire d'appreils photo (ou caméra) existant 10 en tant que terminaux de mesure. Ces appareils mobiles, nomades ou ordinateurs capturent le signal d'applications nomades reliées à des serveurs et sites web de santé. Couplée à des moteurs d'extraction des 15 paramètres de santé, l'invention permet de livrer une première analyse du fonctionnement du cycle cardiaque du patient (fréquence de pulsation, détection des arythmies, suivi des artères et de leur rigidité, détection en amont de maladies ou anomalies 20 cardiovasculaire) et éventuellement d'autres paramètres de santé (saturation en oxygène, taux d'alcool, concentration en glucose). Dans de nombreux pays développés, les maladies cardio-vasculaires concernent plus d'une 25 personne sur trois, tuent plus que le cancer, et restent la première cause de mortalité dans les pays développés avec 45 % des causes de décès enregistrés. La particularité de cette maladie est sa difficulté à 2 être détectée : il faut souvent attendre un premier accident cardiovasculaire pour démarrer les soins. Il existe dans les hôpitaux des moyens avancés pour les examens cardiovasculaires complets, dont les appareils à électrocardiogrammes-ECG (disponibles en hôpitaux et chez les cardiologues) qui exigent des examens lents et répétés, dans un environnement très spécialisé, pour aboutir à un diagnostic. Par ailleurs, le traitement de signaux ECG a connu un bond cette dernière décennie et a vu l'introduction de techniques avancées d'interprétation basées sur la logique floue ou de classification basée sur les réseaux de neurones. Mais l'accessibilité à ce type d'examen cardiaque est très réduite par rapport à la population concernée. Dans ce contexte majeur de santé publique, il se pose le problème de fournir un moyen de prévention des maladies cardiovasculaires, qui soit plus aisé à mettre en oeuvre.

Le besoin de capteurs à bas coût, simple d'utilisation et accessible est donc grandissant. Lorsqu'on envoie de la lumière dans un spectre adéquat (en général dans le rouge et l'infrarouge) avec une LED, le sang absorbe une quantité variable de lumière dépendant du volume de la veine ou de l'artère et de sa saturation en oxygène. Le battement du coeur crée une onde acoustique qui se propage le long des artères et les déforme tel une vague dans un tuyau. Arrivé aux parois, l'onde acoustique revient. Cette forme d'onde comprend un pic systolique et diastolique. Cette déformation des 3 artères engendre une variation du volume et donc de l'absorption de la lumière. En intégrant une photodiode, les variations de tension de celle-ci correspondent donc au cycle cardiaque. La mesure étant optique et mesurant une variation de volume, elle s'appelle photoplethysmographique (PPG). Le signal enregistré par la photodiode a 2 composantes, appelées la composante de pulsation (AC) et la composante lentement variable (DC). Le signal AC est synchrone avec le battement de coeur tandis que le signal DC reflète la variation totale d'absorption du sang due à différents paramètres physiologiques comme la respiration. Ce type de dispositif, classique, met en oeuvre un couple de source/détecteur discrets. Mais une mesure réalisée par ce type de dispositif souffre d'un défaut majeur : celui du bruit dû aux micromouvements entre le doigt et la sonde. Pour ces raisons, la sonde est accompagnée d'une pince permettant de fixer le doigt contre le couple source/détecteur, et, en principe, de réduire ainsi les artefacts de mouvement. L'usage d'une pince permet en principe de bénéficier des avantages suivants : - Une réduction du mouvement du doigt par rapport à l'émetteur, - Une réduction du mouvement du doigt par rapport à la source, mais qui reste présente, et modifie de manière instable la répartition de la lumière dans le tissu biologique. 4 - Un maintien d'une pression constante sur le doigt ou le tissu pendant la mesure. Mais ces avantages n'apparaissent pas de manière évidente à l'usage : le bruit est encore très présent, et reste globalement peu exploitable en cas de mouvement. En effet, il est constaté et rapporté, dans la littérature, que le bruit est encore très présent, et que le signal reste globalement peu exploitable en cas de mouvement. Un exemple de dispositif utilisé pour ce type de détection est celui du document US 2006/0287589. Il comporte une structure de sonde classique qu'on trouve dans les appareils permettant l'obtention du signal. La pince comporte un ou plusieurs couples source/détecteur. Dans ce type de dispositif, le signal est d'abord perturbé par les tremblements du doigt sous la pince, et nécessite une pluralité de filtres hardware pour un filtrage efficace et une élimination automatique des artefacts grossiers. En plus viennent s'ajouter des perturbations qui découlent d'éventuels mouvements brusques. Pour des raisons tant de coût que de précision, il se pose donc le problème de trouver un nouveau dispositif, en alternative aux systèmes à pinces existants. EXPOSÉ DE L'INVENTION Un capteur et un procédé selon l'invention 30 mettent en oeuvre un ensemble de détecteurs ou récepteurs juxtaposés et disposés de manière matricielle, sur lequel un tissu biologique ou un organe, par exemple un doigt d'un utilisateur, peut être positionné, ou bien sur lequel l'image de ce tissu 5 ou de cet organe peut être projetée. L'invention concerne ainsi un procédé de détection de signaux de type PPG à partir d'un tissu biologique, ces signaux étant formés à partir des signaux de sortie de récepteurs d'une matrice de nxm récepteurs optiques élémentaires, en fonction d'un rayonnement que reçoit chaque récepteur. Pendant la capture du signal, un ensemble des détecteurs parmi ceux qui perçoivent réellement le signal, ou une fraction significative de celui-ci, peut être sélectionnée. Cette sélection peut évoluer au cours du temps et donc pendant les déplacements du tissu ou de l'organe sur ou en face de la matrice ou en projection sur la matrice. Autrement dit, on sélectionne avec ce dispositif, presque en temps réel, l'ensemble des détecteurs qui perçoivent réellement le signal ou une fraction significative de celui-ci. L'effet d'un mouvement de l'organe sur le signal mesuré est donc neutralisé. Ainsi, au cours du temps, l'extraction d'un signal est réalisée avec un rapport signal à bruit optimal. Cette réduction de l'impact des mouvements sur le signal permet de produire un signal facile à exploiter en utilisant un traitement de signal simple.

Il est donc possible de ne pas utiliser de pince, telle que celle souvent associée à ce type de 6 sonde. Dans un dispositif ou un procédé selon l'invention, le signal est présent tant que l'organe est posé sur, ou disposé en face de, la matrice (quelle que soit la pression exercée) et reste de très bonne qualité, même en cas de mouvements. Le signal PPG peut être formé en calculant la moyenne des intensités des récepteurs et en évaluant l'évolution temporelle de cette moyenne. Le signal PPG peut être formé à partir d'un histogramme des intensités des signaux de sortie des récepteurs de la matrice, dont on identifie l'évolution temporelle. Cette évolution temporelle peut être définie par l'évolution temporelle de la position du maximum et/ou de la position du barycentre ou de l'isobarycentre de l'histogramme et/ou du pic d'une fonction d'ajustement de l'histogramme. Il est possible de filtrer l'évolution temporelle d'un histogramme afin d'en éliminer des contributions non PPG et/ou d'extraire l'enveloppe lentement variable du signal PPG. Il est en outre possible de calculer le taux de saturation d'oxygène si l'on dispose une deuxième source de spectre différent mais dans la gamme rouge- infrarouge. On peut également former un signal représentatif de la période comportant un lobe systolique et un lobe diastolique et/ou de la régularité du rythme cardiaque et/ou la fréquence cardiaque de repos et/ou des intervalles de temps 7 entre un pic d'un lobe systolique et un pic d'un lobe diastolique. Ces divers traitements peuvent être réalisés par un dispositif individuel associé à un utilisateur, et une partie d'entre eux peuvent être réalisés par un serveur distant. L'invention concerne aussi un système de détection de signaux de type PPG à partir d'un tissu biologique, comportant : a) une zone d'appui pour une partie du tissu, b) une matrice de nxm récepteurs optiques élémentaires, et des moyens pour former un signal de sortie de chaque capteur, en fonction d'un rayonnement qu'il reçoit d'un tissu en appui sur la zone d'appui et en fonction du temps, c) des moyens pour former un signal PPG à partir des signaux de sortie des récepteurs de la matrice.

Un tel système peut comporter en outre au moins une source de rayonnement. La zone d'appui peut être définie par: - l'ensemble des surfaces des récepteurs destinées à recevoir un éclairement, - ou la surface d'une couche transparente disposée sur l'ensemble des surfaces des récepteurs destinées à recevoir un éclairement, ou la surface d'un dispositif optique disposé sur une partie ou l'ensemble des surfaces des récepteurs destinées à recevoir un éclairement. 8 L'architecture d'un système selon l'invention est compacte, plus simple et moins coûteuse que les dispositifs connus. Au contraire un dispositif de type connu, tel que présenté dans l'introduction, possède des détecteurs discrets, c'est-à-dire qu'ils sont disposés de manière unitaire ou isolée les uns des autres. L'ajout d'un second élément de détecteur n'apporte alors aucune fonctionnalité, puisqu'il reproduit un signal similaire. Un tel système peut comporter des moyens pour former, en fonction du temps, un masque définissant, à la surface de la matrice, une zone de récepteurs recevant un rayonnement ayant traversé une partie d'un tissu en appui sur la zone d'appui. Les moyens pour former un signal PPG peuvent comporter des moyens pour calculer la moyenne des intensités des récepteurs. Les moyens pour former un signal PPG peuvent comporter des moyens pour former un histogramme des intensités des signaux de sortie des récepteurs de la matrice et des moyens pour identifier l'évolution temporelle d'un histogramme. L'évolution temporelle d'un histogramme peut alors être définie par l'évolution temporelle de la position du maximum et/ou de la position du barycentre ou de l'isobarycentre de l'histogramme et/ou du pic d'une fonction d'ajustement de l'histogramme. Un tel système peut comporter des moyens pour filtrer l'évolution temporelle d'un histogramme afin d'en éliminer des contributions non PPG. 9 Il peut en outre comporter des moyens pour calculer le taux de saturation d'oxygène. Il peut en outre comporter des moyens pour extraire l'enveloppe lentement variable du signal PPG. Selon un mode de réalisation particulier, un système selon l'invention comporte des moyens pour former un signal représentatif de la période comportant un lobe systolique et un lobe diastolique et/ou de la régularité du rythme cardiaque et/ou la fréquence cardiaque de repos et/ou des intervalles de temps entre un pic d'un lobe systolique et un pic d'un lobe diastolique. Un système selon l'invention peut comporter un téléphone sans fil qui comporte au moins les moyens a) et b). Le téléphone sans fil peut en outre comporter en outre au moins une partie des moyens c). En variante, un système selon l'invention peut comporter une caméra qui comporte au moins les moyens a) et b), et un ordinateur. Dans un tel système, c'est l'ordinateur qui peut comporter en outre au moins une partie des moyens c), et qui, donc, va effectuer les calculs et traitements pour obtenir un signal représentatif d'un signal PPG. Un système selon l'invention peut comporter en outre un serveur qui comporte au moins une partie des moyens c), et qui, donc, va effectuer les calculs et traitements pour obtenir un signal représentatif d'un signal PPG. 10 Un système selon l'invention peut comporter en outre au moins un filtre infra - rouge pour filtrer un rayonnement reçu du tissu en appui sur la zone d'appui. Un traitement par reconnaissance de forme peut avantageusement être appliqué. L'invention peut donc être implémentée en tant qu'application de santé dans un téléphone mobile ou un périphérique PC en exploitant les capteurs préexistants dans un téléphone portable ou une webcam d'un micro-ordinateur. Un signal peut ensuite être transféré, à partir d'un tel dispositif, vers un site web hébergé dans un serveur centralisé, par exemple du type offrant un accès à un service de santé à travers un portail web.

L'invention ne se substitue pas aux moyens de santé publique, mais se situe en amont et permet de présenter des patients de manière plus ciblée, plus précoce. L'invention permet de révéler des anomalies cardiaques ou coronaires, et/ou des arythmies, et/ou la formation de cailloux sanguins, provoquant peu ou pas de symptôme avant l'accident cardiovasculaire. Elle permet aussi le suivi de l'évolution d'un certains nombre de paramètres de santé : la régularité du battement, et/ou la fréquence cardiaque de repos, et/ou le taux de rebond du pic diastolique, et/ou le temps de transit entre les deux pics qui permet le calcul de la rigidité artérielle. La mise en oeuvre de l'invention entraîne une réduction des coûts pour les individus et la collectivité, liés : - à la réduction de la gestion de l'urgence et des transports vers des lieux où se trouvent actuellement des moyens de détection et d'analyse sophistiqués, - à la mise en oeuvre de soins palliatifs plutôt que curatifs. BRÈVE DESCRIPTION DES DESSINS - Les figures 1A-1C représentent trois modes de réalisation d'un capteur selon l'invention, - la figure 2A est un schéma expliquant la composition du signal de l'imageur, - les figures 2B et 2C représentent schématiquement la formation d'un masque, - les figures 3A et 3B sont respectivement 15 un exemple de mesure de la transmission spectrale d'un doigt et de filtres couleurs, - la figure 4 est un exemple de décomposition d'une image acquise avec un dispositif selon l'invention, - les figures 5A-5C représentent divers signaux obtenus avec un dispositif et un procédé selon l'invention, - la figure 6 le spectre d'une lumière ambiante à travers le doigt d'une main, - la figure 7 représente une portion d'un signal obtenu avec un dispositif et un procédé selon l'invention, et différentes grandeurs caractéristiques de ce signal, - les figures 8A-8B représentent un mode de 30 réalisation d'un dispositif selon l'invention, avec mise en oeuvre d'une webcam et d'un ordinateur, 10 20 25 12 - les figures 9A-9C représentent divers signaux obtenus avec un dispositif tel que celui des figures 8A et 8B, - la figure 10 représente un mode de réalisation d'un dispositif selon l'invention, avec mise en oeuvre d'un téléphone mobile, - les figures 11A-11B représentent des images obtenues avec un dispositif selon l'invention ; - la figure 12 représente un mode de réalisation d'un dispositif selon l'invention, avec mise en oeuvre d'un serveur, - les figures 13A-13B représentent un autre mode de réalisation d'un dispositif selon l'invention, - les figures 14A-14D et 15A-15C représentent divers signaux obtenus par un procédé selon l'invention, - la figure 16 représente le déroulement d'un procédé selon l'invention. EXPOSÉ DÉTAILLÉ DE MODES DE RÉALISATION PARTICULIERS On rappelle ici que le signal photoplethysmographique (PPG) est du à l'onde acoustique envoyée par le coeur pour pomper le sang à travers l'arbre artériel et vasculaire. Cette onde se traduit par une augmentation de volume AV des artères, des artérioles, veines et autres conduits sanguins.

Différents moyens existent pour détecter cette onde de pression. L'invention met en oeuvre une méthode optique, pouvant utiliser la lumière ambiante ou une autre source, et utilise un positionnement, par exemple un contact direct, entre un tissu biologique ou un organe d'un être vivant et un imageur matriciel. 13 On décrit maintenant une sonde ou un capteur d'acquisition de signaux physiologiques selon l'invention, comportant une sonde optique et un traitement approprié des données. Dans la suite on utilise indifféremment les deux expressions sonde et capteur . Comme représenté en figure 1A-1C, une sonde 1 selon l'invention comporte non plus un ou deux éléments récepteurs, mais une matrice 2 de nxm (par exemple : n=640, m=480, plus généralement, n est par exemple compris entre 300 et 1000, et m est par exemple compris entre 300 et 1000) récepteurs positionnés comme dans un imageur ou un capteur de type CCD ou CMOS par exemple. Dans la plupart des cas, un récepteur individuel tel qu'un récepteur du commerce, délivre un signal sur trois canaux, rouge R, vert V et bleu B, et est équipé de trois filtres, un pour chacune de ces gammes spectrales. Un exemple de profil spectral pour chacun de ces filtres est donné ci-dessous en liaison avec la figure 3B. Ces récepteurs forment un champ de détection d'une surface comprise par exemple entre quelques mm2 et quelques cm2, par exemple entre 1 mm2 et 1 ou 2 cm2 ou encore 30 mm2 ou 50 mm2 ou entre 1 cm2 et 5 cm2 ou 10 cm2 . Dans la suite on utilise indifféremment les deux expressions récepteur et pixel pour désigner un détecteur individuel du champ de la matrice. Différentes sources de rayonnement 4, 6 peuvent être utilisées, par exemple une source 4 de type LED émettant dans le spectre rouge et/ou une LED 6 14 émettant dans le spectre infrarouge. L'une de ces sources peut être la lumière ambiante. On peut aussi n'utiliser que de la lumière ambiante, sans source supplémentaire. La composition spectrale de la lumière ambiante peut varier le long d'une journée, mais peut cependant fournir une source utilisable. On peut donc ainsi réaliser une utilisation passive du système. En général les mesures exploitables correspondent à des sources contenant une gamme spectrale dans le rouge-infrarouge proche (comprise par exemple entre 600 nm et 1100 nm). Par exemple, une source à LED à 950 nm permet l'obtention du signal, ainsi qu'une source blanche telle que le soleil ou une source incandescente passant à travers le filtre naturel du doigt (figure 3A). Le signal PPG reflète une dynamique de l'onde qu'envoie le coeur dans les artérioles/veines et artères, puis celleûci est réfléchie sur les parois et impactée par les propriétés de distension et de réflexion des artères et de leur parois interne. La lumière source sonde à divers instants ces évolutions en termes d'intensité absorbée ou transmise, et les différentes propriétés sont visibles et analysables sur le signal PPG. Le champ de la matrice peut être directement en contact avec le tissu biologique dont on veut extraire le signal, c'est le cas de la figure 1A : sur cette figure, un doigt 10 est directement en contact avec le champ du capteur. 15 Dans le mode de réalisation de la figure 1B, la surface du capteur est séparée du tissu biologique par une couche plane 12 qui laisse passer totalement ou partiellement la lumière utilisée (par exemple une lame protectrice, ou un filtre, par exemple un filtre couleur standard, favorisant le proche infrarouge ou une autre bande spectrale). Le doigt 10 vient alors en contact avec la surface de cette couche et les capteurs ou détecteurs voient en projection une image de la zone de contact du doigt sur la couche 12. Dans le mode de réalisation de la figure 1C, la surface du capteur est séparée du tissu biologique par au moins un élément ou composant optique 14, par exemple une lentille. Le tissu 10 vient alors en contact avec la surface de cet élément ou composant optique. Il peut y avoir en outre une couche telle que la couche 12. Là encore, les capteurs ou détecteurs voient une image de la zone de contact du doigt, éventuellement transformée par un élément optique.

Sur toutes ces figures, la référence 10 désigne un tissu biologique, ici un doigt, dont on veut extraire un signal PPG. Ce tissu est en appui sur la surface de la matrice, ou de la couche 12 ou des moyens 14, cette surface formant donc une zone d'appui 2'.

Chaque pixel fournit un signal en fonction du temps, s(i,j,t). La portion de lumière absorbée par l'hémoglobine peut donc être enregistrée en fonction du temps à l'aide des différents pixels de l'imageur. Dans toutes les configurations décrites ci dessus, et dans celles qui seront décrites ci-dessous, les signaux fournis par chacun des pixels sont 16 numérisés, puis peuvent être mémorisés dans des moyens de mémorisation, pour être ensuite traités par des moyens de traitement de signal spécialement programmés à cet effet, en mettant en oeuvre un ou plusieurs des traitements décrits ci dessous. Afin de bien expliquer les avantages de ces structures de capteurs selon l'invention, on considère ici la configuration simple constituée d'une source unique (au sens où seule une gamme étroite de longueurs d'onde autour d'une longueur d'onde donnée Xc est présente), dont la lumière traverse le tissu biologique (extrémité du doigt par exemple) qui est posé sur une matrice 1 d'un dispositif selon l'invention de nxm pixels (c'est la configuration de la figure 1A). La lumière est partiellement absorbée par les veines 14 (voir figure 2A) dont le changement de volume au cours du temps (dû au battement cardiaque) s'accompagne d'un changement d'intensité (ou d'éclairement) de la lumière reçue par pixel, et sur l'ensemble de l'imageur.

Plus précisément, la figure 2A est un schéma en coupe transverse d'un détail d'un doigt 10 sur un capteur 1 selon l'invention, expliquant la composition du signal obtenu. Un contraste spatial dû au relief 12 de l'empreinte digitale est à l'origine d'une enveloppe stationnaire dans laquelle évolue un signal temporel dû à l'absorption de la lumière par l'hémoglobine du sang principalement et autres composantes du tissu 14. Lorsqu'un tissu biologique est mis en contact avec un capteur selon l'invention, tous les récepteurs élémentaires de la matrice 2 ne sont pas 17 forcément concernés au même titre : certains vont être totalement recouverts par une portion du tissu en question, tandis que d'autres ne le seront pas du tout ; ou bien tous seront recouverts par le tissu, mais seule une partie des récepteurs délivre un signal. Il est donc intéressant qu'un système associé à un capteur selon l'invention permette d'abord l'identification, en temps réel, de la zone d'intérêt dans le champ de la matrice de récepteurs.

La zone d'intérêt 20 peut d'abord être définie comme étant la surface du capteur avec laquelle le tissu est maintenu en contact ferme avec les récepteurs de cette surface. Dans le cas d'une configuration telle que la figure 1B ou 1C, il s'agit de l'ensemble 15 des récepteurs qui sont situés en face de, ou sous, la zone de la couche 12 ou du ou des composants optiques 14, avec laquelle ou lesquels le tissu est en contact. Autrement dit, sur ces récepteurs est projetée une image du tissu. Cette zone est généralement entourée d'une zone ombrée 17, due à la forme tridimensionnelle du doigt, ou plus généralement du tissu qui est en appui sur la zone d'appui 2'. La zone d'intérêt 20 du capteur consiste en ces deux zones 14, 17. Du fait des mouvements du doigt, elle évolue en taille et se déplace au cours du temps. Elle peut donc servir pour définir un masque afin d'extraire la ou les données utiles. La zone en dehors de ce masque, représente une lumière parasite ayant une probabilité quasi nulle d'avoir été absorbée par le sang contenu dans le tissu. 18 Les figures 2B et 2C représentent cet aspect : il s'agit d'une vue de dessus du champ 2 des pixels d'un dispositif selon l'invention. Différentes zones (zone 15 en hachures serrées, zone 17 en hachures moins serrées et zone 19 blanche) y sont visibles. La zone 15 est celle qui est strictement l'image de la zone de l'image du doigt avec le dispositif. La zone 17 correspond à la zone ombrée indiquée ci-dessus. Ces deux zones forment un masque 20. Au-delà, on trouve la zone 19 qui n'a pu capter que de la lumière parasite. Un moyen pour identifier les récepteurs (ou pixels) situés à l'intérieur du masque, est d'identifier les récepteurs dont le signal varie en fonction du temps. En effet, le signal PPG que l'on souhaite détecter est, par définition, un signal qui présente des variations temporelles. Les pixels dont la sortie est reste sensiblement constante en fonction du temps sont donc éliminés de la zone de masquage 20. Dans le cas où le champ de l'ensemble des récepteurs est, par rapport au tissu examiné, beaucoup plus petit que représenté sur ces deux figures 2B et 2C, c'est-à-dire dans le cas où le tissu recouvre intégralement en l'ensemble des récepteurs, on pourra utiliser d'autres techniques. En particulier, il est possible de définir le masque 20 à utiliser comme un masque binaire déterminé à partir d'une valeur seuil égale à une fraction, par exemple la moitié ou le tiers, de la valeur du pixel recevant le maximum de lumière transmise. Tous les pixels qui délivrent une intensité supérieure à celle de la valeur seuil sont compris dans la zone de masque. D'autres types de 19 masques plus évolués peuvent être utilisés, possédant par exemple une transition douce entre les pixels fortement pondérés et les pixels sans importance ; par exemple la valeur des intensités elles mêmes peut servir de masque, ou tout simplement un ensemble combinant un masque uniforme avec une absence de masque. Mais un tel masque peut évoluer au cours du temps, avec la position du tissu ou de l'image de celui-ci. L'invention permet éventuellement de fournir un indice de pression, qui peut être calculé en fonction du rapport entre la zone d'intérêt 20 et la zone totale (zone d'intérêt à laquelle s'ajoute la zone 19). Cet indice de pression est un outil qui permet de calibrer la participation respective entre le signal veineux et artériel, au signal mesuré. Les récepteurs individuels vont fournir un signal PPG (relatif au changement de volume des veines/artères et donc aux variations de lumière reçue) de type vidéo : s(i, j, t), où s est le signal du pixel (i, j) de la matrice nxm à l'instant t. Ce signal permet de retrouver le signal PPG de meilleur rapport signal à bruit, et est plus riche que dans le cas d'une pince classique (où l'on ne connaît pas le mouvement du doigt), car il contient des données supplémentaires : intervalles de temps de fort mouvement, puis indice de pression de la zone d'intérêt. Le signal étant distribué sur une surface importante (de quelques mm2 à quelques cm2) il présente des particularités qui font qu'on pourra en extraire un 20 signal PPG de meilleure qualité (qu'avec une sonde classique à récepteurs discrets). On observe d'abord une réduction des artefacts de mouvements. Sur un élément récepteur unique, les mouvements du doigt dans le plan (translation) et hors du plan (élévation) provoquent de brusques fluctuations de signal qu'il faut éliminer par des algorithmes ou corriger en élaborant des modèles adéquats. Avec un dispositif selon l'invention, le même mouvement provoque toujours des artefacts sur un groupe de pixels particuliers (io, jo) (groupe 0 ) mais le déplacement du doigt favorise un autre groupe de pixels (ilr j1) (groupe 1 ). Autrement dit, la zone 20 de la figure 2B va évoluer au cours du temps. Il est possible alors de diminuer de manière drastique l'amplitude des artefacts soit en sélectionnant (avec le masque) le signal sur la zone d'intérêt, soit en effectuant une moyenne spatiale (sur les pixels i,j) qui a pour effet de compenser le bruit du groupe 0 par celui du groupe 1 (ce qui peut être une alternative au masque déjà défini). Les artefacts de mouvement ne sont, en effet, pas des bruits blancs uniformes mais un bruit lié au mouvement du doigt ; or, pour chaque pixel qui passe d'un état de contact à un état de non contact avec le tissu ou son image (du fait du déplacement de celui-ci), il existe un autre pixel qui, inversement, passe d'un état de non contact avec ce tissu ou son image. En outre les erreurs locales ont un moindre 30 effet. Par exemple si une lumière parasite atteint un récepteur unique, le rapport signal à bruit s'en trouve 21 dégradé. Cette même dégradation est divisée par nxm (ce qui est un ordre de grandeur de l'amélioration du rapport signal à bruit). Il est donc possible d'extraire directement un signal d'un imageur matriciel avec un bruit externe plus faible. Ainsi la fonction masque M favorise par sa valeur élevée (le masque attribue à chaque pixel une valeur, plus cette valeur est importante plus le pixel compte dans le calcul. Une valeur de 0 indique que le pixel en question est éliminé du calcul, une valeur de 100% indique que le pixel est pertinent et contient beaucoup de signal. Une valeur intermédiaire comme 50% indique qu'on prend en compte le pixel, mais représenté deux fois moins que le pixel max) M(io, jo, t) sur le pixel {io,jo} à l'instant t le signal s provenant du groupe de pixel recevant le plus de lumière et présentant un meilleur rapport signal à bruit. Cette optimisation est assurée à tout instant t car le masque s'adapte en temps réel à la position du tissu, et suit les mouvements verticaux. Lorsque la pression diminue, le contact tissu/imageur devient léger et la zone de sélection se réduit, supprimant ainsi le bruit inutile provenant des pixels ne recevant aucun signal. On a examiné ci-dessus l'avantage qu'apporte le nouveau dispositif qui associe la pose d'un tissu biologique sur un capteur matriciel nu, ou protégé par une couche transparente ou à fonction optique : l'utilisation de la fonction de masquage permet de réaliser une sélectivité des récepteurs en cours de mesure. Cette sélection peut être réalisée à chaque instant et permet de laisser libre cours aux mouvements naturels du tissu (souvent un doigt) sur le capteur, sans contraintes, et ainsi compenser les micro-accélérations induites. On aboutit à un dispositif simple d'utilisation et permettant d'obtenir un signal d'excellente qualité.

Cette technique avantageuse permet de recueillir un signal transmis depuis la source ambiante vers le capteur. La résultante est, pour chaque pixel, un signal temporel fo(i,j,t), qui dépend du contenu spectral normalisé de la lumière ambiante s(X), de la puissance de cette source en termes d'éclairement spectrique (Watts/m2/nm) noté Fo, de la transmission spectrale du tissu biologique T(X) tenant compte de l'ensemble des composante de la peau (par exemple stratum corneum, épiderme, derme, et composantes absorbantes du derme telles que l'eau et l'hémoglobine) et enfin des caractéristiques du pixel {i,j} qui perçoit cette lumière. Celles-ci tiennent compte - de sa surface sp, - de sa réponse en tant que récepteur de <Z> photons R(X) = F(X) (rapport entre le courant électrique photo-généré et le flux lumineux à la longueur d'onde X, s'exprimant ainsi en A.W-1), - du temps d'intégration du pixel noté i - de la capacité équivalente de l'empilement du pixel CV - et enfin du gain total de la chaîne G. Ainsi, on peut écrire dans le cas de la présence de lumière polychromatique (lumière naturelle par exemple) le niveau de signal en unité binaire LSB (low signifiant bit) comme: Gr z _ / R(X)T(À)E ,.i Cv )Spe Cette valeur du pixel enregistrée lorsque le doigt/tissu posé sur l'imageur est comparée à celle enregistrée à l'air libre (sans que le tissu ne soit positionné), notée fo(i, j), qui s'écrit :

fo(i, j) R(a)E(a)Spda Le doigt ou un tissu biologique a une transmission spectrale T(À) qui dépend de ses constituants et de son épaisseur. Cependant le gabarit (forme de la courbe de transmission) varie très peu 15 d'une personne à l'autre. Il devient alors possible d'initier une calibration en utilisant une mesure absolue de référence, effectuée à l'aide d'un spectrophotomètre calibré. On obtient ainsi, dans le cas de capteurs/imageurs matriciels couleurs, trois 20 valeurs de références (fo,1,R ; fo,i,v ;fo,1,B) avant l'application du tissu biologique, chacune correspondant à l'impact successif de l'une des sources 4, 6 à travers chaque filtre Rouge, Vert ou Bleu, dont les réponses sont notées respectivement : RR,Rv, et RB. 25 Ainsi on a les valeurs suivantes : fol(i)j) = fA RR(À)E(À)Spc fo,i.,v(i, j) = ä ff Rv(/\)E(À)Spe fo,1,i (i, f RB (À)E (X)Spdäk (3) (1) 10 Ces valeurs sont des références pour des mesures suivantes, dans le cas d'un imageur couleur : fi,n(i, j) = .% RR(a)E(a)S d f~i,v(i,j) f), Rv(,)r(À)Spe , 1,&(?,a) C'v JX RP\)LP)Spda (4) L'indice 1 représente la source active (ici la source 4) qui a servi à l'acquisition de la mesure ou de la référence. Pour une autre source 6, on peut utiliser l'indice 2. L'exemple des filtres couleurs ne restreint pas l'utilisation de ces mesures successives à des pixels de sensibilité différentes. Par exemple, il existe des techniques de fabrication de capteur par impression d'encre semi-conductrices, permettant de remplacer l'effet filtre par des pixels adjacents n'ayant pas la même sensibilité ou réponse spectrale. II suffit alors de remplacer dans les formules écrites plus haut la réponse du pixel standard combiné au filtre Rouge par la réponse propre-s- du matériau semi- conducteur constitutif du pixel Rsemiconducteur (X) .

La figure 3A est un exemple de mesure de la transmission spectrale d'un doigt sous la lumière ambiante. On voit que la lumière dans le rouge et l'infra rouge (au-delà de 600 nm ou de 650 nm) est transmise a une intensité élevée. La figure 3B est un exemple de filtres couleurs dont les capteurs matriciels peuvent être équipés: il y a 3 bandes principales, une dans le rouge R, une dans le vert (V) et une dans le bleu (B). 25 La figure 4 représente une décomposition en canaux Rouge/Vert/Bleu d'une image obtenue par un dispositif selon l'invention. L'histogramme H relatif à chacun des canaux V et R est extrait (ici sur une base de 256 éléments). L'histogramme des canaux rouges est désigné par R, et celui des canaux verts par V.

On décrit maintenant l'obtention du signal PPG.

Le signal brut est enregistré pendant la durée d'acquisition, par exemple de quelques dizaines de secondes à une acquisition en continu. Il s'exprime sous forme générale comme les données d'une courbe ou d'un ensemble de courbes dans le temps, relative(s) à chaque pixel, fs,R (i,j,t), où s représente l'indice de source utilisée, R la réponse spécifique du pixel (i,j) recevant la lumière, (i, j) identifie le pixel en question et t le temps. Ainsi un enregistrement brut se présente typiquement sous la forme d'une vidéo pouvant avoir plusieurs canaux de réponse, dans le Rouge, le Vert et le Bleu, et plusieurs canaux sources, par exemple S1 (première source, par exemple une LED rouge), S2(deuxième source, par exemple une LED dans le proche infrarouge) et S3 (troisième source, par exemple la lumière ambiante). La taille de la vidéo est celle de la matrice mxn (taille de l'image) multipliée par le nombre d'images enregistrées N égal à la durée d'acquisition z multipliée par la fréquence d'échantillonnage Fe.

Il peut y avoir ensuite compression de l'information. En effet, le signal vidéo brut est à la 26 fois lourd en terme de mémoire nécessaire à son stockage, et surtout inutile car le dispositif ne fonctionne pas en mode imagerie. En effet, le plan du capteur et le plan du tissu biologique ne constituent pas des plans conjugués au sens d'un système optique. On ne voit donc pas vraiment une image sur le capteur mais simplement des zones d'intensité qui correspondent à des rayons lumineux ayant parcouru le doigt, éventuellement le système optique (par exemple une lentille, cas de la configuration de la figure 1C) ou la couche protectrice (cas de la configuration de la figure 1B). On obtient donc des zones d'intensité telles que celles représentées dans la partie droite de la figure 4 ou sur les figures 11A et 11B.

Avantageusement, un algorithme sélectionne au cours du temps les zones de fortes intensités, considérées comme porteuses de signal (c'est le masquage). Pour chaque image instantanée de taille mxn un algorithme de réduction ne retient que la distribution des intensités, sans tenir compte de leur distribution spatiale. Cette fonction est appelée histogramme, et elle peut être appliquée à chaque mode (défini par couple canal/source) à l'instant t. Cette méthode permet de ne retenir que l'information de type statistique, non liée à la position du pixel, mais plutôt au comportement global de la population des rayons lumineux ayant sondé le tissu. Ainsi pour chaque mesure relative à un 30 couple canal-source identifié on calcule l'histogramme sur la population des pixels sur une base de 32 27 éléments, (ou 64, 256,.... selon le compromis qualité-espace de stockage que l'on veut réaliser). On obtient ainsi un ensemble d'éléments (qui constitue un vecteur) à l'instant t, sur la base k que l'on note ht,k(J).

Cette méthode revient à dénombrer les pixels dont la valeur de l'intensité à l'instant t est entre les valeurs V1 et V1+1. Les valeurs V1 pour i allant de 1 à k constituent un intervalle régulier s'étendant de la valeur minimale que peut prendre un pixel (0) à la valeur maximale (256 s'il s'agit d'un pixel 8 bits). Les valeurs de chaque couple canal-source, qui évoluent dans le temps sont donc rassemblées dans hl,k (j) . Ce vecteur donne à l'instant t et sur une base de résolution k la distribution des pixels selon leurs intensités. Ainsi à chaque intervalle d'intensité [j,j+l] , la valeur de h indique le nombre de pixels dont l'intensité est comprise dans cet intervalle. On peut utiliser un histogramme H qui représente l'intensité globale du signal de chaque pixel. Mais on peut aussi, lorsque la source contient des longueurs d'onde pour lesquelles le sang n'a pas le même coefficient d'absorption, n'utiliser que les signaux de l'ensemble des canaux d'une même couleur, par exemple les signaux rouges. En figure 4 est représentée, pour une source donnée, à un instant donné, la fonction H les canaux rouge R et vert V. Les images correspondantes à partir desquelles ces histogrammes sont formés sont représentées en haut à droite de la figure (en fait on voit les 3 images pour les 3 28 ensembles de canaux R, V, B). Ces histogrammes peuvent être normalisés par rapport aux valeurs de références dont la méthode de calcul a été explicitée précédemment.

Au cours de l'acquisition, chacun de ces histogrammes va évoluer. Cette évolution temporelle, ou dynamique, représente le signal PPG brut et on peut la caractériser par différents paramètres de l'histogramme: - la position du maximum ; la position du barycentre ou de l'isobarycentre de la courbe. Pour cela on calcule le barycentre de l'histogramme : chaque intervalle est pondéré par le nombre de pixels qu'il contient. Une valeur barycentrique (ou moyenne pondérée) est alors extraite que l'on note pk(t). Cette valeur s'affine lorsque la résolution de l'histogramme k augmente. En variante, et notamment lorsque la forme de l'histogramme présente un pic prononcé, on ajuste la courbe avec une fonction Gaussienne ou une fonction Lorentzienne, et on suit l'évolution temporelle du maximum de cette fonction. Cette courbe est de type aexp (- (x- pk) 2/x02) où représente la largeur du pic, Pk son centre et a son amplitude. On obtient ainsi une valeur représentative de la dynamique de l'histogramme dans le temps pk(t). Ces diverses utilisations possibles de l'histogramme, ou des histogrammes, sont particulièrement bien adaptées lorsque la forme de l'histogramme est irrégulière ou asymétrique 29 Lorsque l'histogramme est régulier et symétrique, il peut être suffisant de considérer la moyenne de l'intensité de l'ensemble des pixels : là encore, cette moyenne va évoluer dans le temps, et est alors représentative du signal PPG. Afin de caractériser la régularité ou, au contraire, l'irrégularité de l'histogramme, on considère la valeur moyenne et la déviation standard de l'histogramme, ainsi que éventuellement les moments d'ordre 2, 3 et autres. En général, on peut se limiter à la prise en compte de la moyenne dans les suivants : 1. La matrice 2 de récepteurs a une taille sensiblement plus petite que celle du tissu examiné.

Dans ce cas, l'image est quasiment uniforme sur l'ensemble des récepteurs. L'histogramme un écart type des intensités qui permet de le qualifier de régulier ; 2. la configuration est celle de la figure 2C, et le tissu est situé au, ou proche du, foyer objet défini par les moyens optiques 14. Dans ce cas, on a un éclairement quasi uniforme sur l'ensemble des détecteurs. En général les mesures exploitables correspondent à des sources contenant une gamme spectrale dans le rouge-infrarouge proche (comprise par exemple entre 600 nm et 1100 nm). Par exemple, une source à LED à 950 nm permet l'obtention du signal, ainsi qu'une source blanche telle que le soleil ou une source incandescente passant à travers le filtre naturel du doigt (figure 3A). 30 Il est donc préférable d'utiliser un signal dans cette gamme de longueur d'onde (IR proche). Mais il se peut, dans certains cas, que ce signal soit saturé. Dans ce cas, on cherche alors à exploiter le signal qui provient d'un autre canal, le canal vert. Un exemple d'un procédé selon l'invention, qui rassemble des étapes indiquées ci-dessus, va être donné en liaison avec la figure 16. On procède d'abord (étape Si) à la détermination de la saturation du canal ou des canaux sélectionnés. Si le canal rouge est saturé, on réalise une sélection du canal vert (étape S2). A partir du moment où le canal adéquat est déterminé, on peut déterminer le masque de la manière qui a été décrite ci-dessus (étape S3). Les signaux qui proviennent de pixels situés à l'intérieur du masque vont permettre de former le signal PPG. On forme alors la moyenne des intensités de l'ensemble des signaux du canal retenu (étape S4).

On vérifie si l'histogramme est régulier (étape S5; cette régularité peut être caractérisée de la manière décrite ci-dessus). S'il y a bien une certaine régularité, alors on peut se contenter de la moyenne qui a été calculée ci-dessus, et dont l'évolution temporelle peut constituer le signal PPG brut (étape S6). Sinon (étape S7), si l'histogramme présente un minimum d'irrégularités, alors on procède de la manière indiquée ci-dessus : le signal brut est obtenu par l'évolution temporelle d'un paramètre de 31 l'histogramme, ou de son barycentre, ou d'un paramètre d'une courbe qui ajuste ou modélise l'histogramme. Le signal PPG reflète une dynamique de l'onde qu'envoie le coeur dans les artérioles/veines et artères, puis celleûci est réfléchie sur les parois et impactée par les propriétés de distension et de réflexion des artères. La lumière source sonde à divers instant ces évolutions en termes d'intensité absorbée ou transmise, et les différentes propriétés sont visibles et analysables sur le signal PPG. On peut donc, en outre, réaliser un filtrage du signal PPG. Notamment, une fois la dynamique des histogrammes obtenue, on peut éliminer certaines participations non pléthysmographique du signal en utilisant plusieurs méthodes, dont les deux premières présentées ci-dessous ont été testées expérimentalement et donnent des résultats concluants: • Par filtrage linéaire classique, les fréquences très basses (< 0.4Hz) sont éliminées, ainsi que les fréquences hautes supérieures à une fréquence entre 5 et 10Hz ; ^ Ou par une décomposition adéquate en temps-échelle. Une transformation du signal brut par ondelettes permet d'isoler le signal des artefacts et bruits de mesure sur des niveaux différents de ceux où se trouve le signal ; ^ Ou par un algorithme de reconnaissance de forme, basé sur une fonction-mère constituée de deux courbes de type Gaussienne ou Lorentzienne, d'amplitudes, de largeur, et de positions différentes à ajuster sur le signal.

Les figures 5A - 5C sont la preuve expérimentale de l'obtention et de l'extraction du signal pléthysmographique optique.

En figure 5A on observe le mouvement spectrobarycentrique décrit plus haut, obtenu à partir d'un canalûsource de type lumière ambiante (une source LED rouge-infrarouge donne un résultat comparable avec un traitement différent). Le signal est normalisé par rapport à la référence spectrale des filtres couleurs. La figure 5B est obtenue par une extraction du signal brut de la figure 5A, selon une décomposition en ondelettes et recomposition. Enfin, le graphe de la figure 5C montre l'étendue du signal filtré dans l'espace des fréquences, donnant ainsi les plages fréquentielles contenant l'information (l'unité est le Hertz (Hz) et les secondes pour les graphes PPG).

Dans un dispositif et un procédé selon l'invention, le paramètre de saturation d'oxygène peut être obtenu simultanément avec la mesure du signal PPG.

Le sang est constitué d'hémoglobine oxygénée et inoxygéné, notées respectivement [HbO] et [Hb]. La saturation d'oxygène notée St02 mesurée par une source s à l'instant t est le taux d'oxygénation du sang qui absorbe majoritairement la lumière issue de s . S = StOa [HbO] = [HbO] + [Hb] 33 La loi de Beer-Lambert stipule, dans le cas où le phénomène d'absorption est prépondérant par rapport à la diffusion, que la densité optique D des éléments absorbants i dépend de leur concentration C2, de leur coefficient d'absorption linéique et de la longueur parcourue par le rayon lumineux subissant l'absorption L. Ainsi, à une longueur d'onde fixée X on peut écrire : D(A) = al (a)c1L + a2(A)c2L + ...

En utilisant donc deux sources spectralement définies à X1 et à x2 qui éclairement dans une gamme de lumière où les deux quantités [HbO] et [Rb] absorbent de manière prépondérante avec des coefficients respectifs de o c, et cc ä on a, pour chaque source :

Les densités optiques D1 et D2 étant mesurables par le flux incident sur le pixel en fonction de sa distance et orientation, les deux équations précédentes permettent d'obtenir la saturation en oxygène dans l'hémoglobine à condition de connaître les longueurs d'onde des sources et les propriétés du tissu biologique dans ces gammes, informations qu'on trouve aisément dans la littérature.

Cette méthode de résolution est largement utilisable dans le cadre de l'invention, mais avec un avantage décisif. Pour chaque coupe source-pixel (pixel de zone active), on peut définir une densité optique où (i, j) indique le pixel en question. Au lieu de 34 mesurer de manière discrète une valeur unique de D, on dispose de toute une population de valeurs de densité dont on peut établir l'histogramme et en relever la dynamique avec la méthode décrite pour le PPG. On obtient ainsi une position statistique de la valeur D sur une base à k éléments, notée Pk,D. Dans le cas où la source utilisée n'est pas définie dans une gamme spectrale autour d'une valeur X, comme par exemple la lumière ambiante de puissance spectrale E(X), alors un traitement spécifique à ce type d'architecture de système est invoqué. Cette méthode (moyenne continue) consiste à remplacer un paramètre spectral discret p(XO) par son isobarycentre 0~ f E(X)p(X)dX . Ainsi, avec cette même source large spectre définie par E(X) et l'utilisation de deux canaux à réponses spectrales distinctes R1 (X) et R2 (X), on peut obtenir deux valeurs de densités optiques. Reste à substituer les valeurs d'absorptions discrètes par des valeurs continues.

On a donc le système : Ce système constitue un système équivalent à un système classique, et est donc solvable. Cela requiert la connaissance des valeurs tabulées des absorbances pour les deux types d'hémoglobine sur 35 l'ensemble du spectre de la source pour en établir les moyennes continues. Les densités optiques, discrètes ou continues, peuvent se calculer en utilisant les mesures de références (avant et après pose du tissu) car elles sont reliées directement à la transmittance du tissu biologique. La figure 6 est une illustration d'un spectre de lumière ambiante à travers le doigt d'une main (courbe bleue) qui va servir à la pondération des valeurs d'absorption, sur le canal Vert et Rouge de pixels standards. La formule ayant servi ù à l'extraction de la saturation d'oxygène est la suivante : St0.2_ L'obtention du signal PPG stabilisé sur un intervalle de temps et répété à une certaine fréquence hebdomadaire ou mensuelle permet un nombre de fonctionnalités important, dû à la richesse du signal et à sa qualité. Le dispositif peut délivrer simultanément la forme d'onde du signal PPG et la saturation d'oxygène comme fonctions du temps. Ces deux mesures combinées délivrent des informations importantes sur le fonctionnement et l'état de santé cardiovasculaire. La figure 7 représente les paramètres qu'on peut extraire à partir d'une période PPG typique. Les observables de santé qui s'en déduisent sont monitorés et l'historique en est conservé. Un paramètre lié à la rigidité artérielle Sa est le paramètre AT, écart temporel entre le maximum des deux pics et celui relié à la réflexion dans les artères est b/a, b étant la hauteur du pic diastolique et a celle du pic systolique.

Plus précisément le signal PPG enregistré sur une durée d'acquisition donnée peut être utilisé pour extraire notamment l'un et/ou l'autre des paramètres suivants: 1. La période typique, qui est représentative de la période moyenne sur une durée d'acquisition ; elle est constituée d'un premier lobe systolique S et d'un second lobe D (parfois occulté) diastolique (figure 8A). Pour cela on décompose le signal en deux lobes, soit en utilisant les annulations de la dérivée seconde du PPG (aT2 °) comme repères des points d'inflexion, soit en ajustant avec un ensemble de deux courbes (gaussiennes ou lorentziennes) (ae (t-tl)2/Tl + be (t-t2)2/T2 (t1, t2) donnant les positions des deux pics (systolique et diastolique) ; a et b sont les 20 amplitudes respectives de ces pics, et (Tlr T2) leurs largeurs respectives ; 2. La régularité de l'occurrence des périodes et donc du rythme cardiaque. Sur une acquisition on peut soit réaliser une analyse 25 fréquentielle en passant dans l'espace de Fourier (par une transformée de Fourier) soit étudier statistiquement la distribution des positions ti des pics au cours du temps. On peut ainsi déduire le At moyen ainsi que la statistique sur ce paramètre, c'est- 30 à-dire son écart-type a. On peut ainsi disposer d'un a2PPG 37 paramètre qui croît avec l'irrégularité du battement cardiaque. Ce paramètre global ne dispense pas d'une analyse de la distribution des instants ti. Une arythmie cardiaque se reflète souvent sur le signal par un défaut ou une irrégularité sur l'occurrence des lobes S et qui revient périodiquement. La détection des arythmies peut donc résulter soit d'une analyse temporelle de la régularité, soit d'une transformée des éléments ti dans l'espace des phases (par une transformée de la phase). La statistique et la variabilité obtenues sur l'ensemble des valeurs ti permettent d'établir la variabilité cardiaque journalière, ou hebdomadaire, ou sur de longues durées. Cette mesure permet d'accéder à la fréquence cardiaque de repos FCrepes qui est difficile à obtenir par d'autres méthodes que des mesures répétées. Cette FCrepos est un fort indicateur de santé et de sportivité de la personne. Une fréquence cardiaque de repos basse, pour un âge donné est un bon indicateur de santé (par exemple, en battements par minute (BPM), entre 45 BPM, et 60 BPM pour un sportif amateur). Si cette fréquence dérive vers le haut avec l'âge, la santé cardio-vasculaire se dégrade. On peut ainsi obtenir un indice global de l'évolution de ce paramètre sur de longues durées, et maintenir l'observation de la santé cardio-vasculaire. 3. Les intervalles de temps ATi=ti+l-ti entre les pics systoliques et diastoliques qui surviennent successivement pendant l'acquisition, sont un élément qui reflète l'état des parois vasculaires à la fois des artères coronaires (autour du coeur) et de l'arbre artériel entre le coeur et le tissu sur lequel on effectue la mesure. Le coeur envoie une onde de volume qui s'accompagne d'une onde acoustique, et le temps mis entre le parcours aller de l'onde et le parcours retour dépend du coefficient de propagation et de rebond (réflexion) dans les artères. Ainsi l'élasticité, la rigidité des artères et l'état de surface des parois internes (dépôt de graisse ou non) se reflètent sur la vitesse de propagation de l'onde, et donc sur la valeur moyenne de l'intervalle AT (AT : le temps moyen qui sépare les deux pics). On peut donc observer cette évolution interne des artères au cours du temps, le long de l'année et d'année en années, afin de prévenir de dépôt de graisse trop important, et/ou une rigidité accrue à cause du tabagisme, et/ou une distensibilité ou toute autre altération causée par une autre maladie (diabète par exemple), ou toute autre anomalie coronaire ou myocardiale. On définit, comme indiqué dans la littérature, un paramètre de suivi que l'on nomme rigidité artérielle (arterial stiffness, Sa) et qui se définit par la hauteur du patient divisée par l'intervalle AT : Sa = h/AT 4. La mesure simultanée de la saturation d'oxygène apporte de nouvelles informations qui complètent celles obtenues à partir du PPG. Un faible taux de saturation, par exemple, en dessous de 80 % est désigné par le terme d'ischémie, et peut confirmer la présente d'une artère bouchée ou d'une occlusion dans l'arbre artériel. Ce type de maladies et d'altérations vasculaires peut être relevé par l'analyse précédemment 39 décrite du signal PPG, telle une perturbation irrégulière de la forme des lobes, une rupture temporelle soudaine mais régulière, ou encore une altération de la rigidité artérielle. Mais la mesure de l'oxygénation du sang à ces instants précis où se révèle l'anomalie confirme ces observations. Ces analyses spécifiques sont celles qui permettent de prévenir les maladies cardiovasculaires les plus courantes. Mais, par ailleurs, le signal PPG contient encore des informations riches qui permettent une analyse cardiaque et cardio-respiratoire. La forme d'onde du PPG reflète la pulsation artérielle pour une longueur d'onde-canal à forte pénétration dans le tissu (infrarouge proche) alors qu'une longueur d'onde inférieure dans le rouge visible permet d'accéder à la pulsation veineuse. Ce raisonnement s'applique aussi à la mesure du taux d'oxygène dans les veines, qui est généralement inférieur à celui des artères. L'enveloppe lentement variable du signal PPG, constituée par la hauteur des pics systoliques, manifeste un battement lent, de période égale à quelques secondes qui correspondent au rythme respiratoire. Ces informations cardio-respiratoires peuvent permettre l'observation d'anomalies dans le rythme, qui peuvent être provoquées par des contractions ventriculaires prématurées ou une tachycardie. La saturation en temps réel reste une observable qui peut conforter ces analyses. Mathématiquement, il est possible d'extraire l'enveloppe lentement variable du signal PPG par divers algorithmes, notamment un filtre linéaire 40 passe-bas. On peut y adjoindre aussi certains paramètres du signal PPG, comme : - La régularité de positionnement du premier pic (systolique) ; - la première dérivée et la seconde dérivée de la courbe PPG pour identifier les positions des pics, les positions des inflexions et leurs variabilités statistiques ; - L'aire (intégrale) sous le pic systolique calibrée par la saturation. La saturation donne la répartition d'hémoglobine oxygénée ou non, et indique ainsi un facteur de correction sur l'amplitude du signal PPG s'il est obtenu avec 1 seule longueur d'onde (PPG non calibré) ; - L'intervalle entre le point de référence (début de la courbe) et la première inflexion, - le coefficient de réflexion sur le PPG calibré (obtenu avec 2 canaux ou longueurs d'onde, ou normalisé par rapport à la saturation) qui est le rapport entre l'amplitude du pic diastolique et celle du pic systolique r = b/a. Les configurations qui suivent sont données à titre d'exemple, d'un dispositif mettant en oeuvre un procédé selon l'invention.

Comme on le comprend des explications ci-dessus, l'introduction de moyens optiques 14, qu'ils constituent un système complexe (dans le cas d'un objectif d'appareil photo) ou qu'il s'agisse d'une simple lentille, ne perturbe pas le fonctionnement du dispositif de mesure. En effet, la constitution et la netteté de l'image obtenue sur la matrice de pixels 41 importe peu, seules les caractéristiques statistiques et la dynamique globales sont retenues. On présente d'abord un mode de réalisation où seule la lumière ambiante est utilisée avec 3 canaux de sortie qui sont les pixels Rouge/Vert/Bleu d'un appareil classique du commerce. Cet exemple est illustré en figures 8A et 8B. On peut par ailleurs éventuellement mettre en oeuvre une ou des sources externes attachées au doigt ou solidaires à l'appareil photo, par exemple la source d'auto-focus. La configuration mise en oeuvre est celle de la figure 1C, mais l'appareil utilisé est une caméra 25 d'ordinateur (ou web cam , intégrée ou reliée par câble USB à un ordinateur). C'est à la surface de l'objectif de la caméra, qui constitue donc la zone d'appui, que l'utilisateur positionne son doigt. On voit sur la figure 8A l'écran de visualisation de l'ordinateur. Ce dernier peut mettre en oeuvre un traitement selon l'invention des données des signaux provenant de la matrice 2 de pixels. La figure 8B représente une image sur l'écran 28, cette image rassemble les résultats d'un traitement selon l'invention : le signal PPG 32, trois histogrammes R, V, B et une zone 30 qui est en fait 1' image telle que vue par le capteur et à partir de laquelle les histogrammes sont calculés. D'une manière générale, dans un dispositif selon l'invention, on peut réaliser un affichage de courbes temporelles, et notamment du signal PPG (brut mais aussi traité) et/ou du signal de saturation, et/ou d'un ou plusieurs 42 histogrammes et/ou de valeurs numériques telles que par exemple le battement cardiaque. Les résultats affichés en figure 8A montrent que le couple lumière ambiante-acceptance de la webcam n'est pas toujours suffisant pour que le second lobe cardiaque (diastolique) apparaisse clairement par rapport au bruit de fond. Par ailleurs le filtre infrarouge qui équipe ce type de caméra peut encore l'atténuer. On peut donc mettre en oeuvre un traitement de signal adéquat. On applique par exemple un algorithme de reconnaissance de forme ou de filtrage qui permet d'extraire de manière plus efficace la dynamique des histogrammes, des bruits et signaux parasites. Cet algorithme peut être utilisé avec profit sur d'autres appareils. Les figures 9A-9C illustrent les résultats obtenus avec ce premier mode de réalisation. Le signal de la figure 9A est celui qui reflète la dynamique de la population de pixels, avec la normalisation spectrale. On y observe la superposition d'un bruit à fréquence plus élevée. Ce bruit est éliminé lors de la reconnaissance de forme et de la décomposition du signal en temps-échelles (figure 9B). On obtient donc un signal PPG de très bonne qualité. La figure 9C illustre le contenu spectral du signal traité, et permet par exemple de déterminer la fréquence cardiaque moyenne lors de l'acquisition. Un autre mode de réalisation, illustré en figure 10, reprend la configuration de l'invention utilisant un système optique et des sources ambiantes. Le doigt est posé ou appuyé sur l'objectif 40 d'un 43 téléphone mobile 42, situé dans la partie arrière 42' de celui-ci. Cet objectif constitue donc la zone d'appui 2'. Puis l'ensemble est orienté vers la source de lumière la plus intense, comme la lumière du soleil ou d'une lampe. A l'aide d'une application chargée sur le téléphone, et d'un bouton spécifique prévu à cet effet dans le menu du téléphone et donc disponible pour l'utilisateur en face avant de celui ci, on débute ainsi un enregistrement vidéo, qui peut durer quelques dizaines de secondes. Une vidéo est enregistrée, puis traitée séparément, par exemple par des moyens de traitement de données spécialement programmés et disposés dans le téléphone. Plusieurs types de téléphones ont été testés, dont le IPhone d'Apple ou le HTC qui est muni du système Android de Google ainsi que des téléphones de la gamme Samsung. La configuration est alors celle de la figure 1C, avec un composant optique 14 (la lentille) situé entre la zone où le doigt peut être posé (zone d'appui) et le détecteur. Les figures 11A et 11B sont des exemples typiques d'images ainsi obtenues : elles présentent une forme de halo à symétrie quasi circulaire (due à celle du système optique) dont le centre est plus intense et moins turbulent que les bords de l'image. A l'oeil nu, quasiment aucune dynamique ni variation notable n'est observable. La vidéo est alors réduite en courbes histogrammes pour chaque instant t, comme déjà expliqué ci dessus.

Comme on le comprend des deux modes de réalisation précédents, il est possible de réaliser une 44 application logicielle mettant en oeuvre un procédé selon l'invention sur un ordinateur portable de type PC ou sur un téléphone portable. Ce logiciel effectue un traitement de la vidéo, permet d'afficher des résultats obtenus par un procédé selon l'invention, de stocker des mesures dans des moyens de mémorisation et de délivrer un rapport sur l'évolution d'un ou plusieurs paramètres cardiovasculaires. Plus généralement un dispositif électronique, mettant en oeuvre un procédé selon l'invention comporte, outre un dispositif imageur pour collecter de données, du type décrit en liaison avec les figures 1A - 1C, des moyens de traitement des données, par exemple un processeur programmé pour mettre en oeuvre un traitement des données selon l'invention, et des moyens d'affichage pour visualiser une ou plusieurs courbes représentatives du signal PPG et/ou un ou plusieurs résultats calculés à partir de ces courbes. Un tel dispositif est de préférence de type portable ou mobile ou sans fil. Etant donné la réduction considérable de la quantité de données lors de la compression vidéo avec l'algorithme aux histogrammes, permettant le passage d'une centaine de Mo à environ une quantité de données comprises entre 20 ko et 280 ko, on peut aussi réaliser une application centralisée sur un serveur unique et qui utilise les PC et mobiles comme terminaux de mesure. Ceci est illustré en figure 12. Les données que chaque terminal 42, 52 (ici : un téléphone sans fil et un ordinateur) collecte sont réduites sur ce terminal lui-même à l'aide d'un tel procédé que celui décrit ci- 45 dessus. Les données réduites peuvent ensuite être envoyées à un serveur 60 de traitement, pour y être traitées de manière robuste. Ceci permet de bénéficier par la même occasion de données statistiques globales sur l'ensemble des utilisateurs. Des résultats personnalisés de traitements de données effectués par le serveur peuvent ensuite être envoyés à chaque utilisateur et/ou à un appareil d'un médecin 70, par exemple via le réseau internet 66. Ces données peuvent être affichées sur le terminal de l'utilisateur et/ou du médecin, en liaison avec l'identification du patient ainsi surveillé. La plate-forme ou le serveur 60 mentionné ci-dessus peut comporter des moyens de mémorisation 63 des données relatives à chaque utilisateur. En variante, ces données peuvent être mémorisées dans les moyens de mémorisation d'un autre serveur. Schématiquement, le serveur 60 comporte également divers composants, tels qu'un microprocesseur 65 relié, par un bus, à un ensemble de mémoires RAM 67 pour stocker des données, et de mémoires ROM 69 dans lesquelles des instructions de programme peuvent être mémorisées. Ce système comporte en outre un dispositif de visualisation (non représenté sur la figure 12), ou écran, et des moyens périphériques tels qu'un clavier et une souris. Il peut en outre comporter des moyens d'interface avec le réseau 36 Internet. Chaque utilisateur est équipé d'un dispositif selon l'invention 42, 52. Dans une des zones mémoires du serveur 60 sont mémorisées les données ou instructions de programme pour mettre en oeuvre un 46 procédé de traitement selon l'invention et tel que décrit ci-dessus, et notamment pour, en fonction de données reçues de l'utilisateur 42, 52, établir un histogramme et en déduire un signal de type PPG et/ou de saturation d'oxygène. Ces données ou instructions peuvent être transférées dans une zone mémoire du serveur à partir d'une disquette ou de tout autre support pouvant être lu par un micro-ordinateur ou un ordinateur (par exemple: disque dur, mémoire morte ROM, mémoire vive dynamique DRAM ou tout autre type de mémoire RAM, disque optique compact, élément de stockage magnétique, électrique ou optique). Si le traitement a lieu dans le dispositif individuel 42 d'un utilisateur, c'est dans une zone mémoire de l'appareil de cet utilisateur que sont mémorisées les données ou instructions de programme pour mettre en oeuvre un procédé de traitement selon l'invention et tel que décrit ci-dessus, et notamment pour, en fonction de données mesurées par cet utilisateur, établir un histogramme et en déduire un signal de type PPG et/ou de saturation d'oxygène. Ces données traitées peuvent être affichées sur le terminal de l'utilisateur et/ou transmises au médecin de cet utilisateur. Les figures 13A et 13B représentent un autre dispositif selon l'invention. La configuration de base est celle de la figure 1B.

Le capteur matriciel 1 est extrait à partir d'un Webcam du commerce : il s'agit d'un imageur CCD 47 couleurs sur lequel on pose directement le doigt. Une source 2 à LED à une longueur d'onde infrarouge (950 nm) a été soudée sur le substrat 7 utilisé et pointe au-dessus de l'imageur. Cette source peut être utilisée en l'absence de source ambiante suffisante. En effet, il est possible d'obtenir un signal de bonne qualité en utilisant la lumière ambiante. L'absence de filtre infrarouge entre le tissu 10 et le capteur (qu'on trouve couramment dans les appareils photos) permet un passage plus intense de la lumière, même faible à l'oeil nu et permet donc d'obtenir le signal PPG. Ce dispositif expérimental est relié à un ordinateur par port USB.

Un autre exemple, simple, de réalisation d'un dispositif selon l'invention est le suivant : - la matrice de pixels est reliée à des moyens électroniques de traitement des données, - l'éclairement est celui de la lumière ambiante ; - on ne sélectionne que le signal du canal rouge de chaque détecteur ; - on effectue la moyenne de l'ensemble de ces canaux dans le rouge.

La matrice de pixels est associée ou reliée à, par exemple, un microordinateur ou aux moyens électroniques d'un téléphone sans fil, qui effectuent tous les calculs et traitement. Les figures 14A-14D sont divers signaux obtenus par un procédé selon l'invention.

48 Une fois la vidéo réduite ou compressée par l'algorithme, on obtient typiquement le signal illustrée sur la courbe de la figure 14A. On peut noter un échantillonnage de plus faible fréquence (peu de points par période) du à la compression vidéo qu'applique le système lors de l'enregistrement d'une séquence peu dynamique. Un contrôle du système d'enregistrement permettrait d'améliorer le signal. La courbe de la figure 14B montre à titre d'exemple l'influence du traitement, qui se réduit dans ce cas à un filtrage et à un repérage des positions des pics par méthode des ondelettes. Les deux figures 14C et 14D sont respectivement une analyse du contenu fréquentiel (et donne par conséquent la fréquence cardiaque moyenne en battement par minute : le pic du contenu fréquentiel donne une position en Hz qui correspond à la fréquence cardiaque et une analyse du contenu temporel (régularité des battements cardiaques). Les figures 15A-15C sont également divers signaux obtenus par un procédé selon l'invention. La figure 15A montre l'allure du signal extrait d'une vidéo enregistrée puis réduite. On obtient un résultat similaire avec une application temps réel. La courbe comporte un signal pseudopériodique (PPG) contenu dans une enveloppe lentement variable. Cette enveloppe lentement variable est reliée à la respiration, et son information permet de pousser l'analyser cardio-respiratoire plus loin. Un traitement spécifique à ce canal-source est appliqué à ce signal pour obtenir la courbe PPG épurée (figure 15B). La courbe de la figure 15C montre le contenu 49 spectral du signal PPG et permet d'en déduire la fréquence moyenne cardiaque.

Claims (20)

1. REVENDICATIONS1. Système (1) de détection de signaux de type PPG à partir d'un tissu biologique, comportant : a) une zone d'appui (2') pour une partie du tissu, b) une matrice (2) de nxm récepteurs optiques élémentaires, et des moyens pour former un signal de sortie de chaque récepteur élémentaire, en fonction d'un rayonnement qu'il reçoit d'un tissu en appui sur la zone d'appui et en fonction du temps, c) des moyens pour former un signal PPG à partir des signaux de sortie des récepteurs de la matrice.
2. 2. Système selon la revendication 1, comportant en outre au moins une source (4, 6) de rayonnement.
3. 3. Système selon l'une des revendications 1 ou 2, la zone d'appui (2') étant définie par: - l'ensemble des surfaces des récepteurs destinées à recevoir un éclairement, - ou la surface d'une couche transparente disposée sur l'ensemble des surfaces des récepteurs destinées à recevoir un éclairement, ou la surface d'un dispositif optique disposé sur l'ensemble des surfaces des récepteurs destinées à recevoir un éclairement.30 51
4. 4. Système selon l'une des revendications 1 à 3, comportant des moyens pour former, en fonction du temps, un masque (20) définissant, à la surface de la matrice, une zone de récepteurs recevant un rayonnement ayant traversé une partie d'un tissu en appui sur la zone d'appui.
5. 5. Système selon l'une des revendications 1 à 4, les moyens pour former un signal PPG comportant des moyens pour calculer la moyenne des intensités des récepteurs.
6. 6. Système selon l'une des revendications 1 à 5, les moyens pour former un signal PPG comportant des moyens pour former un histogramme des intensités des signaux de sortie des récepteurs de la matrice et des moyens pour identifier l'évolution temporelle d'un histogramme.
7. 7. Système selon la revendication 6, l'évolution temporelle d'un histogramme étant définie par l'évolution temporelle de la position du maximum et/ou de la position du barycentre ou de l'isobarycentre de l'histogramme et/ou du pic d'une fonction d'ajustement de l'histogramme.
8. 8. Système selon la revendication 6 ou 7, comportant des moyens pour filtrer l'évolution temporelle d'un histogramme afin d'en éliminer des contributions non PPG.
9. 9. Système selon l'une des revendications 1 à 8, comportant des moyens pour déterminer si l'histogramme est régulier, ou pas ou en situation de saturation.
10. 10. Système selon l'une des revendications 1 à 9, comportant des moyens pour calculer le taux de saturation d'oxygène. 10
11. 11. Système selon l'une des revendications 1 à 10, comportant des moyens pour extraire l'enveloppe lentement variable du signal PPG.
12. 12. Système selon l'une des revendications 1 15 à 11, comportant des moyens pour former un signal représentatif de la période comportant un lobe systolique (S) et un lobe (D) diastolique et/ou de la régularité du rythme cardiaque et/ou la fréquence cardiaque de repos et/ou des intervalles de temps 20 entre un pic d'un lobe systolique et un pic d'un lobe diastolique.
13. 13. Système selon l'une des revendications 1 à 12, comportant un téléphone sans fil qui comporte 25 au moins les moyens a) et b).
14. 14. Système selon la revendication 13, le téléphone sans fil comportant en outre au moins une partie des moyens c). 30 53
15. 15. Système selon l'une des revendications 1 à 12, comportant une caméra qui comporte au moins les moyens a) et b), et un ordinateur.
16. 16. Système selon la revendication 15, l'ordinateur comportant en outre au moins une partie des moyens c).
17. 17. Système selon l'une des revendications 13 à 16, comportant en outre un serveur (60) qui comporte au moins une partie des moyens c).
18. 18. Système selon l'une des revendications 1 à 17, comportant en outre au moins un filtre infra - rouge pour filtrer un rayonnement reçu du tissu en appui sur la zone d'appui.
19. 19. Système selon la revendication 18, comportant en outre des moyens pour appliquer un traitement par reconnaissance de forme.
20. 20. Système selon l'une des revendications 1 à 19, comportant en outre des moyens pour déterminer un signal de sortie de chaque récepteur élémentaire dans un canal d'une couleur particulière (R, V, B).