WO1991001682A1 - Procede et appareil ambulatoire pour mesurer en continu la tension arterielle - Google Patents

Procede et appareil ambulatoire pour mesurer en continu la tension arterielle Download PDF

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WO1991001682A1
WO1991001682A1 PCT/BE1989/000036 BE8900036W WO9101682A1 WO 1991001682 A1 WO1991001682 A1 WO 1991001682A1 BE 8900036 W BE8900036 W BE 8900036W WO 9101682 A1 WO9101682 A1 WO 9101682A1
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noise
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noise signals
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PCT/BE1989/000036
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English (en)
Inventor
Luc Teixeira De Carvalho
Original Assignee
Luc Teixeira De Carvalho
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
    • A61B5/02208—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers using the Korotkoff method
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts

Definitions

  • the present invention relates to a method and an apparatus for the continuous measurement of the blood pressure of a patient at rest or in motion, over a relatively long predetermined period of time. 5
  • the direct or invasive method corresponds to the introduction of a catheter into the artery. • ** - • ** - •
  • the pressure wave is then transmitted hydraulically to an external pressure measuring device. This method is practically only practicable in hospitals and with patients at rest.
  • an indirect or non-invasive method consists in occluding an artery by compression of the corresponding member, generally the arm, using a cuff.
  • the pressure of the cuff is gradually released and a series of phenomena follows,
  • a first technique consists in measuring the so-called Korotkoff noises.
  • the pressure exerted by the cuff is brought above the systolic pressure (near- sion occurring in the artery with each contraction of the heart when the blood flow arrives), then it is gradually released to below the diastolic pressure (pressure occurring in the artery with each relaxation of the heart).
  • a sound sensor is placed at the level of the artery downstream of the cuff. When, while decreasing, the cuff pressure or back pressure reaches the systolic pressure, a noise is perceived and this with each beat. These sounds normally disappear when the back pressure reaches the diastolic pressure corresponding to the relaxation of the heart and arteries.
  • the value of the back pressure at the time of the first noise corresponds to the systolic pressure and that the value of the back pressure at the time of the disappearance of the noises can be assimilated to the diastolic pressure.
  • These sounds are called Korotkoff sounds.
  • the measurement by Doppler effect detects the movements of the wall of the artery when it opens and closes with each beat, when the back pressure is between systolic and diastolic pressure. Although this method is precise, the last movement detected corresponds to phase four of Korotkoff noises and not to phase five.
  • the oscillometric measurement is a measurement according to which the oscillation of the pressure of the blood flow in the member tightened by the cuff is measured. This oscillation is induced at each beat by the change in volume of the tight limb when the pressure of the blood flow forces the opening of the artery.
  • the beginning of the oscillation corresponds to the system pressure, its maximum amplitude corresponds to the pressure average arterial.
  • Diastolic pressure is determined empirically. A variant which may prove particularly useful for determining the diastolic pressure is the measurement of the plethysmographic impedance.
  • Korotkoff's noise technique is the one that allows us to find systolic and diastolic pressures with the least ambiguity.
  • the sound sensors produce clearly discernible signals, but the patient's movements often produce very similar pulses which cannot therefore be eliminated by conventional treatments such as different types of filters or even by FFT analysis, for example.
  • the oscillometric technique in addition to the ambiguity concerning the determination of the diastolic pressure, poses the problem of detecting the appearance of a low level signal superimposed on a non negligible and variable signal (the back pressure current in the cuff). This operation is in no way facilitated by disturbances due to movement. If the heart rate were a constant, it would probably be less of a problem. Unfortunately, it varies not only from one individual to another, but for the same individual, the heart rate varies from one moment to the next and even during measurement. This variation is even sometimes very sensitive, even quite brutal in some patients.
  • the object of the present invention is to overcome the drawbacks of known systems and to make the measurement of blood pressure reliable even when the patient is in movement in his usual environment, thus enabling ambulatory monitoring.
  • the problem is to be able to obtain as much information as possible before a measure is considered significant, while making sure to keep a simple system both in terms of data acquisition and processing.
  • a method for the continuous measurement of the blood pressure of a patient using a noise sensor placed so as to pick up the noises produced by the movements of the wall d an artery of the patient while pressure on the artery decreases, method by which the noise signals received from at least one noise sensor are compared with a predetermined threshold level so as to only take into account the signals noises that emerge from the background noise; the noise signals taken into account are explored in order to select those whose instants of occurrence are separated by a time interval between two limit values previously determined and stored; the waveform of each noise signal is analyzed as a function of predetermined shape parameters so as to take into account only the noise signals whose waveform makes them liable to be considered as Korotkoff noise.
  • the blood pressure is deduced from the selected noise signals.
  • the invention also relates to an apparatus as characterized in the claims, implementing the method described above.
  • FIG. 2 is a block diagram of the electronic system according to the invention implemented in an apparatus as shown in FIG. 1.
  • FIG. 3 represents a curve of variation of the back pressure during a measurement of the blood pressure using a device as shown in FIG. 1.
  • Figure 4 shows an exemplary noise curve.
  • FIG. 5 shows on an enlarged scale two typical noise signals isolated at the start of the processing of the measurement signals according to the invention.
  • FIG. 6 represents, on a compressed time scale, a series of noise signals taken into account in the processing of the measurement signals according to the invention.
  • FIG. 7 shows an envelope of a series of exemplary noise signals.
  • FIG. 8 shows an exemplary noise curve and an exemplary electrocardiogram signal recorded on the same patient.
  • FIG. 1 schematically illustrates an exemplary mode of execution of an apparatus according to the invention.
  • An inflatable cuff 1 is connected by a hose 3 to an air pump housed in a housing 2, the air pump serving to inject air into the cuff so that it exerts pressure on the artery of which one wants to measure blood pressure.
  • Back pressure in the cuff 1 is measured by a sensor (not shown) housed in the housing 2.
  • One or more noise sensors 5 are intended to be placed under the cuff when the latter is tightened around a member of the patient.
  • the arrangement of several noise sensors makes it possible to discriminate Korotkoff noise from parasitic noise on the basis of their propagation characteristics which vary according to their origin.
  • Figure 1 shows, for example, two sensors 5. When the number of sensors is greater than 2, two sensors will be arranged according to the invention so as to be along the path of an artery when the cuff 1 is tight around a member of the patient. The presence of a second sensor on the path of an artery makes it possible to capture the noise perceived on the first sensor with a very precise attenuation and delay.
  • the delay in noise propagation is a characteristic characteristic of the patient (as is attenuation) and it varies regularly with the back pressure, which makes it possible to use the signals from the second sensor to confirm that the signals from the first sensor are due to Korotkoff noises.
  • Each noise sensor 5 is connected by an electrical cable 4 to an electronic system also housed inside the housing 2, which electronic system is used to receive and process the signals produced by the back-pressure sensor and by the sensors noise.
  • the box 1 has a display 6, for example a liquid crystal display, a function keyboard 7 and a reset button 8.
  • the number 9 designates a connector for the connection from the electronic system to a printer, a computer (for example a personal computer) or a specific decoder.
  • Each sensor is connected to an input of the electronic system.
  • An exemplary embodiment of the system according to the invention is now described using the block diagram shown in FIG. 2.
  • Input 11 receives the signals from the back-pressure sensor
  • inputs 12 and 13 receive the signals from the two noise sensors.
  • An additional input can be provided to receive the signals from each possible additional noise sensor.
  • Input 14 is intended to receive signals from an ECG electrocardiogram.
  • Each electronic system input 10 is connected to an electronic amplifier 15 and the output thereof is converted into binary signals in an analog / digital converter 16.
  • the amplified input signals are also applied to a logic unit 19 which, according to invention, is arranged to perform a logical function between variables whose state is linked to the value of the various measured signals, each signal being associated with a predetermined threshold in the increasing direction and with a predetermined threshold in the decreasing sense.
  • the purpose of this logic function is to not lose any useful information, while avoiding taking into account signals which are not useful meaningful signals.
  • the logic unit 19 authorizes the taking into account and storage only of signals whose amplitude exceeds the fixed threshold levels. Are not thus naked and taken into account only the signals that emerge from the background noise.
  • the outputs of analog / digital converters 16 are connected to inputs of a microprocessor 17 with which is associated a memory 18.
  • a microprocessor 17 which is associated a memory 18.
  • This serves to store the significant data received in the system 10 as well as the data resulting from the processing according to the 'invention. It goes without saying that part of the memory 18 can be incorporated in the microprocessor 17.
  • the latter stores a processing program for controlling the operations to be executed according to the invention.
  • the system continuously records the evolution of all the noise signals picked up during the decrease in the back pressure as well as the instants of occurrence of these signals and the corresponding back pressure values. .
  • the microprocessor 17 is directed by a memorized program comprising instructions for processing the signals according to a method described below so as to detect and select a series of significant Korotkoff noises for each measurement carried out.
  • FIG. 3 represents a curve 100 of the evolution of the back pressure in the cuff.
  • the instants t1 and t2 are those to which the systolic pressure PS and the diastolic pressure PD correspond respectively.
  • FIG. 4 shows a curve 101 illustrating a series of exemplary noises received from a noise sensor 5.
  • the logic unit 19 authorizes the microprocessor 17 to take into account only the signals which emerge from the general background noise.
  • the logic unit 19 applies a signal va ⁇ dation IN on line 110 and in response to this signal validation, the microprocessor 17 stores the significant signal.
  • FIG. 5 illustrates two exemplary consecutive significant signals 102 and 103 which can thus be memorized by the microprocessor 17. In this way can be memorized with a view to the analysis according to the invention, a series 104 of significant noise signals as represented in Figure 6 for example.
  • the microprocessor 17 is organized to sample the noises 104 at a high sampling frequency between the instant t0 at which the inflation pressure is maximum at the cuff and the instant t3 at which the pressure becomes less than any plausible diastolic pressure and to record two sets of data.
  • the first set of data is formed by the instants of occurrence of samples, and the second set of data is formed by their levels.
  • the microprocessor 17 explores the series of samples in order to select a coherent series representing a series of compatible noises capable of representing Korotkoff noises.
  • the length of the interval between the instant of occurrence of each noise signal and the instant of occurrence of the next noise signal is compared with two reference values Bmin and Bmax which delimit an area of dispersion allowed for intervals.
  • Noise signals the intervals of which with the adjacent noise signals are situated outside the admitted disperson zone are temporarily considered as parasitic noise and are not taken into account in this phase of the processing.
  • the reference values Bmin and Bmax are determined and stored for each measurement in order to be read, in response to commands from the program. These values are determined from an analysis of the spectral distribution of the intervals Ti measured on the patient himself. The values obtained are divided into different classes, and one class more populated than others is chosen as the Bmax value. On the neighboring classes a process similar to the standard deviation method is applied in order to select a minimum class which is retained as the value Bmin.
  • the Bmin and Bmax values are memorized automatically by the microprocessor 17.
  • the microprocessor 17 determines that the interval Ti between two signals is between Bmin and Bmax, it analyzes the waveform of each signal on the basis of their individual settings. More particularly, the noise signals will be recognized as representing Korotkoff noise on the basis of the following parameters:
  • the duration TL of a noise signal must correspond to the normal duration TLNOR of a Korotkoff noise taking into account the number of maxima which it presents and its position in the coherent series selected.
  • the microprocessor examines the amplitudes of the maxima (Vi).
  • the microprocessor 17 performs a similar analysis on each of the selected noise signals whose intervals Ti are between the predetermined limit values Bmin and Bmax.
  • the microprocessor 17 thus proceeds in close proximity as long as it finds an interval Ti which is between the aforementioned limit values.
  • the noises thus selected are then considered as a whole and serve as a basis for recreating one or more coherent series of noises by gradually reintegrating the noises eliminated during the previous treatment.
  • the coherent series of noises are then considered as a whole and subjected to an analysis which relates in particular to the envelope of each coherent series.
  • the envelope of the measured noise signals is compared with a stored reference envelope defined by a set of stored parameters.
  • a stored reference envelope defined by a set of stored parameters.
  • FIG. 7 shows an exemplary appearance of the envelope of a typical series of noise signals.
  • Such an envelope (110) is distinguished by a front plate (111), a rising part (112), a upper plate (113), a descending part (114) and a rear plate (115).
  • the envelope of the series of signals can for example be defined by the following parameters: AMAXi maximum amplitude of the noise signals PLAV length of the front plate
  • the microprocessor 17 In response to a program command, the microprocessor 17 produces a control signal to * analyze the noise signals in order to deduce the parameters of the envelope measured and compare them to the signals * representing the corresponding parameters of the envelope reference and selects the coherent series of noise signals if it has determined that the noise signals of the series are included in the reference envelope. Otherwise, the analyzed series is discarded.
  • the logic system can receive the noise signals from several noise sensors and preferably from two sensors arranged so as to be placed along the path of an artery when the cuff 1 is tightened around of a member of the patient.
  • the signals produced by the second sensor if they result from the movement * of the wall of the artery, are a weakened and delayed replica of the signals produced by the first noise sensor.
  • the noise signals of the second noise sensor 5 are sampled and processed in the manner described in the foregoing, just like the noise signals of the first noise sensor. They serve to confirm the results of the analysis of the signals from the first sensor 5.
  • the noise signals from other additional noise sensors are used in a similar manner.
  • the signal from an ECG electrocardiogram can be received at input 14 of the electronic system 10 ( Figure 2).
  • the logic unit 19 supplies a control signal EN using the thresholds detected on this signal, said control signal allowing the microprocessor to define the positions of time windows in which it is plausible to find Korotkoff noises.
  • FIG. 8 represents an exemplary noise curve 105 and an electrocardiogram 106 of the same patient.
  • the microprocessor 17 selects for example the windows 107 and 108 in which it will proceed to the analysis of the noise signals as described in the foregoing.
  • the microprocessor 17 is also organized to assess a reliability function for each measurement and to assign and display each time a reliability coefficient. This reliability coefficient allows the operator to make the final choice for measuring blood pressure.
  • the connector 9 (FIG. 1) is used to transmit the measurement results to a peripheral peripheral device such as a printer, a computer or a specific decoder, for example.

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Abstract

Les signaux de bruits reçus d'au moins un capteur de bruit (5) sont comparés à un niveau de seuil prédéterminé afin de ne prendre en compte que les signaux de bruits qui émergent du bruit de fond et les signaux de bruits pris en compte sont explorés afin de sélectionner ceux dont les instants d'occurrence sont séparés d'un intervalle de temps (Ti) compris entre deux valeurs limites (Bmin, Bmax) préalablement déterminées et mémorisées. La forme d'onde de chaque signal de bruits est alors analysée en fonction de paramètres de forme prédéterminés afin de ne prendre définitivement en compte que les signaux de bruits dont la forme d'onde les rend susceptibles d'être considérés comme des bruits de Korotkoff. La pression artérielle est déduite des signaux de bruits sélectionnés.

Description

PROCEDE ET APPAREIL AMBULATOIRE POUR MESURER EN CONTINU LA TENSION ARTERIELLE
La présente invention concerne un procédé et un appareil pour la mesure continue de la tension arté¬ rielle d'un patient au repos ou en mouvement, sur une période de temps prédéterminée relativement longue. 5
Essentiellement il existe deux méthodes de mesure de la tension artérielle : la méthode directe et la mé¬ thode indirecte. La méthode directe ou invasive cor¬ respond à l'introduction d'un cathétère dans l'artère. •**-•**-• L'onde de pression est alors transmise hydrauliquement à un appareil de mesure de pression externe. Cette méthode n'est pratiquement réalisable qu'en milieu hospitalier et avec des patients au repos.
15 a méthode indirecte ou non-invasive consiste en l'oc¬ clusion d'une artère par compression du membre corres¬ pondant, généralement le bras, à l'aide d'un brassard. La pression du brassard est relâchée progressivement et il s'ensuit alors une série de phénomènes, mouve-
20 ments de la paroi de l'artère ou turbulence du flux sanguin, qui peuvent être détectés et permettre ainsi de corréler, à certains moments, la pression dans le brassard avec la pression dans l'artère. La détection de ces phénomènes a donné lieu à différentes techni-
25 ques de mesure.
Une première technique consiste à mesurer les bruits dits de Korotkoff. La pression exercée par le brassard est amenée au-dessus de la pression systolique (près- sion survenant dans l'artère à chaque contraction du coeur lors de l'arrivée du flux sanguin), puis elle est relâchée progressivement jusqu'en dessous de la pression diastolique (pression survenant dans l'artère à chaque décontraction du coeur). On place un capteur sonore au niveau de l'artère en aval du brassard. Lorsque, en décroissant, la pression du brassard ou contre-pression atteint la pression systolique, un bruit est perçu et cela à chaque battement. Ces bruits disparaissent normalement lorsque la contre-pression atteint la pression diastolique correspondant à la décontraction du coeur et des artères. En simplifiant on peut dire que la valeur de la contre-pression au moment du premier bruit correspond à la pression sys¬ tolique et que la valeur de la contre-pression au moment de la disparition des bruits peut être assimi¬ lée à la pression diastolique. Ces bruits sont appelés bruits de Korotkoff.
La mesure par effet Doppler détecte les mouvements de la paroi de l'artère lors de l'ouverture et fermeture de celle-ci à chaque battement, lorsque la contre- pression est entre la pression systolique et diastoli¬ que. Bien que cette méthode soit précise, le dernier mouvement détecté correspond à la phase quatre des bruits de Korotkoff et non à la phase cinq.
La mesure oscillomêtrique est une mesure selon laquel¬ le on mesure l'oscillation de la pression du flux sanguin dans le membre serré par le brassard. Cette oscillation est induite à chaque battement par le changement de volume du membre serré lorsque la pres¬ sion du flux sanguin force l'ouverture de l'artère. Le début de l'oscillation correspond à la pression systo- lique, son amplitude maximum correspond à la pression artérielle moyenne. La pression diastolique est déter¬ minée empiriquement. Une variante qui peut s'avérer particulièrement utile pour la détermination de la pression diastolique est la mesure de l'impédance plethysmographique.
Les techniques connues pour mesurer la tension arté¬ rielle sont affectées par la seule présence du médecin et par son caractère ponctuel. En fait, le niveau ten- sionnel varie en fonction des situations dans lesquel¬ les se trouve le sujet, tant sur le plan émotionnel que sur celui des activités physiques.
L'enregistrement sur une période de vingt-quatre heures permet de déterminer ce que les médecins appel¬ lent "la charge de pression artérielle dans le temps", qui semble effectivement déterminer le risque cardio- vasculaire. Le monitorage ambulatoire doit permettre au patient d'évoluer dans son environnement profes- sionnel* habituel, c'est-à-dire un jour de travail et non un jour de repos. En particulier, l'activité habi¬ tuelle du patient ne doit pas être trop entravée et les mesures de pression doivent pouvoir se faire par exemple durant la marche, lorsqu'il monte ou descend un escalier, lors de déplacements en voiture, ce qui n'est pas possible avec les appareils connus. Ces conditions conduisent à rechercher une approche plus authentique du problème de la tension artérielle.
La pratique montre que le problème essentiel réside dans l'apparition de perturbations qui surviennent dans les mesures dès qu'il y a le moindre mouvement pendant la mesure. Ces perturbations sont généralement telles qu'il devient pratiquement impossible d'obtenir un résultat valable avec les techniques classiques de traitement du signal. Il est clair que si l'on désire réaliser un appareil automatique de mesure de la tension artérielle, il convient de placer le capteur adéquat afin d'obtenir un signal, de préférence électrique, produit par les phénomènes décrits. Mais par voie de conséquence, les mouvements du corps, quels qu'ils soient, vont avoir une influence sur les capteurs et produire des signaux parasites. Pour pouvoir faire une mesure correcte il faut donc extraire le signal utile du signal global obtenu.
La technique des bruits de Korotkoff est celle qui permet de retrouver les pressions systoliques et dias- toliques avec le moins d'ambiguité. Les capteurs sono- res produisent des signaux bien discernables, mais les mouvements du patient produisent des impulsions sou¬ vent fort semblables qu'il n'est dès lors pas possible d'éliminer par des traitements classiques tels que les différents types de filtres ou même par analyse FFT, par exemple.
La technique oscillométrique, en plus de l'ambiguïté concernant la détermination de la pression diastoli¬ que, pose le problème de la détection de l'apparition d'un signal de faible niveau superposé à un signal non négligeable et variable (la contre-pression actuelle dans le brassard). Cette opération n'est en rien facilitée par les perturbations dues au mouvement. Si la fréquence cardiaque était une constante, cela pose- rait sans doute moins de problèmes. Malheureusement, elle varie non seulement d'un individu à l'autre, mais pour un même individu, la fréquence cardiaque varie d'un moment à l'autre et même en cours de mesure. Cette variation est même parfois fort sensible, voire assez brutale chez certains patients. Tous les systèmes connus pour mesurer la tension arté¬ rielle ont en commun la caractéristique de déterminer directement, à tout moment si la contre-pression est égale ou non à la pression systolique d'abord, et à la pression diastolique ensuite. Dans ces conditions, les informations réunies à un moment donné pour la prise de décision sont généralement trop ténues et ne per¬ mettent pas d'éviter les ambiguïtés, quelles que soient les astuces mises en jeu. Une première astuce consiste à faire en sorte que la décroissance de la contre-pression s'effectue par paliers et à chacun de ceux-ci, on se met à l'écoute des bruits de Korotkoff. Si, pour un même niveau, on détecte deux bruits espa¬ cés d'un intervalle de temps compatible avec une fré- quence cardiaque normale, on estime avoir atteint la pression systolique. Souvent on passe alors à un pa¬ lier nettement inférieur pour rechercher la pression diastolique. Naturellement, le hasard des mouvements fait assez souvent mal les choses. Une autre astuce consiste à ne se mettre à l'écoute des bruits que pendant des intervalles de temps réduits et déterminés à partir d'un signal d' électrocardiogramme. Mais dans ce cas aussi, bien des surprises peuvent survenir car rien n'assure que le bruit perçu durant la fenêtre d'écoute est un bruit de Korotkoff.
Le but de la présente invention est de pallier les in¬ convénients des systèmes connus et de rendre fiable la mesure de la tension artérielle même lorsque le pa- tient est en mouvement dans son environnement habi¬ tuel, permettant ainsi un monitorage ambulatoire.
Le problème qui se pose est de pouvoir obtenir un maximum d'informations avant qu'une mesure ne soit retenue comme significative, tout en veillant à garder un système simple tant sur le plan de l'acquisition que du traitement des données.
Suivant l'invention, il est proposé un procédé pour la mesure en continu de la pression artérielle d'un pa¬ tient à l'aide d'un capteur de bruit placé de manière à capter les bruits produits par les mouvements de la paroi d'une artère du patient pendant qu'une pression exercée sur l'artère décroît, procédé suivant lequel les signaux de bruits reçus d'au moins un capteur de bruit sont comparés à un niveau de seuil prédéterminé afin de ne prendre en compte que les signaux de bruits qui émergent du bruit de fond; les signaux de bruits pris en compte sont explorés afin de sélectionner ceux dont les instants d'occurrence sont séparés d'un in¬ tervalle de temps compris entre deux valeurs limites préalablement déterminées et mémorisées; la forme d'onde de chaque signal de bruits est analysée en fonction de paramètres de forme prédéterminés afin de ne prendre définitivement en compte que les signaux de bruits dont la forme d'onde les rend susceptibles d'être considérés comme des bruits de Korotkoff. La pression artérielle est déduite des signaux de bruits sélectionnés.
L'invention a également pour objet un appareil tel que caractérisé dans les revendications, mettant en oeuvre le procédé décrit ci-dessus.
L'invention est exposée en détail dans ce qui suit à l'aide des dessins ci-annexês .
La figure 1 représente schématiquement un appareil exemplaire pour la mesure de la tension artérielle. La figure 2 est un schéma par blocs du système élec¬ tronique selon l'invention mis en oeuvre dans un appa¬ reil tel que montré dans la figure 1.
La figure 3 représente une courbe de variation de la contre-pression au cours d'une mesure de la tension artérielle à l'aide d'un appareil tel que représenté à la figure 1.
La figure 4 représente une courbe de bruits exemplai¬ re.
La figure 5 représente à échelle agrandie deux signaux de bruits typiques isolés en début du traitement des signaux de mesure selon l'invention.
La figure 6 représente, sur une échelle des temps com¬ primée, une suite de signaux de bruits pris en compte dans le traitement des signaux de mesure selon l'in- vention.
La figure 7 montre une enveloppe d'une série .de si¬ gnaux de bruits exemplaire.
La figure 8 montre une courbe de bruits exemplaire et un signal d'électrocardiogramme exemplaire relevés sur un même patient.
La figure 1 illustre schématiquement un mode d'exécu- tion exemplaire d'un appareil selon l'invention. Un brassard gonflable 1 est relié par un tuyau 3 à une pompe à air logée dans un boîtier 2, la pompe à air servant à insuffler de l'air dans le brassard afin qu'il exerce une pression sur l'artère dont on veut mesurer la pression sanguine. La contre-pression dans le brassard 1 est mesurée par un capteur (non repré¬ senté) logé dans le boîtier 2.
Un ou plusieurs capteurs de bruit 5 sont destinés à être placés sous le brassard lorsque celui-ci est serré autour d'un membre du patient. La disposition de plusieurs capteurs de bruits permet de discriminer les bruits de Korotkoff d'avec les bruits parasites à partir de leurs caractéristiques de propagation qui varient selon leur origine. La figure 1 montre, par exemple, deux capteurs 5. Lorsque le nombre de cap¬ teurs est supérieur à 2, deux capteurs seront disposés selon l'invention de manière à se trouver le long du trajet d'une artère lorsque le brassard 1 est serré autour d'un membre du patient. La présence d'un second capteur sur le trajet d'une artère permet de capter le bruit perçu sur le premier capteur avec une atténua¬ tion et un retard bien précis. Le retard de propaga¬ tion du bruit est une caractéristique propre du patient (comme l'est l'atténuation) et il varie régu¬ lièrement avec la contre-pression, ce qui permet d'utiliser les signaux du deuxième capteur pour con¬ firmer que les signaux du premier capteur sont bien dus à des bruits de Korotkoff.
Chaque capteur de bruit 5 est relié par un câble élec¬ trique 4 à un système électronique également logé à l'intérieur du boîtier 2, lequel système électronique sert à recevoir et traiter les signaux produits par le capteur de contre-pression et par les capteurs de bruit. Outre le système électronique qui est décrit plus loin, le boîtier 1 présente un afficheur 6, par exemple un afficheur à cristaux liquides, un clavier de fonctions 7 et un bouton de remise à zéro 8. Le chiffre 9 désigne un connecteur pour le raccordement du système électronique à une imprimante, un ordina¬ teur (par exemple un ordinateur personnel) ou un déco¬ deur spécifique.
Chaque capteur est connecté à une entrée du système électronique. Un mode d'exécution exemplaire du sys¬ tème selon l'invention est décrit à présent à l'aide du schéma par blocs montré à la figure 2. L'entrée 11 reçoit les signaux du capteur de contre-pression, les entrées 12 et 13 reçoivent les signaux des deux cap¬ teurs de bruit 5. Une entrée supplémentaire peut être prévue pour recevoir les signaux de chaque capteur de bruit supplémentaire éventuel. L'entrée 14 est prévue pour recevoir les signaux d'un électrocardiogramme ECG.
Chaque entrée de système électronique 10 est connectée à un amplificateur électronique 15 et la sortie de celui-ci est convertie en signaux binaires dans un convertisseur analogique/numérique 16. Les signaux entrants amplifiés sont également appliqués à une unité de logique 19 qui, selon l'invention, est agen¬ cée pour réaliser une fonction logique entre des va¬ riables dont l'état est lié à la valeur des différents signaux mesurés, chaque signal étant associé à un seuil prédéterminé dans le sens croissant et à un seuil prédéterminé dans le sens décroissant. Le but de cette fonction logique est de ne perdre aucune infor¬ mation utile, tout en évitant de prendre en compte des signaux qui ne sont pas des signaux significatifs utiles .
L'unité de logique 19 n'autorise la prise en compte et la mémorisation que des signaux dont l'amplitude dé- passe les niveaux de seuil fixés. Ne sont ainsi rete- nus et pris en compte que les signaux qui émergent du bruit de fond parasite.
Les sorties des convertisseurs analogiques/numériques 16 sont connectées à des entrées d'un microprocesseur 17 auquel est associée une mémoire 18. Celle-ci sert à stocker les données significatives reçues dans le sys¬ tème 10 ainsi que les données résultant du traitement selon l'invention. Il va de soi qu'une partie de la mémoire 18 peut être incorporée dans le microproces¬ seur 17. Celui-ci mémorise un programme de traitement pour commander les opérations à exécuter selon l'in¬ vention.
Suivant l'invention, le système enregistre en continu l'évolution de tous les signaux de bruits captés du¬ rant la décroissance de la contre-pression ainsi que les instants d'occurrence de ces signaux et les va¬ leurs de contre-pression correspondantes.
La forme d'onde de tous les signaux significatifs étant enregistrée et mémorisée lorsque la contre- pression atteint sa valeur minimum, le système a pour tâche d'analyser automatiquement la forme d'onde de ces signaux de bruits afin d'identifier de façon fia¬ ble parmi ces signaux, ceux qui peuvent être retenus valablement comme bruits de Korotkoff et d'éliminer les signaux de bruits parasites. Selon l'invention, le microprocesseur 17 est dirigé par un programme mémori- se comprenant des instructions pour traiter les si¬ gnaux suivant un procédé décrit ci-après de manière à détecter et sélectionner une série de bruits de Korotkoff significative pour chaque mesure effectuée.
On décrira le procédé de traitement des signaux de bruits plus en détail à l'aide des figures 3 à 7. La figure 3 représente une courbe 100 d'évolution de la contre-pression dans le brassard. Les instants tl et t2 sont ceux auxquels correspondent la pression systolique PS et la pression diastolique PD respecti¬ vement. Pour obtenir un degré de précision valable il convient de suivre la recommandation usuelle de ne pas laisser la contre-pression décroître de plus de trois millimètres de mercure environ entre deux battements cardiaques .
La figure 4 montre une courbe 101 illustrant une suite de bruits exemplaires reçue d'un capteur de bruit 5. Comme dit plus haut, l'unité de logique 19 n'autorise la prise en compte par le microprocesseur 17 que les signaux qui émergent du bruit de fond général. Lorsque l'amplitude du bruit 101 dépasse un niveau de seuil fixé, l'unité de logique 19 applique un signal de va¬ lidation EN sur la ligne 110 et en réponse à ce signal de 'validation, le microprocesseur 17 mémorise le signal significatif. La figure 5 illustre deux signaux significatifs 102 et 103 consécutifs exemplaires qui peuvent être ainsi mémorisés par le microprocesseur 17. De cette manière peuvent être mémorisés en vue de l'analyse selon l'invention, une suite 104 de signaux de bruits significatifs telle que représentée à la figure 6 par exemple.
Suivant l'invention, le microprocesseur 17 est organi¬ sé pour échantillonner les bruits 104 à une fréquence d'échantillonnage élevée entre l'instant tO auquel la pression de gonflage est maximale au brassard et l'instant t3 auquel la pression devient inférieure à toute pression diastolique plausible et pour enregis¬ trer deux ensembles de données . Le premier ensemble de données est formé par les instants d'occurrence des échantillons, et le second ensemble de données est formé par leurs niveaux.
Le microprocesseur 17 explore ensuite la suite d'échantillons afin de sélectionner une série cohéren¬ te représentant une série de bruits compatibles susceptibles de représenter des bruits de Korotkoff. Suivant l'invention, la longueur de l'intervalle entre l'instant d'occurrence de chaque signal de bruit et l'instant d'occurrence du signal de bruit suivant est comparée à deux valeurs de référence Bmin et Bmax qui délimitent une zone de dispersion admise pour les intervalles. Des signaux de bruits dont les interval¬ les avec les signaux de bruits adjacents sont situés en dehors de la zone de disperson admises sont consi¬ dérés provisoirement comme bruits parasites et ne sont pas pris en compte dans cette phase du traitement.
Les valeurs de référence Bmin et Bmax sont déterminées et mémorisées pour chaque mesure afin d'être lues, en réponse à des ordres du programme. Ces valeurs sont déterminées à partir d'une analyse de la répartition spectrale des intervalles Ti mesurés sur le patient lui-même. Les valeurs obtenues sont réparties dans différentes classes, et une classe plus peuplée que d'autres est choisie comme valeur Bmax. Sur les classes voisines on applique un processus semblable à la méthode de l'écart-type afin de sélectionner une classe minimale qui est retenue comme valeur Bmin. Les valeurs Bmin et Bmax sont mémorisées automatiquement par le microprocesseur 17.
Si le microprocesseur 17 détermine que l'intervalle Ti entre deux signaux est compris entre Bmin et Bmax, il analyse la forme d'onde de chaque signal sur base de leurs paramètres individuels. Plus particulièrement, les signaux de bruits seront reconnus comme représen¬ tant un bruit de Korotkoff sur base des paramètres suivants :
TL durée du signal de bruit N nombre de maximums dans le signal Ti occurrence du ième maximum dans le signal Tj occurrence du (jème-3) minimum Vi amplitude du ième maximum
Vj amplitude du (jème-3) minimum.
La durée TL d'un signal de bruit doit correspondre à la durée normale TLNOR d'un bruit de Korotkoff compte tenu du nombre de maxima qu'il présente et de sa posi¬ tion dans la série cohérente sélectionnée.
Lorsque le signal de bruit présente plus d'un maximum (N 1) , le microprocesseur examine les amplitudes des maxima (Vi) .
Lorsque l'intervalle Ti est trop long, le signal ne peut être retenu et lorsqu'il y a plusieurs maxima ( i 1) , le microprocesseur tient compte de 1 ' inter- valle Tj correspondant.
Le microprocesseur 17 effectue une analyse semblable sur chacun des signaux de bruits sélectionnés dont les intervalles Ti sont compris entre les valeurs limites Bmin et Bmax prédéterminées.
Le microprocesseur 17 procède ainsi de proche en pro¬ che tant qu'il trouve un intervalle Ti qui est compris entre les valeurs limites précitées . Les bruits ainsi sélectionnés sont alors considérés dans leur ensemble et servent de base pour recréer une ou plusieurs sé¬ ries cohérentes de bruits en réintégrant de proche en proche des bruits éliminés lors du traitement pré¬ cédent.
Les séries cohérentes de bruits sont ensuite considé¬ rées dans leur ensemble et soumises à une analyse qui concerne en particulier l'enveloppe de chaque série cohérente. L'enveloppe des signaux de bruits mesurés est comparée à une enveloppe de référence mémorisée définie par un ensemble de paramètres mémorisés. Cha¬ que combinaison patient/position de capteur donne lieu à une enveloppe de forme typique qui reste pratique¬ ment constante quel que soit le rythme cardiaque, bien que des déformations reconnaissables puissent survenir en cas d'arythmie accidentelle. C'est pourquoi, selon l'invention, pour chaque patient est mémorisée une enveloppe de référence définie par des paramètres qui en caractérisent la forme, c'est-à-dire les plateaux et les pentes.
La figure 7 montre une allure exemplaire de l'envelop¬ pe d'une série typique de signaux de bruits. Une telle enveloppe (110) se distingue par un plateau avant (111), une partie montante (112), une plateau supé¬ rieur (113), une partie descendante (114) et un pla¬ teau arrière (115). L'enveloppe de la série de signaux peut par exemple être définie par les paramètres sui¬ vants : AMAXi amplitude maximum des signaux de bruits PLAV longueur du plateau avant
PMONT pente de montée en amplitude LMONT longueur de la montée en amplitude PLSUP longueur du plateau supérieur PDES pente de la descente en amplitude LDES longueur de la descente en amplitude
PLAR longueur du plateau arrière En réponse à un ordre du programme, le microprocesseur 17 produit un signal de commande pour* analyser les signaux de bruits afin de déduire les paramètres de l'enveloppe mesurée et les comparer aux signaux* repré- sentant les paramètres correspondants de l'enveloppe de référence et il sélectionne la série cohérente de signaux de bruits s ' il a déterminé que les signaux de bruits de la série sont compris dans l'enveloppe de référence. Dans le cas contraire, la série analysée est écartée.
Comme mentionné précédemment, le système logique selon l'invention peut recevoir les signaux de bruits de plusieurs capteurs de bruits et de préférence de deux capteurs disposés de manière à se trouver placés le long du trajet d'une artère lorsque le brassard 1 est serré autour d'un membre du patient. Les signaux pro¬ duits par le deuxième capteur, s'ils résultent du mou¬ vement * de la paroi de l'artère, sont une réplique affaiblie et retardée des signaux produits par le premier capteur de bruit.
Les signaux de bruits du second capteur de bruit 5 sont échantillonnés et traités de la manière décrite dans ce qui précède tout comme les signaux de bruits du premier capteur. Ils servent à confirmer les résul¬ tats de l'analyse des signaux du premier capteur 5. Les signaux de bruits d'autres capteurs de bruit addi¬ tionnels sont utilisés d'une manière similaire.
Le signal d'un électrocardiogramme ECG peut être reçu à l'entrée 14 du système électronique 10 (figure 2). L'unité de logique 19 fournit un signal de commande EN à l'aide des seuils détectés sur ce signal, ledit signal de commande permettant au microprocesseur de définir les positions de fenêtres temporelles dans lesquelles il est plausible de trouver des bruits de Korotkoff. La figure 8 représente une courbe de bruits exemplaire 105 et un électrocardiogramme 106 du même patient. Sur le signal 106 le microprocesseur 17 sé¬ lectionne par exemple les fenêtres 107 et 108 dans lesquelles il va procéder à l'analyse des signaux de bruits comme décrit dans ce qui précède.
Le microprocesseur 17 est également organisé pour éva¬ luer une fonction de fiabilité pour chaque mesure et pour attribuer et afficher chaque fois un coefficient de fiabilité. Ce coefficient de fiabilité permet à l'opérateur de faire le choix final de la mesure de la pression artérielle.
Le connecteur 9 (figure 1) sert à transmettre les ré¬ sultats de mesure à un dispositif périphérique termi¬ nal tel qu'une imprimante, un ordinateur ou un déco- deur spécifique, par exemple.
Le mode de réalisation de l'invention décrit dans ce qui précède est un exemple donné à titre illustratif et l'invention n'est nullement limitée à cet exemple. Toute modification, toute variante et tout agencement équivalent doivent être considérés comme compris dans le cadre de l'invention.

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé pour mesurer en continu la pression arté¬ rielle d'un patient à l'aide d'un capteur de bruit placé de manière à capter les bruits produits par les mouvements de la paroi d'une artère du patient pendant qu'une pression exercée sur l'artère décroît, caracté¬ risé en ce que les signaux de bruits reçus d'au moins un capteur de bruit (5) sont comparés à un niveau de seuil prédéterminé afin de ne prendre en compte- que les signaux de bruits qui émergent du bruit de fond; les signaux de bruits pris en compte sont explorés afin de sélectionner ceux dont les instants d'occur¬ rence sont séparés d'un intervalle de temps (Ti) com¬ pris entre deux valeurs limites (Bmin, Bmax) préala¬ blement déterminées et mémorisées; la forme d'onde de chaque signal de bruits est analy¬ sée en fonction de paramètres de forme prédéterminés afin de ne prendre définitivement en compte que les signaux de bruits dont la forme d'onde les rend susceptibles d'être considérés comme des bruits de Korotkoff; détermination de la pression artérielle à partir des signaux de bruits sélectionnés.
2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé par les étapes suivantes :
(a) détermination et stockage en mémoire d'une valeur limite minimum (Bmin) et d'une valeur limite maximum (Bmax) pour les intervalles de temps entre signaux de bruits ; (b) échantillonnage de tous les signaux de bruits à une fréquence élevée;
(c) enregistrement de l'amplitude de chaque échantil¬ lon; (d) enregistrement de l'instant d'occurrence de chaque signal de bruit;
(e) détermination de l'intervalle de temps (Ti) entre lesdits instants d'occurrence et comparaison avec les valeurs limites minimum (Bmin) et maximum (Bmax) mémo¬ risées;
(f) sélection des signaux de bruits dont les interval¬ les de temps (Ti) sont compris entre lesdites valeurs limites minimum (Bmin) et maximum (Bmax), de manière à stocker une suite de signaux de bruits;
(g) analyse de la forme de chaque signal de bruit mesuré afin de construire des séries cohérentes de bruits séparés par des intervalles (Ti) convenables; (h) répétition des étapes (f) et (g) tant qu'est trou- vê un intervalle (Ti) compris entre les valeurs limi¬ tes (Bmin, Bmax) afin de construire des séries cohé¬ rentes de signaux de bruits;
(i) détermination et affichage de la valeur de la pression artérielle.
3. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en outre par les étapes suivantes : stockage en mémoire des valeurs d'un ensemble de para¬ mètres (GABARITi) représentatifs de l'enveloppe de référence d'une série cohérente exemplaire; détermination des valeurs des paramètres correspon¬ dants représentatifs de l'enveloppe de chaque série cohérente d'échantillons; comparaison* des valeurs desdits paramètres avec les valeurs des paramètres correspondants (GABARITi) mémo¬ risés représentatifs de l'enveloppe de référence; stockage en mémoire de la série cohérente d'échantil¬ lons lorsque ces échantillons sont compris dans l'en¬ veloppe de référence? et utilisation de la série cohérente de signaux de bruits pour déduire les valeurs de la pression artérielle.
4. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape (b) est précédée d'une étape de filtrage des signaux de bruits afin d'éliminer les signaux dont l'amplitude de crête ne dépasse pas un niveau de seuil (K) prédéterminé.
5. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce qu'il est appliqué sur au moins un deuxième ensemble de signaux de bruits produits avec un retard par rapport aux signaux de bruits du premier ensemble de signaux de bruits.
6. Appareil ambulatoire pour mesurer en continu la pression artérielle d'un patient, cet appareil compre- nant un dispositif (4) pour comprimer une artère du patient, un capteur de bruit (5) pour engendrer des signaux électriques représentatifs du bruit produit par les mouvements de la paroi de l'artère pendant la décroissance de la pression exercée sur l'artère par le dispositif (4), un dispositif électronique (15-16) pour amplifier les signaux de bruits et le convertir en suites de signaux numériques, une mémoire (-18) pour enregistrer les suites de signaux numériques et les instants d'occurrence du début de chaque suite de si- gnaux représentant un bruit, une unité de traitement (17) répondant à un programme mémorisé pour échantil¬ lonner tous les signaux reçus pendant une période de temps prédéterminée, pour sélectionner des suites de signaux de bruits dans lesquelles les signaux adja- cents sont séparés par des intervalles de temps (Ti) compris entre deux valeurs prédéterminées (Bmin, Bmax) et pour analyser la forme de chaque signal de bruit de manière à construire des séries cohérentes de signaux de bruits susceptibles de représenter des bruits de Korotkoff.
7. Appareil selon la revendication 6, caractérisé en ce que dans la mémoire ( 18 ) sont stockées les valeurs d'un ensemble de paramètres (GABARITi) représentatifs d'une enveloppe de référence correspondant à une série cohérente de signaux de bruits exemplaire, et en ce que l'unité de traitement répond à un ordre du pro¬ gramme mémorisé de manière à lire dans la mémoire (18) les valeurs des paramètres (GABARITi), déterminer les valeurs des paramètres représentatifs de l'enveloppe de chaque série cohérente de signaux de bruits et comparer ces valeurs des paramètres aux valeurs de référence (GABARITi) lus dans la mémoire (18), stocker dans la mémoire (18) la série cohérente de signaux de bruits lorsque ces signaux de bruits sont compris dans ladite enveloppe de référence, et production de si¬ gnaux de mesure représentant les valeurs de la pres¬ sion artérielle.
8. Appareil selon la revendication 6 ou 7, caractérisé en ce qu'il comprend au moins deux capteurs de bruit
(5), disposés pour être placés sur le trajet d'une artère du patient, en ce que l'unité de traitement (17) reçoit et traite les signaux de chaque capteur de bruit (5), l'unité de traitement (17) mémorisant la série cohérente de signaux de bruits sélectionnée sur les signaux reçus du premier capteur (5) lorsqu'elle est compatible avec la série cohérente de signaux de bruits sélectionnée sur les signaux reçus d'un autre capteur de bruit (5).
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