WO2015014915A1 - Procédé et système d'identification d'une activité respiratoire - Google Patents

Procédé et système d'identification d'une activité respiratoire Download PDF

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WO2015014915A1
WO2015014915A1 PCT/EP2014/066438 EP2014066438W WO2015014915A1 WO 2015014915 A1 WO2015014915 A1 WO 2015014915A1 EP 2014066438 W EP2014066438 W EP 2014066438W WO 2015014915 A1 WO2015014915 A1 WO 2015014915A1
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WO
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signal
frequency
subject
received signal
received
Prior art date
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PCT/EP2014/066438
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Philippe Jean Bernard ARLOTTO
Michel Grimaldi
Jean-Marc GINOUX
Roomila GINOUX NAECK
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Université Du Sud - Toulon - Var
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Publication date
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    • A61B5/4806—Sleep evaluation
    • A61B5/4818—Sleep apnoea
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
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    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/30—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for calculating health indices; for individual health risk assessment

Definitions

  • the invention relates to the field of identifying respiratory activity. It finds for particularly advantageous but non-limiting application the field of characterization of the respiratory activity of a subject during his sleep and without contact with the latter. It also finds for advantageous application, monitoring the respiratory activity of infants or the field of detection of a human presence.
  • Breathing is a vital function of man and most animals. Being able to monitor and characterize it in real time, and independently, is of unambiguous interest.
  • OSAHS obstructive sleep apnea / hypopnea syndrome
  • This type of solution has serious drawbacks. Indeed, it is based on the detection of the movements of the chest, or the body, induced by breathing. These movements are combined and disturbed by other body movements, and may not alone guarantee respiratory activity. For example, in the case of obstructive sleep apnea, the subject continues to perform chest movements without being able to breathe normally. Methods based solely on the detection of movements are then inoperative and have difficulty in discriminating this situation from normal breathing.
  • Another solution is to try to directly detect the air flow generated by the individual.
  • two ultrasonic sensors are placed at different distances from the person's head to receive ultrasound sent to the nose and mouth of the individual.
  • the characterization of the respiratory activity is then based on the analysis of the difference in propagation time or phase shift between the ultrasound signals returned by the user's face.
  • the present invention aims to achieve this objective.
  • one aspect of the present invention relates to a method of identifying a respiratory activity of a subject comprising:
  • FIRE I LLE OF REM PLACEM ENT (RULE 26) the emission, by at least one transmitter, of acoustic waves towards the nose and / or the mouth of the subject,
  • the invention provides an analysis of the frequency composition of the received ultrasound signal.
  • the method comprises a step of monitoring the frequency composition of the signal received over time.
  • the method comprises a step of identifying a subject expiration: when, over time, a variation of the power of the received signal greater than 1 dB in a predetermined frequency band is detected; or by recognizing shapes reflecting the frequency composition of the received signal.
  • the invention directly analyzes the expired airflow unlike indirect methods based on chest movements. It prevents any contact with the subject whose breathing should be monitored. Moreover this analysis is not perceptible by the subject.
  • the invention is based on the analysis of the variations in characteristics of ultrasonic signals due to the modification of the propagation medium induced by the respiratory flow.
  • This signature is clearly identifiable with respect to the disturbances of the environment, caused for example by the movements of the subject.
  • the spectral responses of the two effects, respiration and movement of the patient are sufficiently different to be able to consider separating them.
  • the echoes due to the movements of the subject have a spectral coherence while the effects of the respiration result in a spectral broadening.
  • the discrimination between the movements of the subject and the expiration is made according to the absence or the presence of this particular signature in the received signal.
  • the expiration shows energy in a near frequency band but does not include the central frequency of the received signal or shows an increase in energy in a frequency band including the central frequency of the received signal. This makes it possible to easily and reliably determine the parameters of the respiratory activity such as, in particular, the time between expirations and the relative amplitude of expiration.
  • the invention Since it makes it possible to distinctly discriminate acoustic disturbances due to movements and due to respiration, the invention proves particularly effective, in particular for characterizing sleep apnea in patients who move strongly during their sleep, such as children. suffering from obesity.
  • the invention does not require that the subject be enclosed in a closed volume as is the case in many solutions that only work if the subject is enclosed in a closed volume whose dimensions are not too large relative to the subject such as the passenger compartment of a vehicle.
  • the invention can function perfectly in an open volume since only the turbulences of the air flows around the nose and the mouth are analyzed, the ultrasonic waves being directed towards this zone.
  • the invention also allows the continuous detection of respiration. it is nasal, oral or mixed, which is not the case for other devices such as the nasal cannula for example.
  • the invention makes it possible to monitor the patient regardless of his position in the bed by using several sensors by proceeding with an appropriate fusion of the various measures.
  • the detection of breaths can be used to infer the presence of a person at a given location.
  • the invention thus makes it possible to improve the safety of certain applications, for example to check the presence of a driver at a driving position.
  • the implementation of the method according to the invention is particularly simple and inexpensive. Perfect results will be obtained with conventional equipment and a relatively fast installation.
  • the invention is thus very advantageous in terms of cost and simplicity of installation compared to
  • FIRE I LLE OF REM PLACEM ENT (RULE 26) solutions that would be based on a comparison of the phases of the waves emitted in two different directions on the same acoustic path.
  • the invention makes it possible to obtain good results while requiring only a single transmitter and a single sensor.
  • the invention thus makes it possible to limit the necessary equipment. To cover a large detection area, the number of elements to be duplicated remains limited.
  • the acoustic waves passing through the air flow coming from the nose and / or mouth of the subject are waves reflected by the face and more specifically by the nose and / or mouth of the subject. At least a portion of the waves emitted by the transmitter thus reaches the sensor after reflection on the patient's face. Near this reflection, the flow of air exhaled by the patient disrupts the waves.
  • This embodiment has the advantage of being simple to implement. It does not require a very precise and complex positioning of the sensor (s) and transmitter (s).
  • acoustic waves passing through the airflow from the subject's nose and / or mouth are non-reflected waves through the subject's nose and / or mouth. These waves are then emitted by a transmitter and received directly, that is to say without intermediate reflection, by a sensor. These unreflected acoustic waves are nevertheless disturbed during their passage through the expired airflow. When the subject does not breathe, they are not disturbed.
  • the invention thus makes it possible to analyze the frequency composition of the received ultra-sound signal.
  • Respiration is detected in a frequency band far from the frequency of the transmitted signal.
  • the solutions based on a detection of the movements of the subject exploit mainly the variation of the amplitude of the received signal, and thus do not depend almost on the frequency of the emitted sound signals.
  • the frequencies mentioned in these solutions are frequencies of variation of the amplitude of the received signal and do not represent a spectral deformation as is the case in our process.
  • the method according to the invention uses the deformation of the signal spectrum of the acoustic waves to detect the breaths.
  • the identification of an expiry of the subject is performed by a supervised or unsupervised pattern matching in the time / frequency plane.
  • This recognition can be done according to the learning / classification principle.
  • the classifier can be, for example, a neural network or an SVM, acronym for vector support machine, which means in French support vector machines.
  • the identification of a subject expiration is performed by detecting an increase of at least 1 decibel in the signal strength obtained by frequency filtering the received signal over a period of at least 0.5 seconds.
  • the detection threshold is preferably 2 dB and preferably 3 dB and preferably 5 dB and preferably 8 dB.
  • it will be at least 10 dB.
  • the frequency filtering may be a rejection filter centered on the central frequency of the transmitted signal, or one of these harmonics, possibly supplemented by a band pass filter whose center frequency is slightly offset with respect to the central frequency of the received signal and, according to a particular embodiment, completed by band pass filtering of a width of about 100 to 400 Hz, preferably 100 to 200 Hz and offset by about 100 Hz relative to the frequency transmitted for an ultrasound frequency transmitted 40kHz or completed,
  • the center frequency of the filter can be adjusted to the frequency for which the received signal is maximum. It is also possible to use a filter adapted to maximize the signal-to-noise ratio.
  • the identification of a subject's expiration is performed by detecting a widening greater than 40% of the frequency spectrum of the received signal over a period of at least 0.5 seconds.
  • the identification of a subject expiration is performed by detecting a level increase of at least 5, and preferably at least 8 and preferably at least 10dB at plus and / or minus 0.3. % of the center frequency, that is the frequency of the received signal for which the level is maximum and for a period of at least 0.5 seconds.
  • the identification of a subject expiration is performed by detecting a decrease of at least 30% in the amplitude or the rms value of the subject.
  • SUBSTITUTE SHEET (RULE 26) signal received during a period of at least 1 second. This last, very simple method is more prone to false detections due to movements of the subject.
  • said predetermined frequency band within which a variation in the power of the received signal is detected is a frequency band comprising the central frequency of the received signal.
  • said predetermined frequency band does not include the center frequency of the received signal. This makes it possible not to contain the signals received directly from the transmitter and not having been reflected by the subject's face. Furthermore, by deviating from said predetermined frequency band of the central frequency, it is avoided to take into account the signals reflecting the movements of the subject, these signals being concentrated in a frequency band close to the central frequency.
  • said predetermined frequency band has a width of at least 0.3% of the center frequency of the received signal.
  • this width is at least 0.5% and preferably between 0.3 and 1% of the central frequency of the received signal.
  • said predetermined frequency band is remote from the central frequency of the received signal by at least 0.2% of this central frequency.
  • the detection frequency band has an upper limit of 4900 Hz.
  • the detection frequency band has a lower limit of 5100 Hz.
  • this makes it possible to keep in the detection frequency band only the energy variations due to expirations and to keep the energy variations due to the movements of the subject out of the detection frequency band.
  • said predetermined frequency band is remote from the central frequency of the received signal by at least 0.4% of this central frequency.
  • the generation of the analog received signal is based solely on the acoustic waves passing through the flow of air exhaled by the subject's nose and / or mouth.
  • the identification of the subject's expiration comprises the provision, by means of a display unit, of a visual representation of the time / frequency distribution of the received signal.
  • said visual representation is the frequency spectrum of the digital received signal at a given instant.
  • said visual representation represents the evolution of the width of the bandwidth of the digital received signal as a function of time. When this width exceeds a threshold, we deduce the presence of an expiration.
  • said visual representation is a curve representing the time evolution of the power received in a predetermined frequency band as described above. When this curve has a constant level during a time interval of the order of 30 seconds to a minute, it can be deduced the presence of an apnea. The fundamental frequency averaged over one or more minutes gives the average respiratory rate over this time interval.
  • the identification of the expiration of the subject is performed by an operator.
  • the identification of the expiration of the subject is performed automatically by an algorithm.
  • the identification of the expiration of the subject is performed automatically by an algorithm.
  • recognition of profiles depending on the frequency of the signal is performed automatically by recognition of profiles depending on the frequency of the signal.
  • a so-called strong motion signal is generated, the generation of this signal of strong movements comprising the filtering of the received signal in order to keep only the components received in at least one zone and preferably two zones situated on both sides. other of the center frequency of the received signal and not including the center frequency of the received signal.
  • a predetermined threshold when it is detected in this or these zones an increase, greater than a predetermined threshold, it is considered that the respiration signal is invalid, the predetermined threshold being greater than or equal to 30% of the average value of the signal of strong movements.
  • the generation of the signal of strong movements comprises the filtering of the received signal to keep only the components received in at least two zones having a width of approximately 10 to 15 Hz and situated at approximately plus and minus 15 to 20 Hz of both sides of the center frequency of the received signal.
  • the predetermined threshold is greater than or equal to 50% of the mean value of the signal of strong movements calculated over a sliding period of 30 seconds to a minute.
  • the thresholds for triggering the alarm are to be set according to the desired sensitivity, for example 50% of the average time can be taken.
  • the emission of the acoustic waves is carried out so that in the spectrum of the emitted wave, there is a sufficiently wide zone having a single narrow line. It is around this area that we work.
  • the acoustic waves emitted by the same emitter are periodic. This makes it possible to obtain a sufficiently wide zone having a narrow line.
  • the acoustic waves emitted by the same transmitter are mono-frequency.
  • the acoustic waves emitted have a frequency of between 10 and 100 kHz and preferably between 20 and 70 kHz.
  • the acoustic waves emitted are sinusoidal, square or other. According to one embodiment, for each signal from the sensor, an amplification of this signal is carried out before it is digitized.
  • SUBSTITUTE SHEET (RULE 26)
  • this signal is mixed with a signal whose frequency is different from that of the acoustic waves emitted by the transmitter, the mixed signal is amplified and filtered using a pass filter. -low.
  • this makes it possible to digitize the signal at low frequency with simple equipment such as a conventional sound card of a personal computer (PC).
  • PC personal computer
  • between four and eight sensors and between one and four transmitters are distributed around the subject.
  • At least some of the emitters emit acoustic waves alternately.
  • at least some of the emitters emit acoustic waves non-simultaneously. This helps to limit interference.
  • a single transmitter emits acoustic waves.
  • at least some of the emitters emit acoustic waves sequentially.
  • at least some of the emitters emit acoustic waves alternately depending on the position and / or orientation of the user's face.
  • each emitter emits acoustic waves whose frequency is different from the frequency of the acoustic waves emitted by the other emitters.
  • each receiver is associated with a transmitter thus forming a transmitter / receiver pair and each pair is associated with a distinct frequency of emission of the acoustic waves.
  • the acoustic waves are received by a plurality of sensors and for each signal from a sensor, an amplification of this signal is carried out before it is digitized.
  • the acoustic waves are received by a plurality of sensors, and for each signal from the sensor; this signal is mixed with a mixing signal whose frequency is different from that of the waves
  • FIRE I LLE OF REM PLACEM ENT (RULE 26) acoustic signals emitted by the transmitter, the frequency of each mixing signal being different; each mixed signal is filtered by a bandpass filter, the frequency band of each bandpass filter being different; the signals obtained at the output of each band pass filter are summed; then the scanning step is performed on the summed signal.
  • a suitable digital filtering we can then find the data from each sensor.
  • This embodiment makes it possible to have only one digitizing unit which makes it possible to reduce the cost and the complexity of the system.
  • the acoustic waves are received by a plurality of sensors and a processing unit identifies the sensor that receives the best acoustic signal. The step of identifying the expiration of the subject is based on this best signal.
  • Another aspect of the present invention relates to a system for identifying a respiratory activity of a subject comprising:
  • At least one acoustic wave emitter capable of being oriented so as to emit acoustic waves towards the face of the subject
  • At least one acoustic wave receiver configured to receive acoustic waves emitted by said at least one transmitter and reflected at least by the face of the subject or disturbed by a flow of air exhaled by the subject and configured to generate in response a analog received signal
  • a unit for converting the analog received signal into a digital received signal a unit for converting the analog received signal into a digital received signal.
  • the processing device is furthermore configured to:
  • Identification of a subject expiration when, over time, a variation in the power of the received signal greater than 1 dB and preferably greater than 2 dB is detected in a predetermined frequency band; or by recognizing shapes reflecting the frequency composition of the received signal.
  • the system comprises a plurality of sensors arranged around a privileged position of the subject.
  • it comprises a support carrying the sensors.
  • SUBSTITUTE SHEET (RULE 26) Another aspect of the present invention relates to an apparatus for characterizing the respiratory activity of a subject comprising a system for identifying the respiratory activity according to the invention.
  • the invention allows a direct analysis of the respiration by simple visualization of the identified breaths.
  • the apparatus comprises a system for identifying the respiratory activity according to the invention as well as a system for analyzing the respiratory activity identified.
  • the apparatus is an apparatus for providing a signal representative of the respiration of a subject and possibly a signal representative of the movement of the head and shoulders primarily intended to validate the breathing signal.
  • These signals can be used directly by operators or automatically by algorithms for diagnostic applications for respiratory diseases, patient monitoring or presence detection.
  • the apparatus is an apparatus for detecting sleep apnea or apnea in an infant.
  • the apparatus is an apparatus for detecting a human presence.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating an embodiment of the invention.
  • FIG. 2 is a spectrogram of normal respiratory activity without movement of the subject, the time and the frequency being respectively on the abscissa and on the ordinate.
  • FIG. 3a is a representation of the frequencies as a function of time of a normal respiratory activity without movement of the subject, the time being represented along the vertical axis.
  • Figures 3b and 3c respectively show the frequency spectra during an expiry phase and then a rest phase (scale in dB).
  • Figure 4 is a spectrogram reflecting the movements of a subject with little breathing.
  • Figure 5 is a spectrogram reflecting normal respiratory activity and movements of a subject.
  • Figure 6 is a spectrogram of a respiratory activity alternating oral and nasal expirations.
  • Figure 7 is a spectrogram illustrating an apnea phase.
  • Fig. 8 is a spectrogram illustrating a signal generated by speech.
  • FIG. 9 is an illustration of the signals obtained after filtering the signal received by a single sensor in predetermined frequency bands. Two signals are shown: a breathing signal that shows the exhalation of a subject with short phases of apnea and abrupt changes of sleep position and a signal called strong movements that can identify these changes in position.
  • Figure 10 is a diagram illustrating an example of a system according to the invention.
  • Figs. 11a and 11b are diagrams illustrating particular embodiments for a unit participating in the processing of the received signal.
  • Figure 12 is a diagram illustrating a particular embodiment comprising a plurality of receivers distributed around the subject.
  • FIG. 13 is a diagram illustrating a particular embodiment of a system comprising several receivers distributed around the subject.
  • FIG. 14 is a diagram illustrating another particular embodiment of a system comprising several receivers distributed around the subject.
  • Fig. 15 is a spectrogram illustrating an example of signals received by a plurality of sensors.
  • the invention is particularly well suited to the detection of the respiratory activity of humans and in particular that of the infant, it also extends to all living beings breathing in the open air.
  • the term individual thus includes both humans and animals.
  • the invention comprises a device comprising a generator 109 and an ultrasound transmitter 10 configured to propagate an acoustic wave 100 in the direction of the subject 101 to be analyzed.
  • this acoustic wave 100 is directed towards the nose and mouth of a subject 101 whose respiratory activity must be observed.
  • One or more receivers 1 1 1, microphones type capture the acoustic signal 200 from this reflected wave and transmit it in digital form to a processing unit 1 13 comprising a computer configured to process the signal.
  • the device may comprise various blocks an amplifier 1 12 for shaping the signal before processing.
  • the signal is processed so as to offer a visual representation that can be interpreted by an operator.
  • the emitted signal 100 is a mono-frequency ultrasonic signal in a typical range of 10 to 100kHz.
  • this emitted signal 100 has a frequency greater than 20 kHz in order to avoid being audible by the subject.
  • it has a frequency lower than 70 kHz to limit its directivity so as to reach the areas of interest (nose and mouth) even in the presence of movements of the subject.
  • the form of the emitted signal 100 may be independently sinusoidal, square, or otherwise.
  • the received signal 200 is formed of several components:
  • FIRE I LLE OF REM PLACEM ENT (RULE 26) frequencies identical to those of the emitted signal 100. Their amplitudes are constant because the distances between the reflection points and the receiver 1 1 1 do not vary.
  • the signals reflected by the body and the face of the subject remain identical to the emitted signal 100 if the subject 101 does not move.
  • a variation of the frequency of the received signal is detected. This variation corresponds to the Doppler effect.
  • This signal retains a certain spectral coherence. This is reflected in a frequency / time spectrogram by a small extension in frequency and on a frequency spectrum by a small extension of the line width.
  • a movement of the reciprocating head in the direction of the receiver 1 1 generates an extension does not exceed 0.2% of the spectrum width on a spectrogram and does not cause the appearance of component at more than -90dB to more than 0.5% of the frequency for which the level is maximum in a frequency spectrum.
  • this extension does not exceed 0.1% of the width of the spectrum on a spectrogram and does not cause the appearance of component at more than -90dB at more than 0.5% of the frequency for which the level is maximum in a frequency spectrum.
  • This movement usually corresponds to a rotation of the head around the axis of the spine and is most common during sleep.
  • SUBSTITUTE SHEET (RULE 26) that the received components in two zones of about 10 to 15Hz of width situated at about plus and minus 15 to 20Hz on both sides of the transmitted frequency (these values are given as an indication for an ultrasound frequency emitted from 40Khz, these values will be adapted according to the frequency of the ultrasound signal emitted).
  • this signal of strong movements has a sudden increase (for example greater than 50% of its average value calculated over a sliding period of 30s to a minute), the respiration signal is considered invalid.
  • Figure 9 which will be described later.
  • transmitter and sensor are positioned so that the acoustic waves emitted by the transmitter reach the sensor without reflection on the face of the subject.
  • the wave path between the transmitter and the sensor is direct.
  • Transmitter and sensor are positioned for this path to pass through the exhaled airflow. It therefore passes close to the nose and / or mouth of the subject. As it passes through the expired airflow, the acoustic waves are disturbed and this disturbance is manifested by a characteristic frequency signature.
  • the embodiment described in detail is the embodiment in which the acoustic waves recovered by the sensor after passing through the stream
  • FIRE I LLE OF REM PLACEM ENT (RULE 26) of exhaled air are waves emitted to reflect on the patient's face.
  • This embodiment has the advantage of being simple to implement.
  • Figures 2 to 8 show the different forms of signals observed on the spectrogram or on a frequency spectrum according to the situations encountered. All these experiments were carried out in a human being and for a signal transmitted at the frequency of 40 kHz without this frequency being limiting.
  • Figure 2 illustrates the signal that is obtained when the subject breathes without performing any particular movement of his body or his head other than those required for normal respiratory activity.
  • This spectrogram illustrates the composition of the frequency of the signal received by a sensor as a function of time. Typically, a period of about 30 seconds is shown in this figure. Each breath, or more precisely each expiration, generates a very significant increase in the frequency band of the received signal. This thus directly reflects a variation in the frequency distribution of the energy of the received signal as a function of time.
  • the characteristic frequency extension of breathing, referenced 20, is clearly visible in this figure. Five expirations 20 and five phases 22 of no breathing appear in this figure.
  • the center line 21 represents the contribution of the signals reflected by the face and the body as well as the received signal directly.
  • the spectrograms presented in FIG. 2 as well as in the following figures which will be described later, can for example be obtained by performing a Fourier transformation on 65536 samples of the received signal signal digitized on 16 bits at 44.1 kHz.
  • the ultra sound signal is emitted at 40kHz, the signal having been reduced around 5kHz by frequency change.
  • a Kaiser-Bessel windowing function of parameter beta 27 approximately is applied to bring out the expirations.
  • Other windowing functions can also give acceptable results.
  • the presentation of the results in the time / frequency plan can be done by assigning a gray level or a color according to the level of the frequency samples.
  • a threshold (assignment of a black or white level) of levels lower than -1 1 OdB compared to the maximum value makes it possible to better show the expirations.
  • the relative intensity of an expiration can be evaluated by comparing the frequency extension on a frequency / time spectrogram and the duration of the phenomenon. A stronger expiration will result in greater frequency extension and / or
  • FIRE I LLE OF REM PLACEM ENT (RULE 26) duration during which this extension appears larger than a shorter amplitude expiration.
  • transducers having the following characteristics:
  • Transmitter Sound power level 1 19dB compared to 0dB 0.00C ⁇ bar.
  • the 40T-16 transmitter provided by Ceramic Transducer Design Co, .Ltd.
  • Receiver 40R-16 sensitivity -65dB (OdB to ⁇ bar).
  • the 40R-16 receiver provided by Ceramic Transducer Design Co, .Ltd.
  • the transmitter and receiver can be placed between 10cm and 30cm or 40 cm from the patient's face.
  • the graph 3a is the time / frequency representation of the signal, the axis of time being directed downwards. This graph shows three clearly identifiable expirations.
  • the graphs 3c and 3b respectively represent the frequency spectra of the signal of the graph 3a at two different instants A and B.
  • the scale of the abscissa carries the frequencies, each division representing 100 Hz in this example.
  • the ordinate scale carries the decibels, each division representing 20 dB.
  • the incident frequency or frequency of the received signal is 40kHz reduced to 5kHz by frequency change.
  • Each of these graphs has a peak 31b, 31c centered around the central frequency 34 which corresponds to the frequency of the received waves.
  • the frequency for which the signal energy is maximum is called a central frequency.
  • Graph 3c is the spectrum during a rest phase, that is to say in the absence of expiration and the spectrum of graph 3b corresponds to an expiration phase.
  • SUBSTITUTE SHEET (RULE 26) These graphs also show a detection frequency band also called frequency band of interest or observation.
  • This frequency band is referenced 37 and has the lower and upper bounds 35 and 36 frequencies in this example 4750Hz and 4900 Hz when the center frequency is 5kHz for a transmission frequency of 40kHz. It is advantageously in this frequency band 37 that the evolution of the composition of the frequencies of the received signal will be followed.
  • the signal power during an expiration phase is more than 10 dB greater than that of a rest phase.
  • the detection frequency bands are identified 32b and 32c on the 3b and 3c spectra. It appears that on these graphs, the signal power at a time of expiration (spectrum B) is between 10 and 20 dB higher than that at rest time (spectrum A). The evolution of the energy in the detection frequency band thus makes it easy to identify the presence of an expiration.
  • the expirations can be detected by considering a detection frequency band 38 located beyond the central frequency 34 of the received signal. These frequency bands are referenced 33b and 33c on the spectra 3b and 3c. The power variation is about 10 dB which allows easy detection of expirations.
  • the power variations are tracked at each instant in two frequency bands: both in a lower frequency band 37 at the central frequency 34 and in a higher frequency band 38 at the central frequency 34. This makes it possible to limit false alarms while offering high reliability.
  • FIG. 4 illustrates the spectrogram of a subject performing movements without breathing (or with some involuntary breaths in this case).
  • the movements are movements back and forth of the head first in the direction of the wave sensor, and then in the direction perpendicular to the sensor, the latter movement being the most common during sleep.
  • Figure 5 shows a situation combining the movements of the subject with respiratory activity.
  • the two phenomena are clearly visible on the spectrogram: the oscillatory movements centered on the central frequency and the broadening of the spectrum. It is then perfectly easy to discriminate them.
  • the invention thus offers great precision in characterizing respiratory activity, even in individuals who move. Its reliability is therefore not limited to observations requiring to immobilize the subject. Its applications are therefore very varied. In addition, it does not induce for the subject any discomfort which is a considerable advantage, in terms of comfort but also in terms of accuracy, since forcing the subject to remain motionless can impact its respiratory activity.
  • a detection frequency band sufficiently far from the central frequency will be taken into account so as not to include the frequency expansion due to the motions.
  • complete changes of sleep position passing on the side to the back for example
  • the respiration signal obtained by frequency filtering is then disturbed. This is not a problem for the diagnosis of sleep apnea, but we can discriminate these cases because the signal of strong movements then undergoes a sudden increase.
  • Figure 9 shows the signal strong movements and the breath signal during a test with apneas, changes in sleep positions and arm movements.
  • the faces give an indication of the position of the head seen from the receiver. There is a significant increase in the signal of strong movements during changes of positions. This increase can be used to automatically disable the operation of the breath signal and thus allow a more precise exploitation of the received signal. This embodiment thus makes it possible to improve the accuracy of the detection of the breaths.
  • the detection frequency bands may be the bands 57 and 58 illustrated. In these frequency bands, only the energy relating to the signals disturbed by the expirations is present. The evolution of energy in these bands of
  • FIRE I LLE OF REM PLACEM ENT (RULE 26) detection frequency 57, 58 thus makes it easy to identify the presence of an expiration.
  • the signal strength during an expiration phase is more than 10dB greater than that during a phase of movement without expiration.
  • a detection frequency band away from the center frequency 34 of about 100 Hz will be used to avoid motion disturbances. Indeed, as it appears on the graph of Figure 5, the movements tend to widen the spectrum in a restricted area around the central frequency.
  • a width of about 100 Hz for the detection frequency band makes it possible to obtain good results.
  • Figure 6 shows a situation alternating between oral and nasal expirations. In both cases, the significant signature of expirations is fully recognized. One can nevertheless notice that during oral breaths the frequency extension is slightly more symmetrical, and that the level is generally a little higher. This figure reinforces the relevance of the invention and its reliability since it appears possible to easily identify expirations of the subject regardless of the mode of expiration: oral or nasal.
  • Figure 7 illustrates an example of detection of a phase of no breathing. It is for example obtained in a subject alternating breathing phases and apneas.
  • a first normal breathing phase which is identified by two frequency extensions each illustrating an expiration
  • phase a second phase during which no frequency extension is identified, which means that the subject does not exhale.
  • the duration of this phase characterized by a disappearance of the characteristic extensions of respiration can be easily measured or evaluated. This duration makes it possible, for example, to determine whether this absence of breathing is apnea. This is clearly the case on this example, since this phase corresponds to more than 20 seconds.
  • the invention makes it possible to discriminate the breaths with respect to the words. Indeed, in the context of the development of the present invention, it has also been noticed that a frequency extension occurs when the subject is speaking. However, the speech signature proves to be sufficiently different from that of the expiration to allow to discriminate them and thus also to detect the speech phases in the middle of an observation of the respiratory activity.
  • the characterization of the subject's respiratory activity is not or only slightly affected by the subject's words. This improves the comfort of the patient during the observation phase since he can speak, especially if the observation time is prolonged. The reliability of the characterization is also increased.
  • Figure 8 shows the signal generated by speech phases. It is clear that expirations produce a characteristic signature that is very different from speech. It is then possible to identify the phases of speech which makes it possible not to take into account these phases in an observation to characterize the respiratory activity.
  • the speech phases of the expirations phases will be discriminated by a pattern matching technique.
  • the recognition and characterization of these signatures can be done directly by an operator by observing a visual representation such as time / frequency spectrograms as in the figures previously described.
  • a signal processing algorithm analyzes the received signal and identifies the expiration phases. It can also be configured to determine respiratory activity parameters such as: duration of expirations, duration between expirations, measurement of relative expirations intensity, apnea phase detection, the duration, counting and frequency of apnea phases.
  • FIRE I LLE OF REM PLACEM ENT (RULE 26) can also automatically deduce the existence and degree of a pathology. It can also generate alarms in case of detection of particular events such as an apnea whose duration exceeds a threshold. In addition, he can control the activation of a personal assistance system.
  • This automatic detection of expirations is particularly advantageous for certain applications in the field of medical safety, such as the monitoring of vital parameters, where it is appropriate to be able to generate automatic alarms throughout the process.
  • a simple example of processing consists of rejecting the central zone of the signal by frequency filtering.
  • the central area of the signal is in a range of 100 to 200 Hz for excitation at 40 kHz. Then we observe the evolution of the remaining energy. We then find the exhale signal, whose period can be measured and estimate the relative level.
  • the algorithm is further configured to discriminate movement expirations.
  • This graph shows the abscissa time in seconds and the ordinate an arbitrary logarithmic unit.
  • the bottom curve shows the breath signal that relates to a detection frequency band. Each peak reflects the presence of a significant power, at a given moment, in this detection frequency band.
  • An automatic thresholding for example at value -240 allows to keep only the powers that reflect an expiration.
  • the top curve shows the signal of strong movements in an arbitrary linear unit. For example, thresholding at the value 25 makes it possible to invalidate the respiration signal during the position change phases.
  • the algorithm can therefore easily identify expirations, calculate the average respiratory rate, identify the phases of apnea without taking into account the moments when the signal is disturbed. More sophisticated methods such as matched filtering or correlation spectrogram for example by pattern recognition (pattern matching technique) can be developed to increase the reliability of recognition.
  • the characterization of the respiratory activity can be performed by supervised pattern recognition in the time / frequency plane. This recognition is done according to the principle of learning / classification.
  • the classifier can be for example a neural network or an SVM.
  • a signal generator 1 generates a periodic signal at the nominal frequency (for optimum performance) of an emitter ultrasound transducer 2.
  • the emitter ultrasound transducer 2 emits an acoustic signal in the medium, typically in the air.
  • this emitter 2 is sufficiently directional so that a significant portion of the acoustic waves emitted propagate directly on the subject's face. This directivity is however not too strong to reach the face of the subject even if it changes position. The directivity of this transmitter will naturally be adapted according to the application and possible movements of the subject when observing its respiratory activity.
  • the system also includes a receiver ultrasound transducer 3 configured to pick up acoustic waves, including those reflected from the vicinity of the subject's face.
  • the signal acquired by the receiving ultrasound transducer 3 is amplified by an amplifier 4 before it is digitized by an analog-to-digital converter 5.
  • the signal received is picked up by a piezoelectric transducer.
  • the system also includes a signal processing unit 6.
  • this signal processing unit 6 performs a sliding Fourier transform on the received signal to generate a time / frequency spectrum.
  • a display unit 7 receives the data from the processing unit 6 of the signal and provides a visual representation of the signal, advantageously in the form of a time / frequency spectrogram.
  • the system If the system is intended to carry out an automatic analysis of the acoustic signal received, it then comprises a processing and analysis unit 8 of the signal.
  • this signal processing and analysis unit 8 automatically detects expirations according to one of the methods indicated above.
  • the automatic detects and calculates the characteristic parameters of the breathing such as the period and the intensity of exhalation, the frequency and the duration of apnea phases, etc.
  • the system is intended to provide a signal representative of the breath to be analyzed by an independent system, then it comprises a processing unit 8 and analysis of the signal.
  • this signal processing and analysis unit 8 provides a breathing signal and possibly a signal of strong movements according to one of the methods indicated above.
  • a display unit 9 allows the display of these characteristic parameters of the breathing.
  • the system also comprises means for activating alerts or actuators that are triggered automatically if the characteristic parameters of the breathing reach abnormal thresholds.
  • the system comprises both the processing unit 6 and the display unit 7 and both the processing and analysis unit 8 and the display unit 9.
  • the invention covers embodiments requiring expiring detection by a user (and therefore not including the processing and analysis unit 8 and the display unit 9). It also covers embodiments allowing only an automatic detection of expirations (the processing unit 6 and the display unit 7).
  • the amplifier 4 of the first embodiment is replaced by the components illustrated in FIG.
  • a sinusoidal oscillator 4.1 at a frequency slightly different from the ultrasound frequency. Typically, this frequency can be 42.5 kHz for an ultrasound frequency of 40 kHz.
  • a mixer 4.2 receives the signals from the receiver ultrasound transducer 3 and the sinusoidal oscillator 4.1.
  • An amplifier 4.3 amplifies the signal at the mixer output 4.2.
  • the amplified signal is then filtered by a low pass filter 4.4 whose cutoff frequency is preferably about 5 kHz for the frequencies indicated above.
  • the amplifier 4.3 can be placed between the receiver 3 and the mixer 4.2.
  • the invention offers significant advantages for many applications.
  • the subject may have to move. This is the case of the application relating to the detection and monitoring of sleep apnea. Indeed, the subject moves and turns his head during his sleep.
  • the invention offers a solution to this problem.
  • a non-limiting example of a solution according to the invention is shown in FIG. 12.
  • the device according to the invention comprises a plurality of ultrasound transducers, receivers 3.1 to 3.x, distributed around the head of the subject.
  • the device according to the invention comprises a plurality of ultrasound transducers, receivers 3.1 to 3.x, distributed around the head of the subject.
  • a support carries all the sensors 3.1 to 3.x.
  • the sensors 3.1 to 3.x are distributed on the support in a circular arc. They are all distant from the subject. They are preferably regularly distributed on this arc.
  • the center of this circle is located in the preferred location of the subject's face, typically the center of a mattress in the case of monitoring the respiratory activity of the subject during sleep.
  • the support forms an arch.
  • the 3.1 to 3.x sensors are equidistant from the face of the subject.
  • the 3.1 to 3.x sensors When the 3.1 to 3.x sensors are distributed around the subject, it has proved particularly advantageous to duplicate the emitters 2 to optimize the "acoustic illumination" of the subject. This provides accurate and reliable expiratory detection regardless of the orientation of the subject's head.
  • several emitters are then provided.
  • three emitters 2.1, 2.2, 2.3 are arranged around the face of the subject. They are preferably arranged at equal distance from the face and are preferably distributed regularly over the arc which they define.
  • the support bearing the sensors 3.1 to 3.x also carries the emitters 2.1 to 2.x.
  • a sequencing unit 1 .2 of the ultrasound emission may be advantageous in order to activate only one transmitter at a time, so as to avoid interference.
  • the sequencing, or the choice of the transmitters to be activated can be controlled from the information from the treatment units 8, 9 or 6 for detecting the respiration as a function of the orientation of the head. For example, these units detect the area from which the expirations originate and activate the best-positioned transmitter to reach that area. Interference can also be avoided by using ultrasonic transmitter / receiver pairs of different frequencies.
  • FIG. 13 illustrates an embodiment in which the units 3,4 and 5 described with reference to FIG. 10 are duplicated for each sensor 3.1 to 3.x in order to improve the acquisition of the signals coming from these different sensors.
  • a processing unit for example similar to the aforementioned unit 8, then detects the presence of the breathing signature in the data coming from the different sensors 3.1 to 3.x. It then selects at each moment the best signal to transmit it to the processing and display units 6 and 9 as well as to the sequencing unit 1 .2.
  • the best acoustic signal is the signal with the highest power or the highest signal-to-noise ratio.
  • Figure 14 illustrates an alternative embodiment, in which only one scanning unit 5 is used. This reduces the cost and complexity of the system. For this we use the embodiment illustrated in Figure 1 1 for the unit 4 by shifting the frequency of the generator 4.1 for each sensor 3.1 to 3.x and replacing the low pass filter 4.4 by a band pass filter properly centered. Next, a summation unit 10 is provided for summing the different channels before digitization by the analog / digital converter 5. The reception of signals centered on a different frequency for each sensor 3.1 to 3.x is illustrated in FIG.
  • the unit 8 can find the data of each sensor by a suitable digital filtering.
  • a 96 kHz sound card could then digitize this signal with good quality.
  • the useful signal being concentrated in a relatively narrow band of the order of 1 kHz, one can easily add other sensors by tightening the filtering.
  • the method according to the invention analyzes the frequency composition of the received ultra-sound signal.
  • the movements of the thorax due to respiration produce almost no variation in the frequency range of the ultrasound used; the Doppler shift for these slow movements being proportional to the frequency.
  • the ultrasonic wave being mainly emitted towards the subject's face, nose and / or mouth, by analyzing the geometry of the sensitivity angles of the transducers, it is clearly noted that the contribution of the thoracic movements in the received signal is very low. Only the fast movements, mainly of the head and the shoulders, produce a variation of frequency, differences in the frequency of emission, (lower than 100Hz for a signal emitted at 40Khz) due to the Doppler effect.
  • the breathing is detected in a frequency band much further from the emission frequency, which shows once again that it is not a question of respiratory movement, but rather of internal characteristics of the flow, for example turbulence and vorticity.
  • the invention provides a precise, robust and simple solution for detecting the breaths of a subject. This detection is carried out without contact and in a manner not perceptible by the subject, which increases its comfort and avoids introducing bias in the observation. It finds many applications. Moreover, its simplicity of implementation and implementation allow it to present limited costs of manufacture and use.

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Abstract

Un aspect de l'invention porte sur un procédé d'identification d'une activité respiratoire d'un sujet (101 ) comprenant : - l'émission, par au moins un émetteur (110, 2.1,..., 2.x), d'ondes acoustiques en direction du nez et/ou de la bouche du sujet (101 ), - la réception, par au moins un capteur (111, 3.1,..., 3.x), d'ondes acoustiques traversant un flux d'air expiré par le du nez et/ou la bouche du sujet (101 ), et en réponse, la génération d'un signal reçu analogique, - la numérisation du signal reçu analogique pour former un signal reçu numérique, caractérisé en ce que les ondes acoustiques émises par un même émetteur (110, 2.1,..., 2.x) sont mono-fréquentielles, et en ce qu'il comprend les étapes suivantes: - suivi de la composition fréquentielle du signal reçu au cours du temps, - identification d'une expiration du sujet : lorsque, au cours du temps on détecte une variation de la puissance du signal reçu supérieure à 1 dB dans une bande de fréquence prédéterminée (38, 37); ou par reconnaissance de formes reflétant la composition fréquentielle du signal reçu.

Description

Procédé et système d'identification d'une activité respiratoire
DOMAINE TECHNIQUE DE L'INVENTION
L'invention concerne le domaine de l'identification de l'activité respiratoire. Elle trouve pour application particulièrement avantageuse mais non limitative le domaine de la caractérisation de l'activité respiratoire d'un sujet pendant son sommeil et sans contact avec ce dernier. Elle trouve également pour application avantageuse, la surveillance de l'activité respiratoire des nourrissons ou encore le domaine de la détection d'une présence humaine.
ÉTAT DE LA TECHNIQUE
La respiration est une fonction vitale de l'homme et de la plupart des animaux. Pouvoir la surveiller et la caractériser en temps réel, et de façon autonome, présente un intérêt sans équivoque.
Au cours de ces dernières années, différentes méthodes ont été développées pour détecter la respiration humaine et permettre le dépistage de certaines pathologies comme le syndrome d'apnées / hypopnées obstructives du sommeil (SAHOS) qui affecte des dizaines de millions de personnes à travers le monde.
FEUILLE DE REMPLACEMENT (RÈGLE 26) Dans de nombreuses solutions permettant le diagnostic de SAHOS par exemple, le débit respiratoire est évalué au niveau buccal par une thermistance ou thermocouple et au niveau nasal au moyen d'une canule. Cette solution présente plusieurs inconvénients. La sensibilité imparfaite de la thermistance pour la reconnaissance des hypopnées tend à sous-estimer le seuil d'apnées / hypopnées à partir duquel apparaissent les symptômes classiques de SAHOS. Par ailleurs, la canule nasale perturbe significativement le sommeil du patient et fausse par conséquent la mesure ainsi que le diagnostic final. En outre, si le patient est enrhumé, la respiration par le nez peut être difficile voire impossible ce qui empêche le fonctionnement de cette technique.
Pour résoudre ce problème plusieurs dispositifs de détection « sans contact » de la respiration humaine ont été proposés.
Certains de ces dispositifs ont été spécifiquement développés pour détecter le « syndrome de mort subite du nourrisson ». Ainsi, le document US4350166, intitulé « Apnea Detector », est basé sur l'utilisation d'une caméra infrarouge. Il présente comme inconvénient de nécessiter une immobilité quasi-totale du nourrisson pour obtenir une efficacité maximum. Depuis, il a été proposé d'autres solutions basées sur le même principe et reposant sur l'analyse d'une image obtenue par une caméra infrarouge.
On peut citer pour mémoire les documents suivants : US5704367 intitulé "Respiration monitor for monitoring respiration based upon an image signal of a facial région", DE 102004033907 intitulé "Device for monitoring a patient with regard to the breathing and/or snoring comprises an infrared caméra with an infrared lamp and a microphone" ou encore "apnea détection system" (2008) publié sous le numéro JP2009183560.
Dans la plupart des cas, les mouvements du patient durant son sommeil vont rendre très difficile, voire impossible, la détection de sa respiration. De plus, le traitement de l'image 3D demeure complexe et délicat. Enfin, les dispositifs mettant en œuvre des caméras ou détecteurs infrarouges pour la bande spectrale considérée induisent des coûts aujourd'hui encore très élevés.
Parallèlement, une autre technique a fait l'objet de nombreuses recherches : la détection de la respiration humaine par ultrasons. Ainsi, un dispositif appelé « Infant respiratory monitor » déposé en 1984 a été publié sous la référence GB2164773. Ce dispositif concerne un contrôleur respiratoire pour nourrisson utilisant l'effet Doppler pour ultrasons envoyés sur le thorax ou le corps. L'effet Doppler permet de détecter les
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) mouvements du thorax, ce qui peut refléter une activité respiratoire. Depuis d'autres solutions ont été proposées sur ce principe.
Une autre solution basée sur la détection des mouvements du corps est décrite dans le document EP1614381. Dans cette solution, il est nécessaire que le sujet soit enfermé dans un volume fermé dont les dimensions ne sont pas trop grandes par rapport au sujet comme par exemple le compartiment passager d'un véhicule, ce qui limite les applications possibles de cette solution.
Ce type de solutions présente de sérieux inconvénients. En effet, il se base sur la détection des mouvements du thorax, ou du corps, induits par la respiration. Or, ces mouvements sont combinés et perturbés par les autres mouvements du corps, et peuvent ne pas garantir à eux seuls l'activité respiratoire. Par exemple dans le cas d'apnée obstructive du sommeil, le sujet continue à effectuer des mouvements thoraciques sans pour autant parvenir à respirer normalement. Les méthodes basées sur la seule détection des mouvements sont alors inopérantes et ont du mal à discriminer cette situation d'une respiration normale.
Une autre solution consiste à essayer de détecter directement le flux d'air généré par l'individu. A cet effet, deux détecteurs d'ultrasons sont placés à des distances différentes de la tête de la personne pour recevoir des ultrasons envoyés au niveau du nez et de la bouche de l'individu. La caractérisation de l'activité respiratoire est ensuite basée sur l'analyse de la différence de temps de propagation ou du déphasage entre les signaux ultrasons renvoyés par le visage de l'utilisateur.
Ces méthodes s'avèrent complexes et délicates à mettre en œuvre car la variation de vitesse ou de phase est relativement faible. Leur précision est alors limitée et requiert tout de même une installation complexe.
Ainsi, il serait particulièrement avantageux de disposer d'une solution qui permette de résoudre tout ou partie des inconvénients des systèmes connus. En particulier, il serait utile de pouvoir identifier de manière fiable l'activité respiratoire d'un individu, sans gêner cet individu, et tout en présentant une complexité limitée.
La présente invention vise à atteindre cet objectif.
RÉSUMÉ DE L'INVENTION
Pour atteindre cet objectif, un aspect de la présente invention concerne un procédé d'identification d'une activité respiratoire d'un sujet comprenant :
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) - l'émission, par au moins un émetteur, d'ondes acoustiques en direction du nez et/ou de la bouche du sujet,
- la réception, par au moins un capteur d'ondes acoustiques traversant un flux d'air expiré par le nez et/ou la bouche visage du sujet après avoir été émises par ledit au moins un émetteur, et en réponse, la génération d'un signal reçu analogique,
- numérisation du signal reçu analogique pour former un signal reçu numérique. Afin de détecter les respirations du sujet, l'invention prévoit une analyse de la composition en fréquence du signal ultrasonore reçu.
De manière préférée, le procédé comprend une étape de suivi de la composition fréquentielle du signal reçu au cours du temps. De manière préférée, le procédé comprend une étape d'identification d'une expiration du sujet : lorsque, au cours du temps on détecte une variation de la puissance du signal reçu supérieure à 1 dB dans une bande de fréquence prédéterminée ; ou par reconnaissance de formes reflétant la composition fréquentielle du signal reçu.
Ainsi, l'invention analyse directement le flux d'air expiré contrairement aux méthodes indirectes basées sur les mouvements thoraciques. Elle permet d'éviter tout contact avec le sujet dont la respiration doit être surveillée. En outre cette analyse n'est pas perceptible par le sujet. L'invention se base sur l'analyse des variations de caractéristiques des signaux ultra sonores dues à la modification du milieu de propagation induite par le flux respiratoire.
Dans le cadre du développement de la présente invention, il a été découvert que la respiration génère une signature fréquentielle très caractéristique.
Cette signature est clairement identifiable par rapport aux perturbations de l'environnement, causées par exemple par les mouvements du sujet.
Autrement dit, les réponses spectrales des deux effets, respiration et mouvement du patient, sont suffisamment différentes pour pouvoir envisager de les séparer. En effet, les échos dus aux mouvements du sujet présentent une cohérence spectrale tandis que les effets de la respiration se traduisent par un élargissement spectral. La discrimination entre les mouvements du sujet et l'expiration est faite en fonction de l'absence ou de la présence de cette signature particulière dans le signal reçu.
En représentant le spectre du signal sur un graphe déroulant temps/fréquence on voit parfaitement apparaître les variations dues à la respiration du sujet : à chaque expiration correspond l'apparition d'un signal autour de la fréquence centrale du signal
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) reçu. Autrement dit, l'expiration fait apparaître de l'énergie dans une bande de fréquence proche mais ne comprenant pas la fréquence centrale du signal reçu ou fait apparaître une augmentation d'énergie dans une bande de fréquence englobant la fréquence centrale du signal reçu. Cela permet de déterminer aisément et de manière fiable les paramètres de l'activité respiratoire tels que notamment le temps entre les expirations et l'amplitude relative de l'expiration.
Puisqu'elle permet de discriminer distinctement les perturbations acoustiques dues aux mouvements et dues à la respiration, l'invention s'avère particulièrement efficace, notamment pour caractériser l'apnée du sommeil chez les patients qui bougent fortement durant leur sommeil, tels que les enfants souffrant d'obésité.
De manière avantageuse, l'invention ne nécessite pas que le sujet soit enfermé dans un volume fermé comme c'est le cas dans de nombreuses solutions qui ne fonctionnent que si le sujet est enfermé dans un volume fermé dont les dimensions ne sont pas trop grandes par rapport au sujet comme par exemple le compartiment passager d'un véhicule. L'invention peut parfaitement fonctionner dans un volume ouvert puisque seules les turbulences des flux d'air autour du nez et la bouche sont analysées, les ondes ultrasoniques étant dirigées vers cette zone En outre, l'invention permet aussi la détection continue de la respiration qu'elle soit nasale, buccale ou mixte ce qui n'est pas le cas d'autres dispositifs tels que la canule nasale par exemple.
Dans le cas d'une application d'aide au diagnostic de l'apnée du sommeil ou de la surveillance d'un patient, l'invention permet de surveiller le patient quelle que soit sa position dans le lit en utilisant plusieurs capteurs en procédant à une fusion adaptée des diverses mesures.
En outre, la détection de respirations peut permettre de déduire la présence d'une personne à un endroit donné. L'invention permet ainsi d'améliorer la sécurité de certaines applications, par exemple pour vérifier la présence d'un conducteur à un poste de conduite.
Par ailleurs, la mise en œuvre du procédé selon l'invention est particulièrement simple et peu onéreuse. On obtiendra des résultats parfaitement satisfaisants avec des équipements conventionnels et une installation relativement rapide. L'invention est ainsi très avantageuse en termes de coût et de simplicité d'installation par rapport à
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) des solutions qui seraient basées sur une comparaison des phases des ondes émises dans deux sens différents sur un même chemin acoustique.
En outre, pour une zone donnée de recherche, l'invention permet d'obtenir de bons résultats tout en ne nécessitant qu'un seul émetteur et un seul capteur. L'invention permet ainsi de limiter les équipements nécessaires. Pour couvrir une large zone de détection, le nombre d'éléments à dupliquer reste donc limité.
Avant d'entamer une revue détaillée de modes de réalisation de l'invention, sont énoncées ci-après des caractéristiques optionnelles qui peuvent éventuellement être utilisées en association ou alternativement :
Selon un mode de réalisation avantageux, les ondes acoustiques traversant le flux d'air provenant du nez et/ou de la bouche du sujet sont des ondes réfléchies par le visage et plus précisément par le nez et/ou la bouche du sujet. Une partie au moins des ondes émises par l'émetteur parvient ainsi au capteur après réflexion sur le visage du patient. A proximité de cette réflexion, le flux d'air expiré par le patient perturbe les ondes. Ce mode de réalisation a pour avantage d'être simple à mettre en œuvre. Il ne nécessite pas un positionnement très précis et complexe des capteur(s) et émetteur(s).
Alternativement, les ondes acoustiques traversant le flux d'air provenant du nez et/ou de la bouche du sujet sont des ondes non réfléchies par le nez et/ou la bouche du sujet. Ces ondes sont alors émises par un émetteur et reçues directement, c'est-à- dire sans réflexion intermédiaire, par un capteur. Ces ondes acoustiques non réfléchies se trouvent néanmoins perturbées lors de leur passage à travers le flux d'air expiré. Lorsque le sujet de respire pas, elles ne sont pas perturbées.
L'invention permet ainsi d'analyser la composition en fréquence du signal ultra sonore reçu.
La respiration est détectée dans une bande de fréquence éloignée de la fréquence du signal émis.
Les solutions basées sur une détection des mouvements du sujet exploitent principalement la variation de l'amplitude du signal reçu, et donc ne dépendent quasiment pas de la fréquence des signaux sonores émis. Les fréquences mentionnées dans ces solutions sont des fréquences de variation de l'amplitude du signal reçu et ne représentent pas une déformation spectrale comme c'est le cas dans notre procédé.
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) Le procédé selon l'invention utilise la déformation du spectre du signal des ondes acoustiques pour détecter les respirations.
Avantageusement, l'identification d'une expiration du sujet est effectuée par une reconnaissance supervisée ou non supervisée de motifs (pattern matching) dans le plan temps/fréquence. Cette reconnaissance peut être effectuée suivant le principe apprentissage/classification. Le classifieur peut être par exemple, un réseau de neurones ou un SVM, acronyme de support vector machine, qui signifie en français machines à vecteurs de support.
Alternativement, l'identification d'une expiration du sujet est effectuée par détection d'une augmentation d'au moins 1 décibel de la puissance du signal obtenu par filtrage fréquentiel du signal reçu au cours d'une période d'au moins 0.5 seconde. Afin de limiter les risques de fausses alertes, le seuil de détection est de préférence de 2 dB et de préférence de 3 dB et de préférence de 5 dB et de préférence de 8 dB. Avantageusement il sera d'au moins 10 dB. Le filtrage fréquentiel peut être un filtre réjecteur centré sur la fréquence centrale du signal émis, ou l'une de ces harmoniques, éventuellement complété par un filtrage passe bande dont la fréquence centrale est légèrement décalée par rapport à la fréquence centrale du signal reçu et, selon un mode de réalisation particulier, complété par un filtrage passe bande d'une largeur d'environ 100 à 400 Hz, de préférence 100 à 200 Hz et décalé d'environ 100Hz par rapport à la fréquence émise pour une fréquence d'ultrason émise de 40kHz ou complété,
.De manière à éviter des détections de respiration intempestives lors du mouvement du sujet, on peut ajuster la fréquence centrale du filtrage sur la fréquence pour laquelle le signal reçu est maximal. On peut aussi utiliser un filtre adapté pour maximiser le rapport signal sur bruit.
Alternativement, l'identification d'une expiration du sujet est effectuée par détection d'un élargissement supérieur à 40% du spectre fréquentiel du signal reçu au cours d'une période d'au moins 0.5 seconde.
Alternativement, l'identification d'une expiration du sujet est effectuée par détection d'une augmentation du niveau d'au moins 5, et de préférence d'au moins 8 et de préférence d'au moins 10dB à plus et/ou moins 0.3% de la fréquence centrale, c'est-à-dire la fréquence du signal reçu pour laquelle le niveau est maximal et ce pendant une période d'au moins 0.5 seconde.
Alternativement, l'identification d'une expiration du sujet est effectuée par détection d'une diminution d'au moins 30% de l'amplitude ou de la valeur efficace du
FEUILLE DE REMPLACEMENT (RÈGLE 26) signal reçu au cours d'une période d'au moins 1 seconde. Cette dernière méthode très simple est plus sujette aux fausses détections dues à des mouvements du sujet.
Toutes les valeurs de pourcentage et de temps sont données à titre d'exemple. Il convient d'ajuster ces valeurs en fonction des objectifs de taux de non détection et de taux de fausses alarmes souhaités. Les valeurs sont données ici pour une onde ultrasonore incidente de 40kHz.
Selon un mode de réalisation, ladite bande de fréquence prédéterminée, à l'intérieur de laquelle on détecte une variation de la puissance du signal reçu est une bande de fréquence comprenant la fréquence centrale du signal reçu.
Alternativement et de préférence, ladite bande de fréquence prédéterminée, ne comprend pas la fréquence centrale du signal reçu. Cela permet de ne pas contenir les signaux reçus directement de l'émetteur et n'ayant pas été réfléchis par le visage du sujet. En outre, en écartant de ladite bande de fréquence prédéterminée de la fréquence centrale, on évite de prendre en compte les signaux reflétant les mouvements du sujet, ces signaux étant concentrés dans une bande de fréquence proche de la fréquence centrale.
De préférence, ladite bande de fréquence prédéterminée présente une largeur d'au moins 0.3% de la fréquence centrale du signal reçu. De préférence, cette largeur est d'au moins 0.5% et de préférence comprise entre 0.3 et 1 % de la fréquence centrale du signal reçu.
De préférence, ladite bande de fréquence prédéterminée est éloignée de la fréquence centrale du signal reçu d'au moins 0.2% de cette fréquence centrale. Ainsi, si par exemple pour une onde incidente émise à 40kHz et pour une fréquence centrale reçue ramenée autour de 5000Hz par changement de fréquence, la bande de fréquence de détection a pour borne supérieure 4900Hz. De manière alternative, si par exemple la fréquence centrale est de 5000Hz, la bande de fréquence de détection a pour borne inférieure 5100Hz. Avantageusement, cela permet de conserver dans la bande de fréquence de détection uniquement les variations d'énergie dues aux expirations et de conserver hors de la bande de fréquence de détection les variations d'énergie dues aux mouvements du sujet.
De préférence, ladite bande de fréquence prédéterminée est éloignée de la fréquence centrale du signal reçu d'au moins 0.4% de cette fréquence centrale.
Cela permet de limiter les risques de détection de fausses expirations.
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) Avantageusement la génération le signal reçu analogique est basée uniquement sur les ondes acoustiques traversant le flux d'air expiré par le nez et/ou la bouche visage du sujet.
Selon un mode de réalisation, l'identification de l'expiration du sujet comprend la fourniture, à l'aide d'une unité de visualisation, d'une représentation visuelle de la répartition temps/fréquence du signal reçu.
Selon un mode de réalisation, ladite représentation visuelle est le spectre des fréquences du signal reçu numérique à un instant donné. Lorsque la variation dans le temps de la puissance du signal dépasse un seuil, on en déduit la présence d'une expiration. Alternativement, ladite représentation visuelle représente l'évolution de la largeur de la bande passante du signal reçu numérique en fonction du temps. Lorsque cette largeur dépasse un seuil, on en déduit la présence d'une expiration. Alternativement, la dite représentation visuelle est une courbe représentant l'évolution temporelle de la puissance reçue dans une bande de fréquence prédéterminée telle décrite précédemment. Lorsque cette courbe présente un niveau constant pendant un intervalle de temps de l'ordre de 30 secondes à une minute, on peut en déduire la présence d'une apnée. La fréquence fondamentale moyennée sur une ou plusieurs minutes donne la fréquence respiratoire moyenne sur cet intervalle de temps.
Selon ce mode de réalisation, l'identification de l'expiration du sujet est effectuée par un opérateur.
Selon un mode de réalisation, l'identification de l'expiration du sujet est effectuée de manière automatique par un algorithme. De préférence, par une reconnaissance de profils fonction de la fréquence du signal.
Selon un mode de réalisation on génère un signal dit de forts mouvements, la génération de ce signal de forts mouvements comprenant le filtrage du signal reçu pour ne conserver que les composantes reçues dans au moins une zone et de préférence deux zones situées de part et d'autre de la fréquence centrale du signal reçu et ne comprenant pas la fréquence centrale du signal reçu. Avantageusement, lorsque l'on détecte dans cette ou ces zones une augmentation, supérieure à un seuil prédéterminé, on considère que le signal de respiration est invalide, le seuil prédéterminé étant supérieur ou égal à 30% de la valeur moyenne du signal de forts mouvements.
FEUILLE DE REMPLACEMENT (RÈGLE 26) Selon une variante avantageuse, la génération du signal de forts mouvements comprend le filtrage du signal reçu pour ne conserver que les composantes reçues dans au moins deux zones présentant une largeur d'environ 10 à 15Hz et situées à environ plus et moins 15 à 20Hz de part et d'autre de la fréquence centrale du signal reçu.
Selon une variante avantageuse, le seuil prédéterminé est supérieur ou égal à 50% de la valeur moyenne du signal de forts mouvements calculée sur un période glissante de 30 secondes à une minute.
A l'aide d'une des méthodes décrites auparavant, on note les instants moyens où une expiration est détectée. On peut en déduire ainsi la fréquence respiratoire moyenne sur une période de référence glissante de l'ordre par exemple de 30 secondes à une minute par exemple en prenant l'inverse de la moyenne des intervalles entre deux expirations successives pendant la période de référence.
On peut alors émettre une alarme (ou indiquer à un opérateur selon les applications), lorsque les intervalles entre les instants d'expiration s'écartent (en plus et/ou en moins selon les applications) de cette valeur moyenne. Les seuils de déclenchement de l'alarme sont à régler en fonction de la sensibilité souhaitée, on peut prendre par exemple 50% du temps moyen.
Selon un mode de réalisation l'émission des ondes acoustiques est effectuée de manière à ce que dans le spectre de l'onde émise, il y ait une zone suffisamment large présentant une seule raie étroite. C'est autour de cette zone que l'on travaille. Selon un mode de réalisation avantageux, les ondes acoustiques émises par un même émetteur sont périodiques. Cela permet d'obtenir une zone suffisamment large présentant une raie étroite. Avantageusement, les ondes acoustiques émises par un même émetteur sont mono-fréquentielles. Avantageusement, les ondes acoustiques émises ont une fréquence comprise entre 10 à 100 kHz et de préférence entre 20 à 70 kHz. Les ondes acoustiques émises sont sinusoïdales, carrées ou autre. Selon un mode de réalisation, pour chaque signal issu du capteur, on effectue une amplification de ce signal avant sa numérisation.
FEUILLE DE REMPLACEMENT (RÈGLE 26) Alternativement, pour chaque signal issu du capteur, on mélange ce signal avec un signal dont la fréquence est différente de celle des ondes acoustiques émises par l'émetteur, on amplifie le signal mélangé et on le filtre à l'aide d'un filtre passe-bas. Avantageusement, cela permet de pouvoir numériser le signal en basse fréquence avec des équipements simples telle qu'une carte son conventionnelle d'un ordinateur personnel (PC).
Selon un mode de réalisation avantageux, plusieurs capteurs sont répartis autour du sujet. Cela permet d'améliorer la fiabilité de l'observation surtout lorsque le sujet bouge.
Selon un mode de réalisation avantageux, plusieurs émetteurs sont répartis autour du sujet.
Selon un mode de réalisation particulièrement avantageux, entre quatre et huit capteurs et entre un et quatre émetteurs sont répartis autour du sujet.
Avantageusement, au moins certains des émetteurs émettent des ondes acoustiques de manière alternative. Ainsi, au moins certains des émetteurs émettent des ondes acoustiques de manière non simultanée. Cela permet de limiter les interférences. Avantageusement, à chaque instant un unique émetteur émet des ondes acoustiques. Selon un premier mode de réalisation, au moins certains des émetteurs émettent des ondes acoustiques de manière séquentielle. Selon un deuxième mode de réalisation, au moins certains des émetteurs émettent des ondes acoustiques de manière alternative en fonction de la position et/ou de l'orientation du visage de l'utilisateur. Selon un mode de réalisation avantageux, chaque émetteur émet des ondes acoustiques dont la fréquence est différente de la fréquence des ondes acoustiques émises par les autres émetteurs. Selon un mode de réalisation avantageux, chaque récepteur est associé à un émetteur formant ainsi un couple émetteur/récepteur et chaque couple est associé à une fréquence distincte d'émission des ondes acoustiques. Ces modes de réalisation peuvent être utilisés en combinaison.
Selon un premier mode de réalisation, les ondes acoustiques sont reçues par une pluralité de capteurs et pour chaque signal issu d'un capteur, on effectue une amplification de ce signal avant sa numérisation.
Selon un deuxième mode de réalisation, les ondes acoustiques sont reçues par une pluralité de capteurs, et pour chaque signal issu du capteur ; on mélange ce signal avec un signal de mélange dont la fréquence est différente de celle des ondes
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) acoustiques émises par l'émetteur, la fréquence de chaque signal de mélange étant différente ; on filtre chaque signal mélangé par un filtre passe bande, la bande de fréquences de chaque filtre passe bande étant différente ; on somme les signaux obtenus en sortie de chaque filtre passe bande ; puis on effectue l'étape de numérisation sur le signal sommé. Par un filtrage numérique adapté, on peut ensuite retrouver les données issues de chaque capteur. Ce mode de réalisation permet de n'avoir qu'une seule unité de numérisation ce qui permet de réduire le coût et la complexité du système. Selon un mode de réalisation avantageux, les ondes acoustiques sont reçues par une pluralité de capteurs et une unité de traitement identifie le capteur qui reçoit le meilleur signal acoustique. L'étape d'identification de l'expiration du sujet se base sur ce meilleur signal. Un autre aspect de la présente invention concerne un système d'identification d'une activité respiratoire d'un sujet comprenant :
- au moins un émetteur d'ondes acoustiques apte à être orienté de manière à émettre des ondes acoustiques en direction du visage du sujet,
- au moins un récepteur d'ondes acoustiques configuré pour recevoir les ondes acoustiques émises par ledit au moins un émetteur et réfléchies au moins par le visage du sujet ou perturbées par un flux d'air expiré par le sujet et configuré pour générer en réponse un signal reçu analogique,
- une unité de conversion du signal reçu analogique en un signal reçu numérique.
Le dispositif de traitement est par ailleurs configuré pour :
- suivi de la composition fréquentielle du signal reçu au cours du temps,
- identification d'une expiration du sujet : lorsque, au cours du temps on détecte une variation de la puissance du signal reçu supérieure à 1 dB et de préférence supérieure à 2 dB dans une bande de fréquence prédéterminée ; ou par reconnaissance de formes reflétant la composition fréquentielle du signal reçu.
De manière optionnelle mais avantageuse, le système comprend une pluralité de capteurs disposés autour d'une position privilégiée du sujet. De préférence, il comprend un support portant les capteurs.
FEUILLE DE REMPLACEMENT (RÈGLE 26) Un autre aspect de la présente invention concerne un appareil de caractérisation de l'activité respiratoire d'un sujet comprenant un système d'identification de l'activité respiratoire selon l'invention.
Avantageusement, l'invention permet une analyse directe de la respiration par simple visualisation des respirations identifiées.
Selon un mode de réalisation, l'appareil comprend un système d'identification de l'activité respiratoire selon l'invention ainsi qu'un système d'analyse de l'activité respiratoire identifiée
Selon un mode de réalisation avantageux, l'appareil est un appareil destiné à fournir un signal représentatif de la respiration d'un sujet et éventuellement un signal représentatif du mouvement de la tête et des épaules principalement destiné à valider le signal de respiration. Ces signaux pourront être exploités directement par des opérateurs ou automatiquement par des algorithmes pour des applications de diagnostic de pathologies respiratoires, de surveillance de patient ou de détection de présence.
Selon un mode de réalisation avantageux, l'appareil est un appareil de détection de l'apnée du sommeil ou d'apnée d'un nourrisson.
Selon un autre mode de réalisation avantageux, l'appareil est un appareil de détection d'une présence humaine.
Les autres objets, caractéristiques et avantages de la présente invention apparaîtront à l'examen de la description suivante et des dessins d'accompagnement. Il est entendu que d'autres avantages peuvent être incorporés.
BRÈVE DESCRIPTION DES FIGURES
Les buts, objets, ainsi que les caractéristiques et avantages de l'invention ressortiront mieux de la description détaillée d'un mode de réalisation de cette dernière qui est illustré par les dessins d'accompagnement suivants dans lesquels :
La figure 1 est un schéma illustrant un exemple de réalisation de l'invention. La figure 2 est un spectrogramme d'une activité respiratoire normale sans mouvement du sujet, le temps et la fréquence étant respectivement en abscisse et en ordonnées.
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) La figure 3a est une représentation des fréquences en fonction du temps d'une activité respiratoire normale sans mouvement du sujet, le temps étant représenté selon l'axe vertical.
Les figures 3b et 3c représentent respectivement les spectres fréquentiels lors d'une phase d'expiration puis d'une phase de repos (échelle en dB).
La figure 4 est un spectrogramme reflétant les mouvements d'un sujet avec peu de respiration.
La figure 5 est un spectrogramme reflétant une activité respiratoire normale et des mouvements d'un sujet.
La figure 6 est un spectrogramme d'une activité respiratoire alternant expirations buccales et nasales.
La figure 7 est un spectrogramme illustrant une phase d'apnée.
La figure 8 est un spectrogramme illustrant un signal généré par des paroles.
La figure 9 est une illustration des signaux obtenus après filtrage du signal reçu par un seul capteur dans des bandes de fréquences prédéterminées. Deux signaux sont montrés : un signal de respiration qui montre les expirations d'un sujet avec de courtes phases d'apnées et des changements brusques de position de sommeil ainsi qu'un signal dit de forts mouvements qui permet de repérer ces changements de position. La figure 10 est un schéma illustrant un exemple de système selon l'invention.
Les figures 1 1 a et 1 1 b sont des schémas illustrant des modes de réalisation particuliers pour une unité participant au traitement du signal reçu.
La figure 12 est un schéma illustrant un mode de réalisation particulier comprenant plusieurs récepteurs répartis autour du sujet.
La figure 13 est un schéma illustrant un mode de réalisation particulier d'un système comprenant plusieurs récepteurs répartis autour du sujet.
La figure 14 est un schéma illustrant un autre mode de réalisation particulier d'un système comprenant plusieurs récepteurs répartis autour du sujet.
La figure 15 est un spectrogramme illustrant un exemple de signaux reçu par une pluralité de capteurs.
Les dessins sont donnés à titre d'exemples et ne sont pas limitatifs de l'invention. Ils constituent des représentations schématiques de principe destinées à faciliter la compréhension de l'invention et ne sont pas nécessairement à l'échelle des applications pratiques. En particulier les dimensions relatives des différents éléments ne sont pas représentatives de la réalité.
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) DESCRIPTION DÉTAILLÉE DE L'INVENTION
Bien que l'invention soit particulièrement bien adaptée à la détection de l'activité respiratoire de l'homme et notamment celle du nourrisson, elle s'étend également à tous les êtres vivants respirant à l'air libre. Le terme individu englobe donc aussi bien les humains que les animaux.
Un exemple non limitatif de l'invention va maintenant être décrit en référence à la figure 1.
L'invention comprend un dispositif comprenant un générateur 109 et un émetteur 1 10 d'ultrasons configuré pour propager une onde acoustique 100 dans la direction du sujet 101 à analyser. De préférence, cette onde acoustique 100 est dirigée vers le nez et la bouche d'un sujet 101 dont l'activité respiratoire doit être observée.
Une partie de l'énergie incidente est réfléchie par le sujet, mais également par tous les objets proches. Un ou plusieurs récepteurs 1 1 1 , de type microphones, captent le signal acoustique 200 issu de cette onde réfléchie et le transmettent sous forme numérique à une unité de traitement 1 13 comprenant un calculateur configurée pour traiter le signal. De préférence et comme cela sera détaillé par la suite, le dispositif peut comprendre divers blocs un amplificateur 1 12 pour la mise en forme du signal avant son traitement. Selon un mode de réalisation de l'invention le signal est traité de manière à en offrir une représentation visuelle 1 14 interprétable par un opérateur.
De préférence, le signal émis 100 est un signal ultrasonore mono-fréquentiel dans une gamme typique de 10 à 100kHz. De préférence, ce signal émis 100 présente une fréquence supérieure à 20kHz afin d'éviter d'être audible par le sujet. De préférence, il présente une fréquence inférieure à 70 kHz afin de limiter sa directivité de manière à atteindre les zones d'intérêt (nez et bouche) même en présence de mouvements du sujet. La forme du signal émis 100 peut être indépendamment sinusoïdale, carrée, ou autre.
Le signal reçu 200 est formé de plusieurs composantes :
- la composante réfléchie par le visage du sujet 101 et par le corps dans une moindre mesure,
- la composante réfléchie 201 par le visage du sujet 101 et perturbée par l'air expiré 102 par le sujet 101 ,
- la composante réfléchie par les objets fixes environnant le sujet 101 ,
la composante reçue directement de l'émetteur 1 10.
Les signaux réfléchis par les objets fixes proches et le signal reçu directement, qu'il est généralement difficile d'éliminer complètement, présentent des formes et des
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) fréquences identiques à celles du signal émis 100. Leurs amplitudes sont constantes car les distances entre les points de réflexion et le récepteur 1 1 1 ne varient pas.
Les signaux réfléchis par le corps et le visage du sujet restent identiques au signal émis 100 si le sujet 101 ne bouge pas. En revanche, lorsque le sujet 101 bouge, on détecte une variation de la fréquence du signal reçu. Cette variation correspond à l'effet Doppler. Ce signal garde une certaine cohérence spectrale. Cela se traduit sur un spectrogramme fréquence/temps par une faible extension en fréquence et sur un spectre fréquentiel par une faible extension de la largeur de la raie.
Typiquement, pour un mouvement de la tête de va-et-vient dans la direction du récepteur 1 1 1 , cette variation ne dépasse pas plus ou moins 60Hz pour une fréquence incidente de 40kHz de l'amplitude de la fréquence sur un spectrogramme et ne dépasse pas plus ou moins 30Hz pour la même fréquence incidente. Selon un autre mode de réalisation, un mouvement de la tête de va-et-vient dans la direction du récepteur 1 1 1 , génère une extension ne dépasse pas 0.2 % de la largeur du spectre sur un spectrogramme et ne provoque pas l'apparition de composante à plus de -90dB à plus de 0.5 % de la fréquence pour laquelle le niveau est maximum dans un spectre fréquentiel.
Typiquement, pour un mouvement de la tête de va et vient dans une direction perpendiculaire au récepteur 1 1 1 cette extension ne dépasse pas 0.1 % de la largeur du spectre sur un spectrogramme et ne provoque pas l'apparition de composante à plus de -90dB à plus de 0.5 % de la fréquence pour laquelle le niveau est maximum dans un spectre fréquentiel. Ce mouvement correspond généralement à une rotation de la tête autour de l'axe de la colonne vertébrale et est le plus fréquent lors du sommeil.
Typiquement, aux fréquences d'ultrasons employées, de l'ordre de 20 à 70 kHz, les mouvements respiratoires du thorax et les faibles mouvements de la tête qui se produisent durant le sommeil ne produisent qu'une faible variation de fréquence du signal reçu (toujours inférieure à 100Hz) car les vitesses associées sont faibles et que l'effet Doppler est proportionnel à la vitesse. Par contre des mouvements très rapides de la tête, des épaules ou encore le passage des bras devant le capteur, par exemple lors d'un changement de position durant le sommeil, peuvent produire par effet Doppler une variation de fréquence plus importante du signal reçu qui vient perturber la détection de l'expiration. Pour ces cas peu fréquents, il est possible de produire à partir du signal reçu un signal qui lorsqu'il subira une brusque augmentation indiquera une possibilité de mauvaise détection de l'expiration. Pour produire un tel signal, appelé signal de forts mouvements par la suite, on peut filtrer le signal reçu pour ne conserver
FEUILLE DE REMPLACEMENT (RÈGLE 26) que les composantes reçues dans deux zones d'environ 10 à 15Hz de largeur situées à environ plus et moins 15 à 20Hz de part et d'autre de la fréquence émise (ces valeurs sont données à titre indicatif pour une fréquence d'ultrason émise de 40Khz, ces valeurs seront adaptées en fonction de la fréquence du signal ultrason émis). On exclue ainsi la zone centrale car le niveau du signal dans cette zone varie dans de grandes proportions en fonction de la position du sujet. Lorsque ce signal de forts mouvements présente une brusque augmentation (par exemple supérieure à 50 % de sa valeur moyenne calculée sur un période glissante de 30s à une minute), le signal de respiration est considéré comme invalide. Ce mode de réalisation est illustré par la Figure 9 qui sera décrite par la suite.
La cohérence spectrale qui est conservée lors des mouvements s'explique par le fait que la réflexion de l'onde se fait sur des parties homogènes et cohérentes qui ont toutes, à un instant donné, quasiment la même vitesse par rapport au récepteur. La figure 4 illustre ce cas et sera décrite ci-dessous plus en détail.
En revanche, lorsque le sujet expire de l'air, il crée un flux turbulent près du nez ou de la bouche. Dans ce flux des vortex à des échelles spatiotemporelles différentes interagissent produisant un champ de vitesse complexe qui diffuse l'onde sonore. On observe alors un élargissement du spectre de fréquence du signal reçu dont les caractéristiques temporelles et fréquentielles se révèlent alors représenter une signature particulière propre à l'expiration. C'est la reconnaissance et la caractérisation de cette signature qui est exploitée pour détecter et discriminer les expirations et de fait, déterminer la fréquence et l'amplitude respiratoires. Ainsi, la discrimination entre les mouvements du sujet et l'expiration est faite en fonction de l'absence ou de la présence de cette signature particulière dans le signal reçu. Les figures 2 et 3a et 3b et 3c décrites plus en détail ci-dessous illustrent clairement cette signature de l'onde acoustique ayant traversée un flux d'air expiré.
Selon un mode de réalisation alternative, émetteur et capteur sont positionnés de sorte que les ondes acoustiques émises par l'émetteur parviennent au capteur sans réflexion sur le visage du sujet. Ainsi, le trajet des ondes entre l'émetteur et le capteur est direct. Émetteur et capteur sont positionnés pour que ce trajet passe par le flux d'air expiré. Il passe donc à proximité du nez et/ou de la bouche du sujet. Lors de son passage à travers le flux d'air expiré, les ondes acoustiques sont perturbées et cette perturbation se manifeste par une signature fréquentielle caractéristique. Dans la suite de la description, le mode de réalisation décrit en détail est le mode de réalisation dans lequel les ondes acoustiques récupérées par le capteur après passage à travers le flux
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) d'air expiré sont des ondes émises pour se réfléchir sur le visage du patient. Ce mode de réalisation a pour avantage d'être simple à mettre en œuvre.
Les figures 2 à 8 montrent les différentes formes de signaux observées sur le spectrogramme ou sur un spectre fréquentiel en fonction des situations rencontrées. Toutes ces expériences ont été réalisées chez un être humain et pour un signal émis à la fréquence de 40 kHz sans que cette fréquence soit limitative.
La figure 2 illustre le signal que l'on obtient lorsque le sujet respire sans effectuer de mouvement particulier de son corps ou de sa tête autres que ceux nécessaires à activité respiratoire normale.
Ce spectrogramme illustre la composition de la fréquence du signal reçu par un capteur en fonction du temps. Typiquement, une période d'environ 30 secondes est représentée sur cette figure. Chaque respiration, ou plus précisément chaque expiration, génère une augmentation très significative de la bande de fréquence du signal reçu. Cela reflète ainsi directement une variation de la répartition fréquentielle de l'énergie du signal reçu en fonction du temps. L'extension en fréquence caractéristique de la respiration, référencée 20, est nettement visible sur cette figure. Cinq expirations 20 et cinq phases 22 d'absence de respiration apparaissent sur cette figure. La ligne centrale 21 représente la contribution des signaux réfléchis par le visage et le corps ainsi que le signal reçu directement.
Les spectrogrammes présentés sur la figure 2 ainsi que sur les figures suivantes qui seront décrites par la suite, peuvent par exemple être obtenus en effectuant une transformation de Fourier sur 65536 échantillons du signal reçu signal numérisé sur 16 bits à 44,1 kHz. Le signal ultra sonore est émis à 40kHz, le signal ayant été ramené autour de 5kHz par changement de fréquence. Une fonction de fenêtrage de type Kaiser-Bessel de paramètre béta=27 environ est appliquée pour bien faire ressortir les expirations. D'autres fonctions de fenêtrage peuvent aussi donner des résultats acceptables. La présentation des résultats dans le plan temps/fréquence peut se faire en attribuant un niveau de gris ou une couleur en fonction du niveau des échantillons fréquentiels. Un seuillage (affectation d'un niveau noir ou blanc) des niveaux inférieurs à -1 1 OdB par rapport à la valeur maximale permet de mieux faire apparaître les expirations.
-On peut évaluer l'intensité relative d'une expiration en comparant l'extension en fréquence sur un spectrogramme fréquence/temps et la durée du phénomène. Une expiration plus forte provoquera une extension fréquentielle plus grande et/ou une
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) durée pendant laquelle cette extension apparaît plus grande qu'une expiration de plus faible amplitude. En calculant les paramètres moyens de largeur d'extension et de durée d'apparition de l'extension sur une période glissante et 30 secondes à une minute par exemple, on peut détecter une augmentation ou une diminution de l'intensité relative d'une expiration par rapport à la moyenne.
Pour obtenir les résultats de la figure 2 et des figures suivantes, on peut par exemple utiliser des transducteurs présentant les caractéristiques suivantes :
Émetteur Niveau de puissance acoustique 1 19dB par rapport à 0dB=0.00C^bar. On pourra par exemple prendre l'émetteur 40T-16 fourni par Ceramic Transducer Design Co,.Ltd.
Récepteur : 40R-16 sensibilité -65dB (OdB à ^bar). On pourra par exemple prendre le récepteur 40R-16 fourni par Ceramic Transducer Design Co,.Ltd. L'émetteur et le récepteur peuvent être placés entre 10cm et 30cm voire 40 cm du visage du patient.
Ce même phénomène est également illustré en figure 3, par l'élargissement spectral causé lors de l'expiration du sujet.
Le graphe 3a est la représentation temps/fréquence du signal, l'axe du temps étant dirigé vers le bas. Ce graphe laisse apparaître trois expirations clairement identifiables.
Les graphes 3c et 3b représentent respectivement les spectres fréquentiels du signal du graphe 3a à deux instants A et B différents. L'échelle des abscisses porte les fréquences, chaque division représentant 100Hz sur cet exemple. L'échelle des ordonnées porte les décibels, chaque division représentant 20dB. La fréquence incidente ou fréquence du signal reçu est de 40kHz ramenée à 5kHz par changement de fréquence. Chacun de ces graphes présente un pic 31 b, 31 c centré autour de la fréquence centrale 34 qui correspond à la fréquence des ondes reçues. Dans le cadre de la présente invention, on qualifie de fréquence centrale, la fréquence pour laquelle l'énergie du signal est maximale. Le graphe 3c est le spectre lors d'une phase de repos, c'est-à-dire en l'absence d'expiration et le spectre du graphe 3b correspond à une phase d'expiration.
Il apparaît sur ces graphes qu'autour de la fréquence 34 du signal émis, le pic est significativement plus large lors d'une phase d'expiration que lors d'une phase de repos. Cela apparaît clairement en comparant les flèches positionnées à un niveau de -100dB.
FEUILLE DE REMPLACEMENT (RÈGLE 26) Ces graphes font également apparaître une bande de fréquence de détection également désignée bande de fréquence d'intérêt ou d'observation. Cette bande de fréquence est référencée 37 et a pour bornes inférieure et supérieure les fréquences 35 et 36 soit dans cet exemple 4750Hz et 4900 Hz lorsque la fréquence centrale est de 5kHz pour une fréquence d'émission de 40kHz. C'est avantageusement dans cette bande de fréquence 37 que l'on suivra l'évolution de la composition des fréquences du signal reçu.
Dans cette bande de fréquence de détection 37, la puissance du signal lors d'une phase d'expiration est plus de 10dB supérieure celle d'une phase de repos. Les bandes de fréquence de détection sont identifiés 32b et 32c sur les spectres 3b et 3c. Il apparaît que sur ces graphes, la puissance du signal à un instant d'expiration (spectre B) est entre 10 et 20dB supérieure à celui à instant de repos (spectre A). L'évolution de l'énergie dans la bande de fréquence de détection permet ainsi d'identifier aisément la présence d'une expiration.
Alternativement on peut détecter les expirations en considérant une bande de fréquence de détection 38 située au-delà de la fréquence de centrale 34 du signal reçu. Ces bandes de fréquence sont référencées 33b et 33c sur les spectres 3b et 3c. La variation de puissance est d'environ 10 dB ce qui permet une détection aisée des expirations.
Selon un autre mode de réalisation, on suit les variations de puissance à chaque instant, dans deux bandes de fréquence : à la fois dans une bande de fréquence inférieure 37 à la fréquence centrale 34 et dans une bande de fréquences supérieure 38 à la fréquence centrale 34. Cela permet de limiter les fausses alertes tout en offrant une grande fiabilité.
Comme indiqué précédemment, un inconvénient de nombreuses solutions existantes est qu'elles ne permettent pas de différentier les mouvements du sujet et les phases de respirations effectives. La figure 4 permet de mettre en lumière un avantage significatif de l'invention par rapport à ces solutions connues. Ce graphe illustre le spectrogramme d'un sujet effectuant des mouvements sans respirer (ou avec quelques respirations involontaires dans ce cas). Les mouvements sont des mouvements de va- et-vient de la tête d'abord dans la direction du capteur d'ondes, puis ensuite dans la direction perpendiculaire au capteur, ce dernier mouvement étant le plus fréquent lors du sommeil.
FEUILLE DE REMPLACEMENT (RÈGLE 26) Ces mouvements, pourtant différents, induisent tous une variation des signaux reçus, la composante en fréquence de ces signaux restant néanmoins proche de la fréquence centrale. Ainsi, la largeur de la bande de fréquence du signal reçu varie peu.
Les quelques pics, traduisant un élargissement significatif de la bande de fréquence, reflètent quelques respirations involontaires du sujet et témoignent de la grande sensibilité de l'invention.
La figure 5 montre une situation combinant les mouvements du sujet avec une activité respiratoire. On voit bien apparaître les deux phénomènes sur le spectrogramme : les mouvements oscillatoires centrés sur la fréquence centrale et l'élargissement du spectre. Il est alors parfaitement simple de les discriminer. L'invention offre ainsi une grande précision pour caractériser l'activité respiratoire, même chez les individus qui bougent. Sa fiabilité n'est donc pas limitée à des observations nécessitant d'immobiliser le sujet. Ses applications sont donc très variées. En outre, elle n'induit pour le sujet aucune gêne ce qui est un avantage considérable, en termes de confort mais aussi en termes de précision, puisque forcer le sujet à rester immobile peut impacter son activité respiratoire.
De préférence, on prendra en compte une bande de fréquence de détection suffisamment éloignée de la fréquence centrale pour ne pas inclure l'élargissement de fréquence due aux mouvements. Cependant lors de mouvements très rapides, de changements complets de position de sommeil (passage sur le côté à sur le dos par exemple), lorsque le sujet passe le bras devant le capteur ou entre ou sort du champ surveillé, on peut constater une augmentation de niveau des bandes de fréquence qui correspondent à la respiration. Le signal de respiration obtenu par filtrage fréquentiel est alors perturbé. Ce n'est pas gênant pour le diagnostic de l'apnée du sommeil mais on peut discriminer ces cas car le signal de forts mouvements subit alors une brusque augmentation. La figure 9 montre le signal forts mouvements et le signal de respiration lors d'un essai avec des apnées, des changements de positions de sommeil et des mouvements des bras. Les visages donnent une indication de la position de la tête vue du récepteur. On constate une augmentation significative du signal de forts mouvements lors des changements de positions. Cette augmentation peut être utilisée pour invalider automatiquement l'exploitation du signal de respiration et permettre ainsi une exploitation plus précise du signal reçu. Ce mode de réalisation permet ainsi d'améliorer la précision de la détection des respirations.
Les bandes de fréquence de détection peuvent être les bandes 57 et 58 illustrées. Dans ces bandes de fréquence, seule est présente l'énergie relative aux signaux perturbés pas les expirations. L'évolution de l'énergie dans ces bandes de
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) fréquence de détection 57, 58 permet ainsi d'identifier aisément la présence d'une expiration.
Représenté dans un spectre, dans la bande de fréquence de détection, la puissance du signal lors d'une phase d'expiration est plus de 10dB supérieure à celle lors d'une phase de mouvement sans expiration.
Par exemple, on prendra une bande de fréquence de détection éloignée de la fréquence centrale 34 d'environ 100 Hz pour éviter les perturbations liées aux mouvements. En effet, comme cela apparaît sur le graphe de la figure 5, les mouvements tendent à élargir le spectre dans une zone restreinte autour de la fréquence centrale.
Ici, une largeur d'environ 100Hz pour la bande de fréquence de détection permet d'obtenir de bons résultats.
La figure 6 montre une situation alternant expirations buccales et nasales. Dans les deux cas, on reconnaît parfaitement la signature significative des expirations. On peut tout de même remarquer que lors de respirations buccales l'extension en fréquence est légèrement plus symétrique, et que le niveau est généralement un peu plus élevé. Cette figure renforce la pertinence de l'invention et sa fiabilité puisqu'il apparaît possible d'identifier facilement les expirations du sujet quel que soit le mode d'expiration : buccal ou nasal.
La figure 7, illustre un exemple de détection d'une phase d'absence de respiration. Elle est par exemple obtenue chez un sujet alternant des phases de respiration et des apnées.
Sur le signal, on ainsi distingue clairement :
- une première phase de respiration normale qui est identifiée par deux extensions de fréquence illustrant chacune une expiration ;
- une deuxième phase au cours de laquelle aucune extension de fréquence n'est identifiée, ce qui signifie que le sujet n'effectue aucune expiration. La durée de cette phase caractérisée par une disparition des extensions caractéristiques de la respiration peut être aisément mesurée ou évaluée. Cette durée permet par exemple de déterminer si cette absence de respiration est une apnée. C'est clairement le cas sur cet exemple, puisque cette phase correspond à plus de 20 secondes.
- une troisième phase de reprise d'une respiration normale qui est identifiée par trois extensions de fréquence illustrant chacune une expiration.
FEUILLE DE REMPLACEMENT (RÈGLE 26) Ainsi, comme cela apparaît clairement ci-dessus, l'invention permet de discriminer de manière simple et particulièrement fiable les respirations par rapport aux mouvements.
Par ailleurs, l'invention permet de discriminer les respirations par rapport aux paroles. En effet, dans le cadre du développement de la présente invention, il a été remarqué aussi qu'une extension en fréquence apparaît lorsque le sujet parle. Or, la signature de la parole s'avère être suffisamment différente de celle de l'expiration pour permettre de les discriminer et donc de détecter également les phases de parole au milieu d'une observation de l'activité respiratoire.
Ainsi, la caractérisation de l'activité respiratoire du sujet n'est pas ou que peu impactée par les paroles du sujet. Cela permet d'améliorer le confort du patient durant la phase d'observation puisqu'il peut parler, surtout si la durée d'observation est prolongée. La fiabilité de la caractérisation est également augmentée.
La figure 8 montre le signal généré par des phases de paroles. Il apparaît clairement que les expirations produisent une signature caractéristique très différente de la parole. Il est alors possible d'identifier les phases de paroles ce qui permet de ne pas prendre en compte ces phases dans une observation visant à caractériser l'activité respiratoire.
Cette possibilité de discriminer la parole des expirations permet de conserver une bonne fiabilité de la caractérisation de l'activité respiratoire tout en autorisant le sujet à parler de temps à temps. Cela est également utile dans le cas de système d'alerte ou de sécurité pour nourrissons puisque leurs cris sont alors facilement différenciés de leurs respirations.
De préférence on discriminera les phases de parole des phases d'expirations par une technique de reconnaissance de motifs (pattern matching).
D'un point de vue pratique, la reconnaissance et la caractérisation de ces signatures peuvent être faites directement par un opérateur en observant une représentation visuelle telle que les spectrogrammes en temps/fréquence comme sur les figures décrites précédemment.
L'invention ne se limite cependant aucunement à une détection des respirations par un opérateur et s'étend aux détections effectuées de manière automatique. Dans ce cas, un algorithme de traitement du signal analyse le signal reçu et identifie les phases d'expiration. Il peut en outre être configuré pour déterminer les paramètres de l'activité respiratoire tels que : la durée des expirations, la durée entre les expirations, la mesure de l'intensité relative des expirations, la détection de phases d'apnée, la mesure de la durée, le comptage et la fréquence des phases d'apnée. L'algorithme
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) peut également en déduire automatiquement l'existence et le degré d'une pathologie. Il peut également générer des alarmes en cas de détection d'événement particuliers tels qu'une apnée dont la durée excède un seuil. En outre, il peut commander l'activation d'un système d'assistance à la personne.
Cette détection automatique des expirations est particulièrement avantageuse pour certaines applications dans le domaine de la sécurité médicale, telle que la surveillance des paramètres vitaux, où il est opportun de pouvoir générer des alarmes automatiques au fil du processus.
De même, pour éviter l'analyse fastidieuse du signal sur une longue durée dans le cas du diagnostic d'apnées du sommeil par exemple, il peut être intéressant de disposer d'un algorithme de prétraitement effectuant la reconnaissance automatique de la signature de la respiration.
Un exemple simple de traitement consiste à rejeter par un filtrage fréquentiel la zone centrale du signal. Typiquement, la zone centrale du signal s'étant dans une gamme allant de 100 à 200 Hz pour une excitation à 40 kHz. Puis l'on observe l'évolution de l'énergie restante. On retrouve alors le signal d'expiration, dont on peut mesurer la période et estimer le niveau relatif.
L'algorithme est en outre configuré pour discriminer les expirations des mouvements.
Ainsi, sur l'exemple de la figure 9 on voit clairement apparaître des pics verticaux correspondant aux expirations. Ce graphe fait apparaître en abscisse le temps en seconde et en ordonnées une unité logarithmique arbitraire. La courbe du bas montre le signal de respiration qui concerne une bande de fréquence de détection. Chaque pic traduit la présence d'une puissance significative, à un instant donné, dans cette bande de fréquence de détection. Un seuillage automatique, par exemple à la valeur -240 permet de ne conserver que les puissances qui reflètent une expiration. La courbe du haut montre le signal de forts mouvements dans une unité linéaire arbitraire. Un seuillage à la valeur 25 par exemple permet d'invalider le signal de respiration pendant les phases de changement de position. L'algorithme peut donc aisément identifier les expirations, calculer la fréquence respiratoire moyenne, identifier les phases d'apnées sans prendre en compte les instants où le signal est perturbé. Des méthodes plus sophistiquées comme le filtrage adapté ou la corrélation du spectrogramme par exemple par reconnaissance de motifs (technique habituellement désignée en anglais « pattern matching ») peuvent être développées pour augmenter la fiabilité de la reconnaissance.
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) Par exemple, la caractérisation de l'activité respiratoire peut être effectuée par reconnaissance supervisée de motifs dans le plan temps/fréquence. Cette reconnaissance est effectuée suivant le principe apprentissage/classification. Le classifieur peut être par exemple un réseau de neurones ou un SVM.
Quel que soit l'algorithme de reconnaissance utilisé, il permet aisément de calculer automatiquement certains paramètres macroscopiques comme la fréquence respiratoire ou de localiser un arrêt de la respiration.
Un exemple non limitatif de réalisation d'un système selon l'invention va maintenant être décrit en référence à la figure 10.
Un générateur 1 de signal génère un signal périodique à la fréquence nominale (pour avoir le rendement optimal) d'un transducteur à ultrason émetteur 2. Le transducteur d'ultrason émetteur 2 émet un signal acoustique dans le milieu, typiquement dans l'air. De préférence, cet émetteur 2 est suffisamment directionnel pour qu'une partie significative des ondes acoustiques émises se propagent directement sur le visage du sujet. Cette directivité n'est cependant pas trop forte pour atteindre le visage du sujet même si celui-ci change de position. La directivité de cet émetteur sera naturellement adaptée en fonction de l'application et des mouvements possibles du sujet lors de l'observation de son activité respiratoire.
Le système comprend également un transducteur d'ultrason récepteur 3 configuré pour capter des ondes acoustiques, notamment celles réfléchies par le voisinage du visage du sujet.
Selon un premier mode de réalisation, le signal acquis par le transducteur d'ultrason récepteur 3 est amplifié par un amplificateur 4 avant sa numérisation par un convertisseur analogique/numérique 5. D'une manière préférée car particulièrement simple, le signal reçu est capté par un transducteur piézoélectrique.
Si le système est destiné à fournir une représentation visuelle du signal pour une interprétation ultérieure par un opérateur, alors le système comprend également une unité de traitement 6 du signal. Typiquement cette unité de traitement du signal 6 effectue une transformer de Fourrier glissante sur le signal reçu pour générer un spectre temps/fréquences. Une unité de visualisation 7 reçoit les données de l'unité de traitement 6 du signal et fournit une représentation visuelle du signal, avantageusement sous forme d'un spectrogramme temps/fréquence.
Si le système est destiné à effectuer une analyse automatique du signal acoustique reçu, il comprend alors une unité de traitement et d'analyse 8 du signal.
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) Typiquement cette unité de traitement du signal et d'analyse 8 détecte automatiquement les expirations selon une des méthodes indiquées précédemment.
De préférence elle détecte et calcule automatiquement les paramètres caractéristiques de la respiration tels que la période et l'intensité des expirations, la fréquence et la durée des phases d'apnée etc.
Si le système est destiné à fournir un signal représentatif de la respiration destiné à être analysé par un système indépendant, il comprend alors une unité de traitement et d'analyse 8 du signal. Typiquement cette unité de traitement du signal et d'analyse 8 fournit un signal de respiration et éventuellement un signal de forts mouvements selon une des méthodes indiquées précédemment.
Une unité d'affichage 9 permet l'affichage de ces paramètres caractéristiques de la respiration. De manière alternative ou complémentaire, le système comprend également des moyens d'activation d'alertes ou d'actionneurs qui se déclenchent automatiquement si les paramètres caractéristiques de la respiration atteignent des seuils anormaux.
Sur le mode de réalisation illustré en figure 10, le système comprend à la fois l'unité de traitement 6 et l'unité de visualisation 7 et à la fois l'unité de traitement et d'analyse 8 et l'unité d'affichage 9. Naturellement, l'invention couvre les modes de réalisation nécessitant une détection des expirations par un utilisateur (et donc ne comprenant pas l'unité de traitement et d'analyse 8 et l'unité d'affichage 9). Elle couvre également les modes de réalisation n'autorisant qu'une détection automatique des expirations (l'unité de traitement 6 et l'unité de visualisation 7).
Selon un deuxième mode de réalisation, on peut également abaisser la fréquence du signal reçu avant numérisation par le convertisseur analogique/numérique 5. Ceci présente l'avantage de pouvoir alors numériser le signal en basse fréquence avec une carte son d'un ordinateur personnel par exemple. Dans ce cas, l'amplificateur 4 du premier mode de réalisation est remplacé par les composants illustrés en figure 1 1 a.
Sur cette figure apparaît un oscillateur sinusoïdal 4.1 à une fréquence légèrement différente de la fréquence des ultrasons. Typiquement, cette fréquence peut être de 42,5 kHz pour une fréquence des ultrasons de 40 kHz. Un mélangeur 4.2 reçoit les signaux provenant du transducteur d'ultrason récepteur 3 et de l'oscillateur sinusoïdal 4.1 . Un amplificateur 4.3 amplifie le signal en sortie de mélangeur 4.2. Le signal amplifié est ensuite filtré par un filtre passe bas 4.4 dont la fréquence de coupure est de préférence de 5kHz environ pour les fréquences indiquées ci-dessus.
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) Comme illustré sur la 1 1 b représentatif d'un autre mode de réalisation, l'amplificateur 4.3 peut être placé entre le récepteur 3 et mélangeur 4.2.
Comme indiqué précédemment, l'invention offre des avantages significatifs pour de nombreuses applications. Pour certaines de ces applications, le sujet peut être amené à bouger. Tel est le cas de l'application relative à la détection et à la surveillance de l'apnée du sommeil. En effet, le sujet bouge et tourne sa tête pendant son sommeil.
Pour permettre une couverture de fonctionnement améliorée il serait particulièrement avantageux de pouvoir capter les expirations du sujet quelle que soit l'orientation de la tête du sujet. L'invention offre une solution à cette problématique. Un exemple non limitatif de solution selon l'invention est représenté en figure 12. Le dispositif selon l'invention comprend plusieurs transducteurs d'ultrason récepteurs 3.1 à 3.x répartis autour de la tête du sujet. A titre d'exemple, dans le cas d'une application de l'invention à un suivi de son activité respiratoire durant le sommeil, pour une fréquence de l'émetteur à 40 kHz, entre quatre et huit capteurs semblent suffisant pour couvrir la totalité de la zone utile. L'utilisation de fréquences plus élevées peut nécessiter plus de capteurs car en général ceux-ci deviennent plus directifs avec l'augmentation de la fréquence.
De manière avantageuse, un support porte l'ensemble des capteurs 3.1 à 3.x. De préférence, les capteurs 3.1 à 3.x sont répartis sur le support selon un arc de cercle. Ils sont tous distants du sujet. Ils sont de préférence répartis régulièrement sur cet arc de cercle. De préférence, le centre de ce cercle est situé à l'emplacement privilégié du visage du sujet, typiquement le centre d'un matelas dans le cas du suivi de l'activité respiratoire du sujet durant son sommeil. Avantageusement, le support forme une arche. Ainsi les capteurs 3.1 à 3.x sont à égale distance du visage du sujet.
Lorsque les capteurs 3.1 à 3.x sont répartis autour du sujet, il s'est avéré particulièrement avantageux de dupliquer les émetteurs 2 pour optimiser « l'illumination acoustique » du sujet. Cela permet d'obtenir une détection précise et fiable des expirations quelle que soit l'orientation de la tête du sujet. Dans le mode de réalisation illustré en figure 12, on prévoit alors plusieurs émetteurs. Ici trois émetteurs 2.1 , 2.2, 2.3 sont disposés autour du visage du sujet. Ils sont de préférence disposés à égale distance du visage et sont répartis de préférence régulièrement sur l'arc de cercle qu'ils définissent.
Dans un mode de réalisation non illustré mais avantageux d'un point de vue pratique pour une mise en œuvre rapide du suivi de l'activité respiratoire, le support portant les capteurs 3.1 à 3.x porte également les émetteurs 2.1 à 2.x.
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) Lorsque plusieurs émetteurs sont utilisés, une unité de séquencement 1 .2 de l'émission ultrasonore peut s'avérer avantageuse afin de n'activer qu'un seul émetteur à la fois, de manière à éviter les interférences. Le séquencement, ou le choix des émetteurs à activer, peut être contrôlé à partir des informations issues des unités de traitement 8, 9 ou 6 de détection de la respiration en fonction de l'orientation de la tête. Par exemple, ces unités détectent la zone d'où proviennent les expirations et activent l'émetteur le mieux positionné pour atteindre cette zone. On peut aussi éviter les interférences en utilisant des couples émetteurs/récepteurs ultrasonores de fréquences différentes.
La figure 13 illustre un mode de réalisation dans lequel les unités 3,4 et 5 décrites en référence à la figure 10 sont dupliquées pour chaque capteur 3.1 à 3.x afin d'améliorer l'acquisition des signaux provenant de ces différents capteurs.
Une unité de traitement, par exemple similaire à l'unité 8 mentionnée précédemment, détecte alors la présence de la signature de respiration dans les données provenant des différents capteurs 3.1 à 3.x. Elle sélectionne alors à chaque instant le meilleur signal pour le transmettre aux unités de traitement et d'affichage 6 et 9 ainsi qu'à l'unité de séquencement 1 .2. Le meilleur signal acoustique est le signal présentant la plus forte puissance ou présentant le rapport signal sur bruit le plus élevé.
La figure 14 illustre un mode de réalisation alternatif, dans lequel on utilise qu'une seule unité de numérisation 5. Cela permet de réduire le coût et la complexité du système. Pour cela on utilise le mode de réalisation illustré en figure 1 1 pour l'unité 4 en décalant la fréquence du générateur 4.1 pour chaque capteur 3.1 à 3.x et en remplaçant le filtre passe bas 4.4 par un filtre passe bande correctement centré. Ensuite on prévoit une unité de sommation 10 pour sommer les différentes voies avant la numérisation par le convertisseur analogique/numérique 5. La réception de signaux centrés sur une fréquence différente pour chaque capteur 3.1 à 3.x est illustrée en figure 15.
L'unité 8 peut retrouver les données de chaque capteur par un filtrage numérique adapté.
Par exemple, pour une fréquence nominale de 40 kHz et pour 5 capteurs on pourrait prendre les valeurs suivantes de fréquences:
F4.1 = 42.5 kHz Filtre 0-5 kHz
F4.2 = 47,5 kHz Filtre 5-10 kHz
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26) F4.3 = 52,5 kHz Filtre 10-15 kHz
F4.4 = 57,5 kHz Filtre 15-20 kHz
F4.5 = 62,5 kHz Filtre 20-25 kHz
Une carte son à 96 kHz pourrait alors numériser ce signal avec une bonne qualité.
Le signal utile étant concentré dans une bande relativement étroite de l'ordre de 1 kHz, on peut facilement ajouter d'autres capteurs en resserrant le filtrage.
Ainsi, il apparaît de la description qui précède que le procédé selon l'invention analyse la composition en fréquence du signal ultra sonore reçu. Les mouvements du thorax dus à la respiration ne produisent quasiment pas de variation dans le domaine de fréquence des ultrasons utilisés; le décalage Doppler pour ces mouvements lents étant proportionnel à la fréquence. De plus l'onde ultrasonique étant principalement émise en direction du visage du sujet, son nez et/ou sa bouche, en analysant la géométrie des angles de sensibilité des transducteurs, on remarque bien que la contribution des mouvements thoraciques dans le signal reçu est très faible. Seuls les mouvements rapides, principalement de la tête et des épaules, produisent une variation de fréquence, écarts à la fréquence d'émission, (inférieure à 100Hz pour un signal émis à 40Khz) due à l'effet Doppler.
Dans le procédé selon l'invention, la respiration est détectée dans une bande de fréquence bien plus éloignée de la fréquence d'émission, ce qui montre bien une fois de plus qu'il ne s'agit pas du mouvement respiratoire, mais bien des caractéristiques internes du flux, par exemple turbulence et vorticité. Au vu de la description qui précède, il apparaît clairement que l'invention apporte une solution précise, robuste et simple afin de détecter les respirations d'un sujet. Cette détection s'effectue sans contact et de manière non perceptible par le sujet, ce qui accroît son confort et évite d'introduire des biais dans l'observation. Elle trouve de nombreuses applications. Par ailleurs, sa simplicité de réalisation et de mise en œuvre lui permettent de présenter des coûts limités de fabrication et d'utilisation.
FEU I LLE DE REM PLACEM ENT (RÈG LE 26)

Claims

REVENDICATIONS
1 . Procédé d'identification sans contact d'une activité respiratoire d'un sujet (101 ) comprenant :
- l'émission, par au moins un émetteur (1 10, 2.1 ,..., 2.x), d'ondes acoustiques en direction du nez et/ou de la bouche du sujet (101 ),
- la réception, par au moins un capteur (1 1 1 , 3.1 ,..., 3.x), d'ondes acoustiques traversant un flux d'air expiré par le nez et/ou la bouche du sujet (101 ), et en réponse, la génération d'un signal reçu analogique,
- la numérisation du signal reçu analogique pour former un signal reçu numérique,
caractérisé en ce qu'il comprend les étapes suivantes:
- suivi de la composition fréquentielle du signal reçu au cours du temps,
- identification d'une expiration du sujet : lorsque, au cours du temps on détecte une variation de la puissance du signal reçu supérieure à 1 dB dans une bande de fréquence prédéterminée (38, 37); ou par reconnaissance de formes reflétant la composition fréquentielle du signal reçu.
2. Procédé selon la revendication 1 , dans lequel on identifie une expiration du sujet lorsque, au cours du temps on détecte une variation de la puissance du signal reçu supérieure à 1 dB dans une bande de fréquence prédéterminée (37, 38), ladite bande de fréquence prédéterminée (37, 38) présentant une largeur d'au moins 0.3% de la fréquence centrale (34) du signal reçu et ladite bande de fréquence prédéterminée (37, 38) étant éloignée de la fréquence centrale (34) du signal reçu d'au moins 0.2% de cette fréquence centrale (34), la fréquence centrale du signal reçu étant la fréquence di signal reçu pour laquelle le niveau est maximal et ce pendant une période d'au moins 0.5 seconde.
3. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel l'identification d'une expiration du sujet (101 ) est effectuée par détection d'une augmentation d'au moins 2 décibels et de préférence 3 décibels de la puissance du signal obtenu par filtrage fréquentiel du signal reçu au cours d'une période d'au moins 0.5 seconde.
4. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel l'identification d'une expiration du sujet est effectuée par détection d'une augmentation du niveau d'au moins 3 dB, et de préférence d'au moins 8 et de préférence d'au moins 10dB à plus et/ou moins 0.3% de la fréquence reçue pour laquelle le niveau est maximal et ce pendant une période d'au moins 0.5 seconde.
5. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel l'identification de l'expiration du sujet comprend la fourniture, à l'aide d'une unité de visualisation (7), d'une représentation visuelle de type temps/fréquence du signal reçu.
6. Procédé selon la revendication précédente, dans lequel ladite représentation visuelle comprend un spectre des fréquences du signal reçu numérique à un instant donné.
7. Procédé selon l'une quelconque des deux revendications précédentes, dans lequel ladite représentation visuelle comprend un spectrogramme de la fréquence du signal reçu numérique en fonction du temps.
8. Procédé selon l'une quelconque des trois revendications précédentes, dans lequel la dite représentation visuelle comprend une courbe représentant l'évolution temporelle de la puissance reçue dans une bande de fréquence prédéterminée.
9. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel :
- on génère un signal dit de forts mouvements, la génération de ce signal de forts mouvements comprenant le filtrage du signal reçu pour ne conserver que les composantes reçues dans au moins une zone et de préférence deux zones situées de part et d'autre de la fréquence centrale (34) du signal reçu et ne comprenant pas la fréquence centrale (34) du signal reçu;
- lorsque l'on détecte dans cette ou ces zones une augmentation, supérieure à un seuil prédéterminé, on considère que le signal de respiration est invalide, le seuil prédéterminé étant supérieur ou égal à 30% de la valeur moyenne du signal de forts mouvements.
10. Procédé selon la revendication précédente, dans lequel la génération du signal de forts mouvements comprend le filtrage du signal reçu pour ne conserver que les composantes reçues dans au moins deux zones présentant une largeur d'environ 10 à 15Hz et situées plus et moins 15 à 20Hz de part et d'autre de la fréquence centrale (34) du signal reçu; et dans lequel le seuil prédéterminé est supérieur ou égal à 50% de la valeur moyenne du signal de forts mouvements calculée sur un période glissante de 30 secondes à une minute.
1 1 . Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel l'identification de l'expiration du sujet comprend la fourniture, à l'aide d'une unité de visualisation (7), d'une représentation visuelle apte à être visualisée par un opérateur.
12. Procédé selon la revendication 1 , dans lequel l'identification de l'expiration du sujet est effectuée de manière automatique par un algorithme de reconnaissance de motifs reflétant la composition fréquentielle du signal reçu dans le plan temps/fréquence.
13. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel pour chaque signal issu du capteur (1 1 1 , 3.1 ,..., 3.x), on effectue une amplification de ce signal avant sa numérisation et dans lequel on effectue de préférence l'étape suivante : on mélange ce signal avec un signal dont la fréquence est différente de celle des ondes acoustiques émises par l'émetteur (1 10, 2.1 ,..., 2.x), on amplifie le signal mélangé et on le filtre à l'aide d'un filtre passe-bas (4.4).
14. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel plusieurs émetteurs (2.1 ,..., 2.x) sont répartis autour du sujet et dans lequel au moins certains des émetteurs (2.1 ,..., 2.x) émettent des ondes acoustiques de manière alternative et/ou séquentielle en fonction de la position et/ou de l'orientation du visage de l'utilisateur.
15. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel plusieurs émetteurs (2.1 ,..., 2.x) sont répartis autour du sujet et, dans lequel chaque émetteur (2.1 ,..., 2.x) émet des ondes acoustiques dont la fréquence est différente de la fréquence des ondes acoustiques émises par les autres émetteurs (2.1 ,..., 2.x).
16. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 13, dans lequel plusieurs émetteurs (2.1 ,..., 2.x) sont répartis autour du sujet, dans lequel plusieurs capteurs (1 1 1 , 3.1 ,..., 3.x) sont répartis autour du sujet et dans lequel chaque capteur (3.1 ,..., 3.x) est associé à un émetteur (2.1 2.x) formant ainsi un couple émetteur/ capteur et chaque couple est associé à une fréquence distincte d'émission des ondes acoustiques.
17. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel les ondes acoustiques sont reçues par une pluralité de capteurs (3.1 ,..., 3.x), et dans lequel pour chaque signal issu du capteur (3.1 ,..., 3.x); on mélange ce signal avec un signal de mélange dont la fréquence est différente de celle des ondes acoustiques émises par l'émetteur (1 10, 2.1 ,..., 2.x), la fréquence de chaque signal de mélange étant différente ; on filtre chaque signal mélangé par un filtre passe bande, la bande de fréquences de chaque filtre passe bande étant différente ; on somme les signaux obtenus en sortie de chaque filtre passe bande ; puis on effectue l'étape de numérisation sur le signal sommé.
18. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 16, dans lequel les ondes acoustiques sont reçues par une pluralité de capteurs (3.1 ,..., 3.x), dans lequel une unité de traitement (8) identifie le capteur (3.1 ,..., 3.x) qui reçoit le meilleur signal acoustique, et dans lequel l'étape d'identification de l'expiration du sujet se base sur ce meilleur signal.
19. Système d'identification d'une activité respiratoire d'un sujet (101 ) comprenant :
- au moins un émetteur (1 10, 2.1 2.x) d'ondes acoustiques apte à être orienté de manière à émettre des ondes acoustiques en direction du visage du sujet
(101 ),
- au moins un capteur (1 1 1 , 3.1 ,..., 3.x) d'ondes acoustiques configuré pour recevoir les ondes acoustiques émises par ledit au moins un émetteur (1 10, 2.1 ,..., 2.x) et traversant un flux d'air expiré par le nez et/ou la bouche du sujet (101 ) et configuré pour générer en réponse un signal reçu analogique,
- une unité (5) de conversion du signal reçu analogique en un signal reçu numérique,
caractérisé en ce qu'il comprend un dispositif de traitement (6, 7, 8, 9) configuré pour :
- suivre la composition fréquentielle du signal reçu au cours du temps ;
- identifier une expiration du sujet : lorsque, au cours du temps on détecte une variation de la puissance du signal reçu supérieure à 1 dB dans une bande de fréquence prédéterminée (37, 38); ou par reconnaissance de formes reflétant la composition fréquentielle du signal reçu.
20. Système selon la revendication précédente, comprenant une pluralité de capteurs (1 1 1 , 3.1 ,..., 3.x) disposés autour d'une position privilégiée du sujet et comprenant un support supportant les capteurs (1 1 1 , 3.1 3.x).
21 . Appareil de caractérisation de l'activité respiratoire d'un sujet comprenant un système d'identification de l'activité respiratoire selon l'une quelconque des deux revendications précédentes.
22. Appareil selon la revendication précédente comprenant un système d'analyse de l'activité respiratoire identifiée.
23. Appareil de détection de l'apnée du sommeil ou d'apnée d'un nourrisson comprenant un système d'identification de l'activité respiratoire selon l'une quelconque des revendications 19 et 20.
24. Appareil de détection d'une présence humaine comprenant un système d'identification de l'activité respiratoire selon l'une quelconque des revendications 19 et 20.
PCT/EP2014/066438 2013-07-31 2014-07-30 Procédé et système d'identification d'une activité respiratoire WO2015014915A1 (fr)

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