WO2021019027A1 - Dispositif de determination d'une information portant sur un etat de decompensation cardiaque - Google Patents

Dispositif de determination d'une information portant sur un etat de decompensation cardiaque Download PDF

Info

Publication number
WO2021019027A1
WO2021019027A1 PCT/EP2020/071535 EP2020071535W WO2021019027A1 WO 2021019027 A1 WO2021019027 A1 WO 2021019027A1 EP 2020071535 W EP2020071535 W EP 2020071535W WO 2021019027 A1 WO2021019027 A1 WO 2021019027A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
cardiac
implant
measuring
measuring device
user
Prior art date
Application number
PCT/EP2020/071535
Other languages
English (en)
Inventor
Cindy DOPIERALA
Pierre-Yves GULERY
Philippe Cinquin
Original Assignee
Universite Grenoble Alpes
Centre National De La Recherche Scientifique
Centre Hospitalier Universitaire Grenoble Alpes
Grenoble Inp
Sentinhealth
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Universite Grenoble Alpes, Centre National De La Recherche Scientifique, Centre Hospitalier Universitaire Grenoble Alpes, Grenoble Inp, Sentinhealth filed Critical Universite Grenoble Alpes
Priority to KR1020227006997A priority Critical patent/KR20220112745A/ko
Priority to CA3148783A priority patent/CA3148783A1/fr
Priority to CN202080054707.4A priority patent/CN114760908A/zh
Priority to US17/631,778 priority patent/US20220273223A1/en
Priority to EP20745238.4A priority patent/EP4007520A1/fr
Priority to JP2022506665A priority patent/JP2022543099A/ja
Publication of WO2021019027A1 publication Critical patent/WO2021019027A1/fr

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0002—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
    • A61B5/0031—Implanted circuitry
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6847—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
    • A61B5/686—Permanently implanted devices, e.g. pacemakers, other stimulators, biochips
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6867—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive specially adapted to be attached or implanted in a specific body part
    • A61B5/6871—Stomach
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7271—Specific aspects of physiological measurement analysis
    • A61B5/7275—Determining trends in physiological measurement data; Predicting development of a medical condition based on physiological measurements, e.g. determining a risk factor
    • 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
    • G16H40/00—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices
    • G16H40/60—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices
    • G16H40/63—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices for local operation
    • 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
    • G16H50/70—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for mining of medical data, e.g. analysing previous cases of other patients
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0219—Inertial sensors, e.g. accelerometers, gyroscopes, tilt switches

Definitions

  • the field of the present invention is that of devices for measuring
  • Cardiac decompensation can thus lead to cardiogenic edema in the thoracic area, especially in lung tissue. Breathing discomfort and shortness of breath are among the symptoms, induced by compensation of the lungs increasing their work of breathing and causing in particular chest pain. These symptoms worsen to major respiratory distress if the accumulation of fluid is not detected upstream. Pulmonary edema is medically considered to be a life-threatening emergency that must be treated at the first signs, the treatments being heavier the later the diagnosis is, the tissues being less engorged at an initial stage.
  • Patients at risk are generally followed by regular medical examinations, such as auscultation by the practitioner, electrocardiogram, blood test and / or chest x-ray in order to identify heart problems.
  • regular medical examinations such as auscultation by the practitioner, electrocardiogram, blood test and / or chest x-ray in order to identify heart problems.
  • the patient is forced to closely monitor his lifestyle and to treat his cardiac pathology to avoid complications underlying cardiac decompensation.
  • the aim of the present invention is therefore to provide a device capable of identifying the beginnings of a state of cardiac decompensation, said device being simple to use and compatible with repeated use for the monitoring and early detection of problems. cardiac conditions in a patient at risk of cardiac decompensation.
  • the invention relates to a device for determining information relating to a state of cardiac decompensation of a user, said information being obtained by analysis of a cardiac parameter, characterized in that it comprises at least one device.
  • measuring device configured to determine a signal value via at least one user accelerometric signal curve, said signal value being intended to be compared with an additional signal value from a measurement by a monitor cardiac, the measuring device comprising for this purpose at least one accelerometer configured to determine said curve of the user's accelerometric signals, the measuring device being configured to be housed in an implant internal to the user.
  • the device according to the invention is particularly advantageous in that it makes it possible to combine a bimodal analysis, taking into account signals
  • the electrocardiogram is a graphic representation of the electrical activity of the heart at the origin of its mechanical activity, that is to say its contractions, while the mechanical activity is followed by using the accelerometer.
  • Accelerometric and cardiac parameter can be obtained reproducibly and reliably. Indeed, the implantation participates in a fixed position of the accelerometer embedded in the implant, and at the very least in a stable position measurement after measurement.
  • the measuring device includes the accelerometer which generates the curve of accelerometric signals. This curve of accelerometric signals is intended to be compared with other data, in this case a
  • the accelerometer measures acceleration along at least one axis.
  • the accelerometer is for example an accelerometer with one to three axes orthogonal to each other.
  • accelerometer corresponds to a positive peak on the curve of accelerometric signals, indicating a maximum of the opening of the aortic valve of the user known as "aortic amplitude".
  • the onset of the signal is a time marker in determining the cardiac parameter.
  • the determining device comprises a measuring device configured to measure the value of the additional signal, this measuring device comprising at least the heart monitor, the determining device further comprising a measuring device. calculation configured to determine a value of the cardiac parameter as a function of the time between the appearances of the signal and of the additional signal, the calculation device being configured to compare the cardiac parameter with a threshold value whose exceeding is indicative of cardiac decompensation.
  • the heart monitor provides an EKG trace that reflects the electrical signal generated by the user's heart activity.
  • the heart monitor can be either also embedded in the implant or be disposed external to the implant, and more particularly external to the user.
  • the heart monitor can be external and portable, of the Holter monitor type, and continuously record cardiac activity in relative autonomy.
  • the heart monitor can be an external, non-portable scope requiring the intervention of medical personnel.
  • the heart monitor can be internal, for example embedded in the implant, then operating independently once said implant is implanted.
  • This additional signal value corresponds to the R wave identified on the electrocardiogram, i.e. the second positive wave of the electrocardiogram, appearing after the P wave, representative of a ventricular depolarization of the user. .
  • the appearance of the additional signal constitutes a time marker in the determination of the cardiac parameter.
  • pre-ejection period a period of time, otherwise known as the pre-ejection period or "PEP", which is the acronym for preejection period.
  • PEP the cardiac parameter corresponding to the pre-ejection period is determined at least by means of the curve of accelerometric signals and the plot of
  • the pre-ejection period is a time interval between the onset of the R wave and the onset of the maximum aortic valve opening.
  • the cardiac parameter considered according to the invention and determined reproducibly and reliably due to the presence of the accelerometer in the implant is a time difference between the appearance of the additional signal determined on
  • the electrocardiogram and the appearance of the determined signal on the accelerometric signal curve By studying the values obtained by the cardiac monitor, it is possible to determine the start of the pre-ejection period, and by studying the values obtained by the electrocardiogram, it is possible to determine the end of the pre-ejection period.
  • the device for determining information relating to a state of cardiac decompensation of the user allows an approach multimodal for obtaining the cardiac parameter. It makes it possible to compare a curve of reliable and reproducible accelerometric signals to the trace of the electrocardiogram to obtain the cardiac parameter. A comparison between the cardiac parameter and the threshold value makes it possible to evaluate the cardiac activity of the user, and thus early detection of a state of cardiac decompensation. This comparison is carried out by the calculation device.
  • the measuring device is configured to adopt a position in the implant such that the accelerometer is able to measure at least one acceleration along an axis among the dorso-ventral axis, a lateral axis and rostro-caudal axis of the user.
  • the accelerometer is a one to three axis accelerometer including at least one of these 3 axes.
  • the measuring device is configured to be implanted in the user intragastrically. Implantation close to the user's heart, such as intragastric implantation, provides an accelerometric signal curve specific to the user's heart activity. As discussed, the EKG is a
  • the cells of the heart muscle under the impulse of a stimulation depolarize and transmit the electrical impulse step by step through the heart.
  • the measurement of this electrical impulse can advantageously be made from the stomach, an organ located near the heart.
  • two electrodes, a few centimeters apart from each other, are positioned in contact with the tissue of the gastric wall. They are connected to an integrated electronic module which conditions the signal measured by the electrodes. At an instant t, each of the electrodes will measure a different potential. The measurement of this potential difference between the two electrodes over time gives rise to an electrocardiogram.
  • the measuring device is implanted intragrastrically by
  • the measuring device is implanted so as to be attached to the gastric wall or inserted into the gastric wall.
  • the measuring device is implanted in the upper part of the stomach, at or near the fundus of the stomach.
  • the heart monitor can be configured to be housed in the implant.
  • housed in the implant is meant that the monitor is embedded in the implant.
  • the heart monitor can thus be for the most part housed within the implant itself and be connected to electrodes of the measuring member located on the surface of the implant or connected to the implant, the electrodes having to be in contact with the user's tissues.
  • the implant thus accommodates both the heart monitor included in the measuring device and the measuring device including the accelerometer.
  • the accelerometric signal curve and the electrocardiogram trace are obtained at the level of the implant, without external connection. This helps to obtain an accelerometric signal curve and a plot.
  • the collected signals are then pre-processed directly by the onboard processor of the device or on the central server after transfer of the raw data.
  • Pre-processing corresponds to filtering methods
  • the heart monitor can be configured to be non-invasive.
  • the heart monitor and the measuring device are physically separate from the measuring device.
  • Such an arrangement makes it possible to provide a more compact implant, but it requires providing more complex synchronization means so that the signal measurements carried out invasively and those of the additional signal carried out non-invasive share the same time base.
  • the heart monitor should be installed specifically when you want to measure the electrical activity of the heart.
  • the electrocardiogram is obtained by placing measuring electrodes wired to the heart monitor on the user's chest.
  • the measuring device is attached to the user, relative to the measuring device which, in the implant, is integrated with the user.
  • the computing device is configured to be housed in the implant.
  • the computing device is embedded with the measuring device. This configuration facilitates the implementation of the
  • the computing device is for example configured to be disposed in the implant together with the accelerometer.
  • the measuring device comprises a communication member configured to transfer at least one signal to the device. Calculation. It is understood that the communication member is associated both with the measuring device in the implant, that is to say at least with the accelerometer, and at the same time with the computing device.
  • the communication unit comprises a transmitter for transferring the signal to a receiver included in the computing device. For example, one or more transmitters of the communication member are embedded in the implant, and one or more receivers are configured to receive, at the level of the computing device, the signal with a view to externalized processing of this signal.
  • the signal, received from the measuring device comprises at least the accelerometric signals and / or a time marker corresponding to the appearance of the signal.
  • the signal transmitted by the communication member to the calculation advantageously comprises both the accelerometric signals, the electrical signal generated by cardiac activity of the user, and / or a time marker corresponding to the appearance of the signal and / or a time marker corresponding to the appearance of the signal additional.
  • the implant comprises an energy storage device capable of powering at least the measuring device.
  • the energy storage device is advantageously internal to the implant and therefore miniaturized.
  • it is a long-lasting energy storage device, such as a lithium-iodine type battery, which does not need to be connected to an external power source.
  • the energy storage device is also able to power the measuring member.
  • the invention also relates to a method for determining a
  • the determination method implementing the determination device as previously described, during which a step of measuring signals makes it possible to obtain at least the signal value and the additional signal value, the signal value being obtained by the measuring device comprising at least the accelerometer and the additional signal value being obtained by the measuring device comprising at least the heart monitor.
  • the step of measuring signals makes it possible to obtain the signal value.
  • the accelerometer measures, during the signal measurement step, the accelerometric signals so as to obtain the signal curve
  • the measurement device identifies on the curve of accelerometric signals the maximum opening of the aortic valve of the user corresponding to the signal value.
  • the step of measuring signals makes it possible to obtain the additional signal value.
  • the heart monitor measures, simultaneously with the signal measurement step and more particularly in a synchronous manner, that is to say by sharing the same time base, the electrical activity generated by a cardiac activity of the user so as to obtain
  • the measuring device identifies on the EKG the R wave corresponding to the additional signal value.
  • the step of measuring signals is followed by a step of calculating a cardiac parameter making it possible to obtain information on the state of cardiac decompensation, said step of calculating taking into account a time shift in the appearance of the signals measured in the signal measurement step.
  • the time offset considered during this calculation step is read instantly due to the synchronous measurement of the signal and the additional signal, that is to say with a time base identical to the two signals.
  • the accelerometric signal curve and the electrocardiogram are compared on the same time frame of reference so as to be able to obtain the cardiac parameter corresponding to the time lag between the appearance of the value of the signal and the appearance of the value of the signal.
  • the R wave indicates the start of the pre-ejection period and the user's maximum aortic valve opening indicates the end of the pre-ejection period.
  • the determination method comprises a step of calibrating the measuring device, the calibration step preceding the step of measuring signals.
  • the calibration step makes it possible to obtain the threshold value, which is a reference value, the exceeding of which is indicative of cardiac decompensation.
  • the cardiac parameter is specific to each user, by its cardiac activity which is specific to the user, and by the position of the measuring device, and particularly the position of
  • the calibration step allows the determination process to be personalized. In particular, it makes it possible to obtain a reference signal value specific to the user. It will be understood that the reference signal value is intended to be an average of values sufficiently representative of the user's basal situation.
  • the step of calculating a cardiac parameter making it possible to obtain information on the state of cardiac decompensation is carried out not by an instantaneous approach. , consisting of a calculation of a cardiac parameter for a signal value and a corresponding additional signal value, but by an averaged approach. More particularly, the measurement of the cardiac parameter
  • corresponding to the pre-ejection period is carried out on a coherent average representing the average of the signal acquired over 30 seconds, and therefore also on an additional coherent average representing the average of the additional signal acquired synchronously over the same period.
  • the result of the calculation of a cardiac parameter at a given time is recorded in an overall clinical picture.
  • a daily clinical picture can thus be generated for comparison with previous clinical pictures or a reference clinical picture obtained during the calibration step. More specifically, the value of the parameter on day D will be compared to that on day D-1 and the plot of the values over the days will show a trend, either downward or upward which could mean a problem, or a stable line indicating no major hemodynamic change.
  • the calculation device can compare, during the calculation step, the cardiac parameter with a threshold value, which can in particular be adjusted to the user during the step of. calibration.
  • the computing device manages the integration of parameters, including cardiac parameter and threshold value, to obtain information on the state of cardiac decompensation.
  • the threshold value is derived from the reference signal value.
  • the threshold value represents a percentage, variable as a function of a calibration step prior to the implementation of the device, of the reference signal value.
  • the cardiac parameter is both calculated and is also compared to the threshold value determined during the calibration step. The cardiac parameter / threshold value comparison makes it possible to precisely determine the user's cardiac decompensation state.
  • FIG. 1 is a general schematic view of a determination device according to the invention.
  • FIG. 2 is a general schematic view of a determination device according to the invention in another embodiment
  • FIG. 3 is an illustration of a method of determining information relating to a state of cardiac decompensation of a user, the determination method implementing the determination device according to the invention
  • FIG. 4 is a flowchart illustrating the determination method of FIG. 3.
  • the names "internal” and “external” refer to the determination device according to the invention and more particularly to an implant forming part of this determination device. Any element integrated into an implant of the device is called internal or internalized.
  • FIG. 1 there is seen a device 1 for determining information relating to a state of cardiac decompensation of a user 2.
  • the information relating to a state of cardiac decompensation is obtained by analysis of a cardiac parameter illustrated in FIG. 3.
  • the determination device 1 comprises at least one measuring device 3, a measuring device 4 and a computing device 5. In this case, part of the determining device 1, with the measuring device 3, is internalized and another part of the determination device 1, with the measuring device 4 and the computing device 5, is externalized.
  • the measuring device 3 comprises at least one accelerometer 30 configured to determine an accelerometric signal curve of the user 2, illustrated in FIG. 3. The measuring device 3 is configured to determine a signal value, also illustrated in figure 3.
  • the measuring device 3 including the accelerometer 30 is housed in an implant 6 internal to the user 2.
  • the implant 6 corresponds to a hollow, biocompatible and sealed compartment.
  • the implant 6 is sized to be implanted using an endoscopic device.
  • the representation of the implant 6 in Figure 1 is schematic, and the implant 6 can take any shape and size compatible with its implantation, its function and the operation of the device.
  • the implant 6 is an intragastric implant, positioned, in the example of FIG. 1, at the level of the fundus 20 of the stomach 21 of the user 2, near the heart 26 of the user 2.
  • the implant 6 is for example fixed on the surface of a gastric mucosa or within the gastric mucosa, at the level of the fundus 20 of the stomach 21, or at the level of any tissue of the gastrointestinal tract 25.
  • the implant 6 comprises an energy storage device 60 capable of supplying at least the measuring device 3.
  • the energy storage device 60 is miniaturized and isolated from the tissues of the user 2, as here in being internal to the implant 6.
  • the energy storage device 60 is configured to have a lifespan of several years so as to be able to supply the measuring device 3 as required.
  • the measuring device 3 is configured to adopt a position in
  • the implant 6 such that the accelerometer 30 is able to measure at least one acceleration along an axis among the dorso-ventral axis 22, a lateral axis 23 and a rostro-caudal axis 24 as illustrated in Figure 1.
  • Measuring device 4 is configured to measure a signal value
  • the heart monitor 40 comprises at least one heart monitor 40.
  • the heart monitor 40 externalized in this embodiment illustrated in Figure 1, is provided with a display screen 41 for viewing a trace an EKG, as shown in Figure 3.
  • the heart monitor 40 is connected by wire sensors 42 of the measuring member 4 to a set here of three electrodes 43 each individually connected to the heart monitor 40 and affixed to the user 2.
  • This representation of the organ measurement 4 is not restrictive, in particular with regard to the number of electrodes 43 used, the measurement member 4 being able to take any form provided that it makes it possible to measure the value of the additional signal.
  • the computing device 5 is configured to determine a value of the
  • the calculating device 5 can also be configured to compare the cardiac parameter with a threshold value whose exceeding is indicative of cardiac decompensation.
  • the computing device 5 is external. It is on the one hand electrically connected, by a wiring 50, to the heart monitor 40 so as to receive the additional signal value. It is also connected wirelessly to the measuring device 3.
  • the measuring device 3 comprises for this purpose a communication member 31 configured to transfer at least one signal to the computing device 5, in this case the value signal.
  • the measuring device 3 comprises in particular a transmitter 32 of waves 33, the transmitter 32 being internal to the implant 6 and being connected to the measuring device 3.
  • the calculating device 5 comprises a receiver 51 capable of receiving the waves 33. transmitted by the transmitter 32 of the communication unit 31.
  • FIG. 2 shows another exemplary embodiment of the invention, internalizing the measuring member 4.
  • the implant incorporates both
  • the determination device 1 is partly compacted, the measuring device 3 and the measuring member 4 being embedded in the implant 6, only the calculation device 5 being here outsourced.
  • FIG. 1 applies mutatis mutandis to FIG. 2 and reference may be made to it in order to understand and implement the invention.
  • the heart monitor 40 is configured to be housed in the implant 6. It is, like the measuring device 3, powered by the energy storage device 60.
  • the communication device 31 is shared between measuring device 3 and measuring device 4, so that it transfers both the signals from the accelerometer 30 and the signals from the heart monitor 40.
  • the measuring device 3 and the measuring device 4 each comprise a transmitter 32 of the communication device 31 which transmits by waves 33 the signal value and the additional signal value to one or more receivers of the computing device 5 .
  • the calculation device or at least in part, is also integrated into the implant 6.
  • part of the calculation takes place in the implant, to namely the measurement and detection of the appearance of the two time signals, and that it is only the values of these time signals that are transmitted to an external database.
  • Figure 3 illustrates various cardiac data, measured and determined by the determination device 1.
  • the signal value 34 corresponds to a time value determined by means of at least the curve of accelerometric signals 35 of user 2 obtained by the accelerometer 30.
  • the accelerometric signal curve 35 comprises positive peaks and negative peaks, including a maximum opening of the aortic valve of user 2. When said opening maximum of the aortic valve is identified, it is defined as corresponding to the signal value 34 on the signal curve
  • the computing device 5 deduces therefrom a time marker 36, for example at a time t1 on a given time base.
  • the electrocardiogram 45 comprises positive waves and negative waves, among which one can count a P wave 450, a Q wave 451, R wave 452, S wave 453, T wave 454, U wave 455.
  • the maxima of R wave 452 is identified, it is defined as corresponding to the value of additional signal 44 on the electrocardiogram 45.
  • the computing device 5 deduces therefrom a time marker 46, for example at a time t0 on the basis of time common to that used to determine the first time marker 36.
  • the appearance of the signal 34 is intended to be compared chronologically with the appearance of the additional signal 44.
  • the calculating device as described above is configured to calculate a time duration between the value of the time marker 36 and the value of the time marker 46.
  • the value of the pre-ejection period that is to say of the cardiac parameter 27, corresponds to this time duration between the time marker 36 and the time marker 46.
  • FIG. 4 illustrates a flowchart representative of a method 7 for determining information relating to a state of cardiac decompensation of a user 2, the method for determining 7 using the determination device 1 as previously. described in FIG. 1.
  • the determination method 7 comprises at least one signal measurement step 70 and a calculation step 71.
  • the determination method 7 comprises at least one calibration step 72.
  • Each step is represented by a rectangle in FIG. 4, the succession of steps being according to a chronology indicated by arrows 100.
  • the calibration step 72 makes it possible to calibrate at least the measuring device 3. It is understood that the calibration step is theoretically carried out only once before the device is operational for taking measurements
  • the objective of the calibration step being to set a basal state, this state being kept for each of the measurement steps which follow.
  • several calibration steps 72 of the measuring device 3 can be envisaged, for example when using the measuring device 3 post-implantation, or at a distance from the setting. in place of the implant 6.
  • the calibration step 72 makes it possible to determine a threshold value 73 which is representative both of the basal cardiac activity of the user 2 and of the positioning of the accelerometer 30. More particularly, step d calibration 72 consists of multiplying measurements of the cardiac parameter and calculating an average value of these measurements to derive therefrom a reference signal value 37. From the reference signal value 37, a threshold value 73, corresponding to a percentage of the value of the reference signal 37, is determined, and this threshold value 73 is intended to be compared with the cardiac parameters 27 obtained during measurement steps following step
  • the signal measurement step 70 At least the signal value 34 and the additional signal value 44 are obtained.
  • the measuring device 3 and more particularly the accelerometer 30, is implemented to obtain the signal value 34.
  • the measuring member 4 and more
  • the cardiac monitor 40 is implemented to obtain the additional signal value 44.
  • the first measurement sub-step 700 and the second measurement sub-step 701 take place concomitantly so as to that the values obtained can be compared on the same time frame so that the parameter can be calculated cardiac 27 during the calculation step 71. It will be understood that without departing from the context of the invention, these two sub-steps can be carried out in a staggered manner, in particular if the measurement of one of the signals should interfere with the measurement of the other signal.
  • the signal measurement step 70 is followed by the calculation step 71 of the
  • the calculation step 71 being implemented by the calculation device 5.
  • the calculation step 71 can be carried out periodically or regularly, or following each measurement step 70 of the signals, and / or at the request of user 2 or medical personnel.
  • Calculation step 71 identifies the time marker 36 and the
  • time marker 46 and deduce the cardiac parameter 27 therefrom.
  • the time marker 36 is identified.
  • the time marker 46 is identified.
  • the calculation device 5 compares the cardiac parameter 27 with the threshold value 73 determined during the calibration step 72 or with a value threshold implemented theoretically in the computing device.
  • information 74 is obtained on the state of cardiac decompensation of user 2 during an information step 75. If the cardiac parameter 27 detected corresponds at a value beyond the threshold value, user 2 is for example in an early state of
  • This determination device configured to prevent an early state of cardiac decompensation. This determination device, intended
  • the user in particular to be at least partially implanted in the user, comprises at least one accelerometer participating in determining a pre-ejection period by allowing the reliable detection of a signal value to be compared with an additional signal, the integration of this accelerometer in an implant allowing this reliable measurement.
  • the information obtained by such a determination device is intended to be reliable and allows frequent use so as to ensure simple and recurrent monitoring of a user at risk of cardiac complications.
  • the shape of the determination device can be changed without harming the invention, to the extent that the determination device, ultimately, fulfills the same functionalities as those described in this document.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Data Mining & Analysis (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • General Business, Economics & Management (AREA)
  • Business, Economics & Management (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Databases & Information Systems (AREA)
  • Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

Dispositif de détermination (1) d'une information (74) portant sur un état de décompensation cardiaque d'un utilisateur (2), ladite information (74) étant obtenue par analyse d'un paramètre cardiaque (27), caractérisé en ce qu'il comporte un dispositif de mesure (3) configuré pour déterminer une valeur de signal (34) par l'intermédiaire d'au moins une courbe de signaux accélérométriques (35) de l'utilisateur (2), ladite valeur de signal (34) étant destinée à être comparée à une valeur de signal additionnel (44) issue d'une mesure par un moniteur cardiaque (40), le dispositif de mesure (3) comprenant à cet effet au moins un accéléromètre (30) configuré pour déterminer ladite courbe de signaux accélérométriques (35), le dispositif de mesure (3) étant configuré pour être logé dans un implant (6) interne à l'utilisateur (2).

Description

Description
Titre de l'invention : DISPOSITIF DE DETERMINATION D’UNE INFORMATION PORTANT SUR UN ETAT DE DECOMPENSATION
CARDIAQUE! 1
[1 ] Le domaine de la présente invention est celui des dispositifs de mesure de
paramètres cardiaques d’un corps humain.
[2] De façon connue, une insuffisance cardiaque peut évoluer chez l’Homme en une décompensation cardiaque. Cette décompensation cardiaque conduit à une altération de l’état général, avec une fatigue aiguë apparaissant même au repos, assortis de l’apparition d’œdèmes, ce qui contribue à dégrader la qualité des échanges gazeux d’oxygène et de gaz carbonique indispensables au corps humain.
[3] Une décompensation cardiaque peut ainsi conduire à un œdème cardiogénique au niveau thoracique, notamment dans le tissu pulmonaire. Une gêne respiratoire et un essoufflement font partie des symptômes, induits par une compensation des poumons augmentant leur travail respiratoire et provoquant notamment une douleur thoracique. Ces symptômes s’aggravent jusqu’à la détresse respiratoire majeure si l’accumulation de liquide n’est pas détectée en amont. L’œdème pulmonaire est considéré médicalement comme une urgence vitale qu’il est nécessaire de traiter dès les premiers signes, les traitements étant d’autant plus lourds que le diagnostic est tardif, les tissus étant moins engorgés à un stade initial.
[4] Tout patient présentant un risque de pathologie cardiaque doit ainsi être vigilant.
Les patients à risque sont généralement suivis par des examens médicaux réguliers, type auscultation par le praticien, électrocardiogramme, dosage sanguin et/ou radiographie pulmonaire afin d’identifier des troubles cardiaques. Préventivement, le patient est contraint à surveiller étroitement son hygiène de vie et à traiter sa pathologie cardiaque pour éviter des complications sous- jacentes à a décompensation cardiaque.
[5] Un suivi médical reste cependant contraignant pour le patient, puisqu’il est
dépendant du milieu médical et du praticien pour effectuer une évaluation de son état pulmonaire et cardiaque. Un autre inconvénient réside dans la régularité du suivi, le patient devant fréquemment se soumettre au milieu médical pour prévenir des complications aggravées. Par ailleurs, le suivi ne peut
raisonnablement être effectué de façon pluri journalière au long terme, pour tous les patients, notamment ceux gardant une bonne autonomie.
[6] Le but de la présente invention est donc de proposer un dispositif apte à identifier les prémices d’un état de décompensation cardiaque, ledit dispositif étant d’utilisation simple et compatible avec une utilisation répétée pour le suivi et la détection précoce de problèmes cardiaques chez un patient présentant un risque de décompensation cardiaque.
[7] L’invention concerne un dispositif de détermination d’une information portant sur un état de décompensation cardiaque d’un utilisateur, ladite information étant obtenue par analyse d’un paramètre cardiaque, caractérisé en ce qu’il comporte au moins un dispositif de mesure configuré pour déterminer une valeur de signal par l’intermédiaire d’au moins une courbe de signaux accélérométriques de l’utilisateur, ladite valeur de signal étant destinée à être comparée à une valeur de signal additionnel issue d’une mesure par un moniteur cardiaque, le dispositif de mesure comprenant à cet effet au moins un accéléromètre configuré pour déterminer ladite courbe de signaux accélérométriques de l’utilisateur, le dispositif de mesure étant configuré pour être logé dans un implant interne à l’utilisateur.
[8] Le dispositif selon l’invention est particulièrement avantageux en ce qu’il permet de combiner une analyse bimodale, avec prise en compte de signaux
accélérométriques d’une part et de signaux cardiaques type
électrocardiogramme d’autre part, et une mesure invasive via la mise en oeuvre d’au moins l’accéléromètre dans un implant approprié. Par ailleurs, il est notable que l’information portant sur un état de décompensation cardiaque est obtenu de façon simple par une comparaison de deux données, la simplification de l’algorithme pouvant faciliter l’intégration des moyens de calcul correspondants dans l’implant le cas échéant. [9] L’électrocardiogramme est une représentation graphique de l'activité électrique du cœur à l'origine de son activité mécanique, c’est-à-dire ses contractions, tandis que l'activité mécanique est quant à elle suivie à l'aide de l’accéléromètre.
[10] Grâce à ce dispositif de mesure implanté, la courbe de signaux
accélérométriques et le paramètre cardiaque peuvent être obtenus de façon reproductible et fiable. En effet, l’implantation participe à une position fixe de l’accéléromètre embarqué dans l’implant, et à tout le moins à une position stable mesure après mesure.
[11 ] Le dispositif de mesure comprend l’accéléromètre qui génère la courbe de signaux accélérométriques. Cette courbe de signaux accélérométriques est destinée à être confrontée à d’autres données, en l’espèce à un
électrocardiogramme obtenu au moyen du moniteur cardiaque, pour en déduire le paramètre cardiaque. L’accéléromètre mesure l’accélération selon au moins un axe. L’accéléromètre est par exemple un accéléromètre de un à trois axes orthogonaux entre eux.
[12] La valeur de signal, déterminée à partir de la courbe de signaux
accélérométriques, correspond à un pic positif sur la courbe de signaux accélérométriques, indiquant un maxima d’ouverture de la valve aortique de l’utilisateur dit « amplitude aortique ». L’apparition du signal constitue un marqueur de temps dans la détermination du paramètre cardiaque.
[13] Selon un aspect de l’invention, le dispositif de détermination comporte un organe de mesure configuré pour mesurer la valeur de signal additionnel, cet organe de mesure comprenant au moins le moniteur cardiaque, le dispositif de détermination comportant en outre un dispositif de calcul configuré pour déterminer une valeur du paramètre cardiaque fonction du temps entre les apparitions du signal et du signal additionnel, le dispositif de calcul étant configuré pour comparer le paramètre cardiaque à une valeur seuil dont le dépassement est révélateur d’une décompensation cardiaque.
[14] Le moniteur cardiaque permet d’obtenir un tracé d’électrocardiogramme qui est le reflet du signal électrique généré par une activité cardiaque de l’utilisateur. De façon complémentaire à ce qui a été précisé précédemment sur le fait que le dispositif de mesure est logé dans l’implant, le moniteur cardiaque peut lui être soit embarqué également dans l’implant soit être disposé de façon externe à l’implant, et plus particulièrement de façon externe à l’utilisateur.
[15] Plus particulièrement, le moniteur cardiaque peut être externe et portatif, type moniteur Holter, et enregistrer en continu l’activité cardiaque en relative autonomie. Le moniteur cardiaque peut être un scope externe et non portatif nécessitant l’intervention d’un personnel médical. Le moniteur cardiaque peut être interne, par exemple embarqué dans l’implant, fonctionnant alors en autonomie une fois que ledit implant est implanté.
[16] La valeur de signal additionnel est déterminée à partir du tracé de
l’électrocardiogramme. Cette valeur de signal additionnel correspond à l’onde R identifiée sur l’électrocardiogramme, c’est-à-dire la deuxième onde positive de l’électrocardiogramme, apparaissant après l’onde P, représentative d’une dépolarisation ventriculaire de l’utilisateur. L’apparition du signal additionnel constitue un marqueur temporel dans la détermination du paramètre cardiaque.
[17] Selon une caractéristique de l’invention, le paramètre cardiaque pris en
considération correspond à une période de temps, autrement appelée période de pré-éjection ou « PEP », qui est l’acronyme anglais de preejection period. Le paramètre cardiaque correspondant à la période de pré-éjection est déterminé au moins grâce à la courbe de signaux accélérométriques et au tracé de
l’électrocardiogramme, obtenus simultanément. La période de pré-éjection correspond à un intervalle de temps entre l’apparition de l’onde R et l’apparition du maxima d’ouverture de la valve aortique. Autrement dit, le paramètre cardiaque considéré selon l’invention et déterminé de façon reproductible et fiable du fait de la présence de l’accéléromètre dans l’implant est une différence temporelle entre l’apparition du signal additionnel déterminé sur
l’électrocardiogramme et l’apparition du signal déterminé sur la courbe de signaux accélérométriques. L’étude des valeurs obtenues par le moniteur cardiaque permet de déterminer le départ de la période de pré-éjection, et l’étude des valeurs obtenues par l’électrocardiogramme permet de déterminer la fin de la période de pré-éjection.
[18] On comprend que le dispositif de détermination d’une information portant sur un état de décompensation cardiaque de l’utilisateur permet une approche multimodale pour l’obtention du paramètre cardiaque. Il permet de confronter une courbe de signaux accélérométriques fiable et reproductible au tracé de l’électrocardiogramme pour obtenir le paramètre cardiaque. Un comparatif entre le paramètre cardiaque et la valeur seuil permet d’évaluer l’activité cardiaque de l’utilisateur, et ainsi détecter de façon précoce un état de décompensation cardiaque. Ce comparatif est effectué par le dispositif de calcul.
[19] Selon un aspect de l’invention, le dispositif de mesure est configuré pour adopter une position dans l’implant telle que l’accéléromètre soit apte à mesurer au moins une accélération selon un axe parmi l’axe dorso-ventral, un axe latéral et l’axe rostro-caudal de l’utilisateur. L’accéléromètre est un accéléromètre de un à trois axes incluant au moins l’un de ces 3 axes.
[20] Selon un aspect de l’invention, le dispositif de mesure est configuré pour être implanté dans l’utilisateur en intragastrique. Une implantation à proximité du cœur de l’utilisateur, comme l’est l’implantation intragastrique, permet d’obtenir une courbe de signaux accélérométriques spécifique de l’activité cardiaque de l’utilisateur. Tel que cela a été évoqué, l’électrocardiogramme est une
représentation graphique de l'activité électrique du cœur à l'origine de son activité mécanique. Les cellules du muscle cardiaque sous l'impulsion d'une stimulation se dépolarisent et transmettent l'influx électrique de proche en proche à travers le cœur. La mesure de cet influx électrique peut avantageusement se faire à partir de l'estomac, organe situé à proximité du cœur. Pour cela, deux électrodes, distantes l'une de l'autre de quelques centimètres, sont positionnées au contact du tissu de la paroi gastrique. Elles sont reliées à un module électronique intégré qui conditionne le signal mesuré par les électrodes. A un instant t, chacune des électrodes va mesurer un potentiel différent. La mesure de cette différence de potentielles entre les deux électrodes au cours du temps donne lieu à un électrocardiogramme.
[21 ] Par exemple, le dispositif de mesure est implanté en intragrastrique par
endoscopie. Par exemple, le dispositif de mesure est implanté de sorte à être fixé à la paroi gastrique ou inséré dans la paroi gastrique. Par exemple, le dispositif de mesure est implanté en partie haute de l’estomac, au niveau ou à proximité du fundus de l’estomac. [22] Selon un aspect de l’invention, et tel que cela a été évoqué précédemment, le moniteur cardiaque peut être configuré pour être logé dans l’implant. Par « logé dans l’implant », on entend que le moniteur est embarqué dans l’implant. Le moniteur cardiaque peut ainsi être en majeure partie logé au sein même de l’implant et être relié à des électrodes de l’organe de mesure situées en surface de l’implant ou raccordées à l’implant, les électrodes devant être au contact des tissus de l’utilisateur.
[23] L’implant loge ainsi à la fois le moniteur cardiaque compris dans l’organe de mesure et le dispositif de mesure comprenant l’accéléromètre. Autrement dit, la courbe de signaux accélérométriques et le tracé électrocardiogramme sont obtenus au niveau de l’implant, sans raccordement externe. Ceci contribue à obtenir une courbe de signaux accélérométriques et un tracé
électrocardiogramme indépendants d’un biais inhérent au positionnement variable du moniteur cardiaque et/ou du dispositif de mesure, puisque leur positionnement est fixe. La courbe de signaux accélérométriques et le tracé électrocardiogramme peuvent être mesurés de façon continue et en simultané, sans nécessité d’installation additionnelle sur l’utilisateur. Un tel agencement permet notamment de s’assurer que la mesure des signaux et signaux
additionnels est synchronisée, en commandant le déclenchement de ces mesures dans une même base de temps.
[24] Comme évoqué précédemment, les activités cardiaques électrique et
mécanique sont liées. En synchronisant temporellement les mesures effectuées d’une part par le moniteur cardiaque compris dans l’organe de mesure et d’autre part par le dispositif de mesure comprenant l’accéléromètre, il est alors possible d'analyser de façon concomitante l'activité électrique et mécanique du cœur pour déterminer de manière fiable le paramètre cardiaque précédemment évoqué.
[25] A cet effet, les signaux recueillis sont ensuite pré-traités directement par le processeur embarqué du dispositif ou sur le serveur central après transfert des données brutes. Le pré-traitement correspond à des méthodes de filtrage
(transformée de fourrier, transformée en ondelette, méthode empirique...) permettant d'améliorer le rapport signal à bruit avant analyse. [26] Selon un aspect alternatif de l’invention, le moniteur cardiaque peut être configuré pour être non-invasif. Le moniteur cardiaque et l’organe de mesure sont physiquement dissociés du dispositif de mesure. Un tel agencement permet de proposer un implant plus compact, mais il nécessite de prévoir des moyens de synchronisation plus complexes pour que les mesures du signal réalisées en invasif et celles du signal additionnel réalisées en non invasif partagent la même base de temps. Le moniteur cardiaque doit être installé spécifiquement au moment où l’on souhaite mesurer l’activité électrique du cœur.
L’électrocardiogramme est obtenu en disposant, sur le thorax de l’utilisateur, des électrodes de mesure reliées en filaire au moniteur cardiaque. L’organe de mesure est rapporté sur l’utilisateur, par rapport au dispositif de mesure qui, dans l’implant, est intégré à l’utilisateur.
[27] Selon un aspect de l’invention, le dispositif de calcul est configuré pour être logé dans l’implant. Le dispositif de calcul est embarqué avec le dispositif de mesure. Cette configuration facilite la mise en œuvre du dispositif de
détermination et une utilisation répétée de celui-ci. Le dispositif de calcul est par exemple configuré pour être disposé dans l’implant conjointement avec l’accéléromètre.
[28] Selon un aspect alternatif de l’invention, dans lequel le dispositif de calcul est non-invasif et donc disposé à distance de l’implant, le dispositif de mesure comprend un organe de communication configuré pour transférer au moins un signal au dispositif de calcul. On comprend que l’organe de communication est associé à la fois au dispositif de mesure dans l’implant, c’est-à-dire au moins à l’accéléromètre, et à la fois au dispositif de calcul. L’organe de communication comprend un émetteur pour transférer le signal à un récepteur compris dans le dispositif de calcul. Par exemple, un ou plusieurs émetteurs de l’organe de communication sont embarqués dans l’implant, et un ou plusieurs récepteurs sont configurés pour réceptionner, au niveau du dispositif de calcul, le signal en vue d’un traitement externalisé de ce signal. Le signal, reçu du dispositif de mesure, comprend au moins les signaux accélérométriques et/ou un marqueur de temps correspondant à l’apparition du signal. Lorsque l’organe de mesure, c’est-à-dire l’organe permettant l’obtention d’un électrocardiogramme, est logé dans l’implant, le signal transmis par l’organe de communication au dispositif de calcul comprend avantageusement à la fois les signaux accélérométriques, le signal électrique engendré par une activité cardiaque de l’utilisateur, et/ou un marqueur de temps correspondant à l’apparition du signal et/ou un marqueur temporel correspondant à l’apparition du signal additionnel.
[29] Différentes technologies peuvent être employées pour relier émetteur et
récepteur. A titre d’exemple peuvent être cités : des technologies de
communication sans fils, par ondes, comme une technologie employant le
Bluetooth ou le Wi-Fi.
[30] Selon un aspect de l’invention, l’implant comprend un dispositif de stockage d’énergie apte à alimenter au moins le dispositif de mesure. Le dispositif de stockage d’énergie est avantageusement interne à l’implant et donc miniaturisé. Dans un exemple de réalisation, il s’agit d’un dispositif de stockage d’énergie à forte autonomie, comme une batterie longue durée type pile lithium-iode, qui ne nécessite pas d’être raccordée à une source d’alimentation externe. Dans un autre exemple de réalisation, il s’agit d’un dispositif de stockage d’énergie apte à se recharger sans fil à partir d’une source extérieure. Selon un aspect de l’invention, le dispositif de stockage d’énergie est également apte à alimenter l’organe de mesure.
[31 ] L’invention concerne également un procédé de détermination d’une
information portant sur un état de décompensation cardiaque d’un utilisateur, le procédé de détermination mettant en œuvre le dispositif de détermination tel que précédemment décrit, au cours duquel une étape de mesure de signaux permet d’obtenir au moins la valeur de signal et la valeur de signal additionnel, la valeur de signal étant obtenue par le dispositif de mesure comprenant au moins l’accéléromètre et la valeur de signal additionnel étant obtenue par l’organe de mesure comprenant au moins le moniteur cardiaque.
[32] D’une part, l’étape de mesure de signaux permet d’obtenir la valeur de signal.
Pour ce faire, l’accéléromètre mesure, au cours de l’étape de mesure de signaux, les signaux accélérométriques de sorte à obtenir la courbe de signaux
accélérométriques. Lors de l’étape de mesure, le dispositif de mesure identifie sur la courbe de signaux accélérométriques le maxima d’ouverture de la valve aortique de l’utilisateur correspondant à la valeur de signal. [33] D’autre part, l’étape de mesure de signaux permet d’obtenir la valeur de signal additionnel. Pour ce faire, le moniteur cardiaque mesure, simultanément à l’étape de mesure de signaux et plus particulièrement de manière synchrone, c’est à dire en partageant la même base de temps, l’activité électrique générée par une activité cardiaque de l’utilisateur de sorte à obtenir
l’électrocardiogramme. Lors de l’étape de mesure, l’organe de mesure identifie sur l’électrocardiogramme l’onde R correspondant à la valeur de signal additionnel.
[34] Selon un aspect de l’invention, l’étape de mesure de signaux est suivie d’une étape de calcul d’un paramètre cardiaque permettant d’obtenir l’information sur l’état de décompensation cardiaque, ladite étape de calcul prenant en compte un décalage temporel d’apparition des signaux mesurés dans l’étape de mesure des signaux. Le décalage temporel considéré lors de cette étape de calcul est lu instantanément du fait de la mesure synchrone du signal et du signal additionnel, c’est-à-dire avec une base de temps identique aux deux signaux. Autrement dit, la courbe de signaux accélérométriques et l’électrocardiogramme sont confrontés sur un même référentiel de temps de sorte à pouvoir obtenir le paramètre cardiaque correspondant au décalage temporel entre l’apparition de la valeur du signal et d’apparition de la valeur du signal additionnel. L’onde R indique le début de la période de pré-éjection et le maxima d’ouverture de la valve aortique de l’utilisateur indique la fin de la période de pré-éjection.
[35] Selon un aspect de l’invention, le procédé de détermination comprend une étape d’étalonnage du dispositif de mesure, l’étape d’étalonnage précédant l’étape de mesure de signaux. L’étape d’étalonnage permet d’obtenir la valeur seuil, qui est une valeur de référence, dont le dépassement est révélateur d’une décompensation cardiaque. Le paramètre cardiaque est spécifique à chaque utilisateur, de par son activité cardiaque qui est propre à l’utilisateur, et de par la position du dispositif de mesure, et particulièrement la position de
l’accéléromètre, qui peut varier d’un utilisateur à l’autre et d’un implant à l’autre. Il convient de noter que selon l’invention, et l’implantation de l’accéléromètre dans l’implant, cette position du dispositif de mesure est fixe et reproduite dans le temps pour un utilisateur donné. [36] L’étape d’étalonnage permet de personnaliser le procédé de détermination. Notamment, elle permet d’obtenir une valeur de signal de référence propre à l’utilisateur. On comprend que par valeur de signal de référence, on vise une moyenne de valeurs suffisamment représentative de la situation basale de l’utilisateur.
[37] Selon un aspect de l’invention, au cours du procédé de détermination, l’étape de calcul d’un paramètre cardiaque permettant d’obtenir l’information sur l’état de décompensation cardiaque est réalisée non pas par une approche instantanée, consistant en un calcul d’un paramètre cardiaque pour une valeur de signal et une valeur de signal additionnel correspondante, mais par une approche moyennée. Plus particulièrement, la mesure du paramètre cardiaque
correspondant à la période de pré-éjection est réalisée sur une moyenne cohérente représentant la moyenne du signal acquis sur 30 secondes, et donc également sur une moyenne cohérente additionnelle représentant la moyenne du signal additionnel acquis de manière synchrone sur la même période.
[38] Selon un aspect de l’invention, le résultat du calcul de paramètre cardiaque à un instant donné, notamment via l’approche moyennée décrite précédemment sans que cela soit limitatif, est enregistré dans un tableau clinique global. Un tableau clinique quotidien peut ainsi être généré à des fins de comparaison avec les tableaux cliniques précédents ou un tableau clinique de référence obtenu lors de l’étape de calibration. Plus particulièrement, la valeur du paramètre au jour J sera comparée à celle au jour J-1 et le tracé des valeurs au fil des jours fera état d’une tendance, soit à la baisse, soit à la hausse pouvant signifier un problème, soit une ligne stable n’indiquant pas de changement hémodynamique majeur.
[39] Selon un aspect alternatif de l’invention, le dispositif de calcul peut comparer, lors de l’étape de calcul, le paramètre cardiaque à une valeur seuil, qui pourra notamment être ajustée à l’utilisateur pendant l’étape d’étalonnage. Le dispositif de calcul gère l’intégration de paramètres, dont le paramètre cardiaque et la valeur seuil, afin d’obtenir l’information sur l’état de décompensation cardiaque.
La valeur seuil est déduite de la valeur de signal de référence. Par exemple, la valeur seuil représente un pourcentage, variable en fonction d’une étape d’étalonnage préalable à la mise en oeuvre du dispositif, de la valeur de signal de référence. [40] Lors de l’étape de calcul, le paramètre cardiaque est à la fois calculé et est aussi confronté à la valeur seuil déterminée lors de l’étape d’étalonnage. Le comparatif paramètre cardiaque/valeur seuil permet de déterminer finement l’état de décompensation cardiaque de l’utilisateur.
[41 ] - [Fig. 1 ] est une vue générale schématique d’un dispositif de détermination selon l’invention,
[42] - [Fig. 2] est une vue générale schématique d’un dispositif de détermination selon l’invention dans un autre mode de réalisation,
[43] - [Fig. 3] est une illustration d’un procédé de détermination d’une information portant sur un état de décompensation cardiaque d’un utilisateur, le procédé de détermination mettant en œuvre le dispositif de détermination selon l’invention,
[44] - [Fig. 4] est un logigramme illustrant le procédé de détermination de la figure 3.
[45] Il faut tout d’abord noter que les figures exposent l’invention de manière
détaillée pour mettre en œuvre l’invention, lesdites figures pouvant bien entendu servir à mieux définir l’invention le cas échéant.
[46] Dans la suite de la description, les dénominations « interne » et « externe » se réfèrent au dispositif de détermination selon l’invention et plus particulièrement à un implant formant partie de ce dispositif de détermination. On qualifie d’interne ou d’internalisé tout élément intégré dans un implant du dispositif de
détermination, et on qualifie d’externe ou d’externalisé tout élément situé hors de l’implant.
[47] En se référant tout d’abord à la figure 1 , on voit un dispositif de détermination 1 d’une information portant sur un état de décompensation cardiaque d’un utilisateur 2. L’information portant sur un état de décompensation cardiaque est obtenue par analyse d’un paramètre cardiaque illustré en figure 3.
[48] Le dispositif de détermination 1 comporte au moins un dispositif de mesure 3, un organe de mesure 4 et un dispositif de calcul 5. En l’espèce, une partie du dispositif de détermination 1 , avec le dispositif de mesure 3, est internalisée et une autre partie du dispositif de détermination 1 , avec l’organe de mesure 4 et le dispositif de calcul 5, est externalisée. [49] Le dispositif de mesure 3 comprend au moins un accéléromètre 30 configuré pour déterminer une courbe de signaux accélérométriques de l’utilisateur 2, illustrée en figure 3. Le dispositif de mesure 3 est configuré pour déterminer une valeur de signal, illustrée également en figure 3.
[50] Le dispositif de mesure 3 incluant l’accéléromètre 30 est logé dans un implant 6 interne à l’utilisateur 2. L’implant 6 correspond à un compartiment creux, biocompatible et étanche. L’implant 6 est dimensionné pour être implanté grâce à un dispositif endoscopique. La représentation de l’implant 6 dans la figure 1 est schématique, et l’implant 6 peut prendre toute forme et dimension compatible avec son implantation, sa fonction et le fonctionnement du dispositif de
détermination 1. On comprendra également que le mode d’implantation de l’implant n’est pas considéré ici et peut être réalisé par tout moyen.
[51 ] L’implant 6 est un implant intragastrique, positionné, dans l’exemple de la figure 1 , au niveau du fundus 20 de l’estomac 21 de l’utilisateur 2, à proximité du cœur 26 de l’utilisateur 2. L’implant 6 est par exemple fixé en surface d’une muqueuse gastrique ou au sein de la muqueuse gastrique, au niveau du fundus 20 de l’estomac 21 , ou au niveau de tout tissu du tractus gastro-intestinal 25.
[52] L’implant 6 comprend un dispositif de stockage d’énergie 60 apte à alimenter au moins le dispositif de mesure 3. Le dispositif de stockage d’énergie 60 est miniaturisé et isolé des tissus de l’utilisateur 2, comme ici en étant interne à l’implant 6. Le dispositif de stockage d’énergie 60 est configuré pour avoir une durée de vie de plusieurs années de sorte à pouvoir alimenter selon les besoins le dispositif de mesure 3.
[53] Le dispositif de mesure 3 est configuré pour adopter une position dans
l’implant 6 telle que l’accéléromètre 30 soit apte à mesurer au moins une accélération selon un axe parmi l’axe dorso-ventral 22, un axe latéral 23 et un axe rostro-caudal 24 tel qu’illustré sur la figure 1.
[54] L’organe de mesure 4 est configuré pour mesurer une valeur de signal
additionnel illustrée en figure 3 et il comprend à cet effet au moins un moniteur cardiaque 40. Le moniteur cardiaque 40, externalisé dans ce mode de réalisation illustré sur la figure 1 , est doté d’un écran d’affichage 41 permettant de visualiser un tracé d’un électrocardiogramme, tel qu’illustré en figure 3. [55] Le moniteur cardiaque 40 est relié par des capteurs filaires 42 de l’organe de mesure 4 à un jeu ici de trois électrodes 43 reliées chacune individuellement au moniteur cardiaque 40 et apposées sur l’utilisateur 2. Cette représentation de l’organe de mesure 4 n’est pas limitative, notamment vis-à-vis du nombre d’électrodes 43 utilisées, l’organe de mesure 4 pouvant prendre toute forme dès lors qu’il permet de mesurer la valeur de signal additionnel.
[56] Le dispositif de calcul 5 est configuré pour déterminer une valeur du
paramètre cardiaque à partir de la valeur de signal et de la valeur de signal additionnel. Le dispositif de calcul 5 peut également être configuré pour comparer le paramètre cardiaque à une valeur seuil dont le dépassement est révélateur d’une décompensation cardiaque.
[57] Dans l’exemple de la figure 1 , le dispositif de calcul 5 est externe. Il est d’une part relié électriquement, par un câblage 50, au moniteur cardiaque 40 de sorte à réceptionner la valeur de signal additionnel. Il est d’autre part connecté en non- filaire au dispositif de mesure 3. Le dispositif de mesure 3 comprend pour ce faire un organe de communication 31 configuré pour transférer au moins un signal au dispositif de calcul 5, en l’espèce la valeur de signal. Le dispositif de mesure 3 comprend notamment un émetteur 32 d’ondes 33, l’émetteur 32 étant interne à l’implant 6 et étant relié au dispositif de mesure 3. Le dispositif de calcul 5 comprend un récepteur 51 apte à réceptionner les ondes 33 transmises par l’émetteur 32 de l’organe de communication 31.
[58] On décrira par la suite, notamment en référence aux figures 3 et 4, les
différents calculs effectués par le dispositif de calcul 5 pour déterminer selon l’invention une information fiable relative à un éventuel état de décompensation cardiaque de l’utilisateur.
[59] La figure 2 montre un autre exemple de réalisation de l’invention, internalisant l’organe de mesure 4. En d’autres termes, l’implant intègre à la fois
l’accéléromètre formant le dispositif de mesure 3 pour l’obtention de la valeur de signal et le moniteur cardiaque formant l’organe de mesure 4 pour l’obtention de la valeur de signal additionnel. Dans l’exemple de réalisation illustré, le dispositif de détermination 1 est en partie compacté, le dispositif de mesure 3 et l’organe de mesure 4 étant embarqués dans l’implant 6, seul le dispositif de calcul 5 étant ici externalisé. La description de la figure 1 s’applique mutatis mutandis à la figure 2 et on pourra s’y référer pour comprendre et mettre en œuvre l’invention.
[60] Dans l’exemple de la figure 2, le moniteur cardiaque 40 est configuré pour être logé dans l’implant 6. Il est, comme le dispositif de mesure 3, alimenté par le dispositif de stockage d’énergie 60. L’organe de communication 31 est partagé entre le dispositif de mesure 3 et l’organe de mesure 4, de sorte à ce qu’il transfère à la fois les signaux issus de l’accéléromètre 30 et les signaux issus du moniteur cardiaque 40. Par exemple, le dispositif de mesure 3 et l’organe de mesure 4 comprennent chacun un émetteur 32 de l’organe de communication 31 qui transmet par ondes 33 la valeur de signal et la valeur de signal additionnel vers un ou plusieurs récepteurs du dispositif de calcul 5.
[61 ] Le fait qu’il n’y ait pas de module de calcul intégré dans l’implant implique que l’ensemble du signal accélérométrique et l’ensemble du signal d’activité électrique du cœur sont transmis au module de calcul à distance de l’implant. A partir de ces deux signaux transmis, le module de calcul fait une recherche du point d’ouverture de la valve aortique, sur le signal accélérométrique, et du maxima du pic R, sur l’électrocardiogramme, pour relever une valeur temporelle de ces deux évènements et pour ensuite faire le calcul d’écart temporel entre ces deux signaux définis sur une même base de temps.
[62] On comprend que l’intérêt d’un tel dispositif doublement intégré, c’est-à-dire avec l’accéléromètre et le moniteur cardiaque logés dans l’implant, est de faciliter la synchronisation des mesures et le partage de la même base de temps pour effectuer les deux mesures simultanément.
[63] Dans ce contexte, on peut prévoir que le dispositif de calcul, ou au moins en partie, soit intégré également dans l’implant 6. Notamment, on peut prévoir qu’une partie du calcul se fasse dans l’implant, à savoir la mesure et la détection de l’apparition des deux signaux temporels, et que ce soit uniquement les valeurs de ces signaux temporels qui soient transmises à une base de données externe.
[64] La figure 3 illustre différentes données cardiaques, mesurés et déterminés par le dispositif de détermination 1.
[65] La valeur de signal 34 correspond à une valeur temporelle déterminée par l’intermédiaire d’au moins la courbe de signaux accélérométriques 35 de l’utilisateur 2 obtenue par l’accéléromètre 30. La courbe de signaux accélérométriques 35 comprend des pics positifs et des pics négatifs, parmi lesquels un maxima d’ouverture de la valve aortique de l’utilisateur 2. Lorsque ledit maxima d’ouverture de la valve aortique est identifié, il est défini comme correspondant à la valeur de signal 34 sur la courbe de signaux
accélérométriques 35. Le dispositif de calcul 5 en déduit un marqueur de temps 36, par exemple à un temps t1 sur une base de temps donnée.
[66] La valeur de signal additionnel 44 correspond également à une valeur
temporelle déterminée par l’intermédiaire d’au moins l’électrocardiogramme 45 de l’utilisateur 2 obtenu par le moniteur cardiaque 40. L’électrocardiogramme 45 comprend des ondes positives et des ondes négatives, parmi lesquels on peut compter une onde P 450, une onde Q 451 , l’onde R 452, une onde S 453, une onde T 454, une onde U 455. Lorsque le maxima de l’onde R 452 est identifiée, il est défini comme correspondant à la valeur de signal additionnel 44 sur l’électrocardiogramme 45. Le dispositif de calcul 5 en déduit un marqueur temporel 46, par exemple à un temps tO sur la base de temps commune à celle utilisée pour déterminer le premier marqueur de temps 36.
[67] L’apparition du signal 34 est destinée à être comparé chronologiquement à l’apparition du signal additionnel 44. Autrement dit, le dispositif de calcul tel que décrit précédemment est configuré pour calculer une durée temporelle entre la valeur du marqueur de temps 36 et la valeur du marqueur temporel 46. La valeur de la période de pré-éjection, c’est à dire du paramètre cardiaque 27, correspond à cette durée temporelle entre le marqueur de temps 36 et le marqueur temporel 46. Le dispositif de calcul 5 applique donc une formule selon laquelle : [PEP = t1 - t0]. On comprend que selon l’invention, cette détermination est rendue facile par la mesure synchrone des deux signaux, c’est-à-dire l’utilisation d’une même base de temps pour réaliser ces deux mesures.
[68] La figure 4 illustre un logigramme représentatif d’un procédé de détermination 7 d’une information portant sur un état de décompensation cardiaque d’un utilisateur 2, le procédé de détermination 7 mettant en oeuvre le dispositif de détermination 1 tel que précédemment décrit en figure 1. Le procédé de détermination 7 comprend au moins une étape de mesure 70 de signaux et une étape de calcul 71. Avantageusement, le procédé de détermination 7 comprend au moins une étape d’étalonnage 72. Chaque étape est représentée par un rectangle dans la figure 4, la succession des étapes étant selon une chronologie indiquée par des flèches 100.
[69] L’étape d’étalonnage 72 permet d’étalonner au moins le dispositif de mesure 3. On comprend que l’étape d’étalonnage est théoriquement réalisée une seule fois avant que le dispositif soit opérationnel pour la prise de mesures
successives, l’objectif de l’étape d’étalonnage étant de fixer un état basal, cet état étant gardé pour chacune des étapes de mesure qui vont suivre. Avant de se lancer dans les différentes étapes de mesure, plusieurs étapes d’étalonnage 72 du dispositif de mesure 3 peuvent être envisagées, par exemple lors de la mise en oeuvre du dispositif de mesure 3 en post-implantatoire, ou à distance de la mise en place de l’implant 6.
[70] L’étape d’étalonnage 72 permet de déterminer une valeur seuil 73 qui est représentative à la fois de l’activité cardiaque basale de l’utilisateur 2 et du positionnement de l’accéléromètre 30. Plus particulièrement, l’étape d’étalonnage 72 consiste en une multiplication de mesures du paramètre cardiaque et le calcul d’une valeur moyenne de ces mesures pour en déduire une valeur de signal de référence 37. A partir de la valeur de signal de référence 37, une valeur seuil 73, correspondant à un pourcentage de la valeur de signal de référence 37, est déterminée, et cette valeur seuil 73 est destinée à être comparée aux paramètres cardiaques 27 obtenus lors d’étapes de mesures succédant à l’étape
d’étalonnage 72.
[71 ] Au cours de l’étape de mesure 70 de signaux, au moins la valeur de signal 34 et la valeur de signal additionnel 44 sont obtenues. Lors d’une première sous- étape de mesure 700 comprise dans l’étape de mesure 70, le dispositif de mesure 3, et plus particulièrement l’accéléromètre 30, est mis en oeuvre pour obtenir la valeur de signal 34. Lors d’une deuxième sous-étape de mesure 701 comprise dans l’étape de mesure 70, l’organe de mesure 4, et plus
particulièrement le moniteur cardiaque 40, est mis en oeuvre pour obtenir la valeur de signal additionnel 44. Dans l’exemple illustré, la première sous-étape de mesure 700 et la deuxième sous-étape de mesure 701 ont lieu de façon concomitante de sorte à ce que les valeurs obtenues puissent être comparées sur un même référentiel de temps de sorte à pouvoir calculer le paramètre cardiaque 27 lors de l’étape de calcul 71. On comprendra que sans sortir du contexte de l’invention, ces deux sous-étapes peuvent être réalisées de manière décalée, notamment si la mesure d’un des signaux devait gêner la mesure de l’autre signal.
[72] L’étape de mesure 70 de signaux est suivie de l’étape de calcul 71 du
paramètre cardiaque 27, l’étape de calcul 71 étant mise en œuvre par le dispositif de calcul 5. L’étape de calcul 71 peut être réalisée de façon périodique ou régulière, ou suite à chaque étape de mesure 70 des signaux, et/ou à la demande de l’utilisateur 2 ou du personnel médical.
[73] L’étape de calcul 71 permet d’identifier le marqueur de temps 36 et le
marqueur temporel 46 et d’en déduire le paramètre cardiaque 27. Lors d’une première sous-étape de calcul 710, le marqueur de temps 36 est identifié. Lors d’une deuxième sous-étape de calcul 711 , le marqueur temporel 46 est identifié.
[74] Lors d’une troisième sous-étape de calcul 712 ayant lieu après la première sous-étape de calcul 710 et la deuxième sous-étape de calcul 711 , le paramètre cardiaque 27 est déduit par le dispositif de calcul 5.
[75] Lors d’une quatrième sous-étape de calcul 713 de l’étape de calcul 71 , le dispositif de calcul 5 compare le paramètre cardiaque 27 à la valeur seuil 73 déterminée pendant l’étape d’étalonnage 72 ou à une valeur seuil implémentée de façon théorique dans le dispositif de calcul.
[76] A l’issue de l’étape de calcul 71 , on obtient une information 74 sur l’état de décompensation cardiaque de l’utilisateur 2 au cours d’une étape d’information 75. Si le paramètre cardiaque 27 détecté correspond à une valeur au-delà de la valeur seuil, l’utilisateur 2 est par exemple dans un état précoce de
décompensation cardiaque et peut en être averti.
[77] On comprend à la lecture de ce qui précède que la présente invention
propose un dispositif de détermination configuré pour prévenir d’un état précoce de décompensation cardiaque. Ce dispositif de détermination, destiné
notamment à être au moins en partie implanté dans l’utilisateur, comprend au moins un accéléromètre participant à déterminer une période de pré-éjection en permettant la détection fiable d’une valeur de signal à comparer avec un signal additionnel, l’intégration de cet accéléromètre dans un implant permettant cette mesure fiable. L’information obtenue par un tel dispositif de détermination se veut fiable et permet une utilisation fréquente de sorte à assurer un suivi simple et récurent d’un utilisateur présentant un risque de complications cardiaques.
[78] L’invention ne saurait toutefois se limiter aux moyens et configurations décrits et illustrés ici, et elle s’étend également à tout moyen ou configuration
équivalents et à toute combinaison technique opérant de tels moyens. En particulier, la forme du dispositif de détermination peut être modifiée sans nuire à l’invention, dans la mesure où le dispositif de détermination, in fine, remplit les mêmes fonctionnalités que celles décrites dans ce document.

Claims

Revendications
1. [ Dispositif de détermination (1 ) d’une information (74) portant sur un état de décompensation cardiaque d’un utilisateur (2), ladite information (74) étant obtenue par analyse d’un paramètre cardiaque (27), caractérisé en ce qu’il comporte au moins un dispositif de mesure (3) configuré pour déterminer une valeur de signal (34) par l’intermédiaire d’au moins une courbe de signaux accélérométriques (35) de l’utilisateur (2), ladite valeur de signal (34) étant destinée à être comparée à une valeur de signal additionnel (44) issue d’une mesure par un moniteur cardiaque (40), le dispositif de mesure (3) comprenant à cet effet au moins un accéléromètre (30) configuré pour déterminer ladite courbe de signaux accélérométriques (35) de l’utilisateur (2), le dispositif de mesure (3) étant configuré pour être logé dans un implant (6) interne à l’utilisateur (2).
2. Dispositif de détermination (1 ) selon la revendication précédente, comportant un organe de mesure (4) configuré pour mesurer la valeur de signal additionnel (44), cet organe de mesure (4) comprenant au moins le moniteur cardiaque (40), le dispositif de détermination (1 ) comportant en outre un dispositif de calcul (5) configuré pour déterminer une valeur du paramètre cardiaque (27) fonction du temps entre les apparitions du signal et du signal additionnel, le dispositif de calcul (5) étant configuré pour comparer le paramètre cardiaque (27) à une valeur seuil (73) dont le dépassement est révélateur d’une décompensation cardiaque.
3. Dispositif de détermination (1 ) selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel le dispositif de mesure (3) est configuré pour adopter une position dans l’implant (6) telle que l’accéléromètre (30) soit apte à mesurer au moins une accélération selon un axe parmi l’axe dorso-ventral (22), un axe latéral (23) et un axe rostro-caudal (24).
4. Dispositif de détermination (1 ) selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel le dispositif de mesure (3) est configuré pour être logé dans un implant intragastrique interne à l’utilisateur (2).
5. Dispositif de détermination (1 ) selon l’une quelconque des revendications 2 à 4, dans lequel le moniteur cardiaque (40) est configuré pour être logé dans l’implant (6).
6. Dispositif de détermination (1 ) selon l’une quelconque des revendications 2 à 5, dans lequel le dispositif de calcul (5) est configuré pour être logé dans l’implant (6).
7. Dispositif de détermination (1 ) selon l’une quelconque des revendications 2 à 5, dans lequel le dispositif de mesure (3) comprend un organe de communication (31 ) configuré pour transférer au moins un signal au dispositif de calcul (5).
8. Dispositif de détermination (1 ) selon la revendication précédente, dans lequel l’implant (6) comprend un dispositif de stockage d’énergie (60) apte à alimenter au moins le dispositif de mesure (3).
9. Procédé de détermination (7) d’une information (74) portant sur un état de décompensation cardiaque d’un utilisateur (2), le procédé de détermination (7) mettant en oeuvre le dispositif de détermination (1 ) selon l’une quelconque des revendications précédentes, au cours duquel une étape de mesure (70) de signaux permet d’obtenir au moins la valeur de signal (34) et la valeur de signal additionnel (44), la valeur de signal (34) étant obtenue par le dispositif de mesure (3) comprenant au moins l’accéléromètre (30) et la valeur de signal additionnel (44) étant obtenue par l’organe de mesure (4) comprenant au moins le moniteur cardiaque (40).
10. Procédé de détermination (7) selon la revendication précédente, en combinaison avec la revendication 3, mettant en oeuvre au moins le dispositif de calcul (5), au cours duquel l’étape de mesure (70) de signaux est suivie d’une étape de calcul d’un paramètre cardiaque (27) permettant d’obtenir l’information (74) sur l’état de décompensation cardiaque, ladite étape de calcul prenant en compte un décalage temporel d’apparition des signaux mesurés dans l’étape de mesure (70) des signaux.
11. Procédé de détermination (7) selon l’une quelconque des revendications 9 ou 10, comprenant une étape d’étalonnage (72) du dispositif de mesure (3), l’étape d’étalonnage (72) précédant l’étape de mesure (70) de signaux.
12. Procédé de détermination (7) selon les deux revendications précédentes, au cours duquel le dispositif de calcul (5) compare, lors de l’étape de calcul (71 ), le paramètre cardiaque (27) à une valeur seuil (73) déterminée pendant l’étape d’étalonnage (72). ]
PCT/EP2020/071535 2019-08-01 2020-07-30 Dispositif de determination d'une information portant sur un etat de decompensation cardiaque WO2021019027A1 (fr)

Priority Applications (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020227006997A KR20220112745A (ko) 2019-08-01 2020-07-30 심장 대상부전 상태에 관한 정보를 결정하기 위한 장치
CA3148783A CA3148783A1 (fr) 2019-08-01 2020-07-30 Dispositif de determination d'une information portant sur un etat de decompensation cardiaque
CN202080054707.4A CN114760908A (zh) 2019-08-01 2020-07-30 用于确定与心脏代偿失调状态有关的一件信息的设备
US17/631,778 US20220273223A1 (en) 2019-08-01 2020-07-30 Device for determining a piece of information relating to a cardiac decompensation state
EP20745238.4A EP4007520A1 (fr) 2019-08-01 2020-07-30 Dispositif de determination d'une information portant sur un etat de decompensation cardiaque
JP2022506665A JP2022543099A (ja) 2019-08-01 2020-07-30 心臓代償不全状態に関連する情報を決定する装置

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FRFR1908864 2019-08-01
FR1908864A FR3099358A1 (fr) 2019-08-01 2019-08-01 Dispositif de determination d’une information portant sur un etat de decompensation cardiaque

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2021019027A1 true WO2021019027A1 (fr) 2021-02-04

Family

ID=68807024

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/EP2020/071535 WO2021019027A1 (fr) 2019-08-01 2020-07-30 Dispositif de determination d'une information portant sur un etat de decompensation cardiaque

Country Status (8)

Country Link
US (1) US20220273223A1 (fr)
EP (1) EP4007520A1 (fr)
JP (1) JP2022543099A (fr)
KR (1) KR20220112745A (fr)
CN (1) CN114760908A (fr)
CA (1) CA3148783A1 (fr)
FR (1) FR3099358A1 (fr)
WO (1) WO2021019027A1 (fr)

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20120157874A1 (en) * 2010-12-15 2012-06-21 Pramodsingh Hirasingh Thakur Posture detection using thoracic impedance
US20120271177A1 (en) * 2011-04-25 2012-10-25 Emerson Paul F Sv/co trending via intracardiac impedance

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20120157874A1 (en) * 2010-12-15 2012-06-21 Pramodsingh Hirasingh Thakur Posture detection using thoracic impedance
US20120271177A1 (en) * 2011-04-25 2012-10-25 Emerson Paul F Sv/co trending via intracardiac impedance

Also Published As

Publication number Publication date
CN114760908A (zh) 2022-07-15
US20220273223A1 (en) 2022-09-01
CA3148783A1 (fr) 2021-02-04
EP4007520A1 (fr) 2022-06-08
KR20220112745A (ko) 2022-08-11
FR3099358A1 (fr) 2021-02-05
JP2022543099A (ja) 2022-10-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN105636511B (zh) 光学生理传感器及其装配方法
EP1716387B1 (fr) Dispositif de mesure de distance.
BE1024423B1 (fr) Equipement de surveillance des flux sanguins et respiratoires
EP3551282B1 (fr) Système implantable
FR2548008A1 (fr) Controleur des fonctions oesophagiennes et ecg
CH619854A5 (fr)
EP1656883A1 (fr) Appareil de mesure portable d'un signal EMG
FR3097115A1 (fr) Dispositif de mesure de températures et système de détermination d’une température interne profonde d’un être humain
EP0681447B1 (fr) Dispositif de determination d'informations physiologiques, et utilisation correspondante
FR2707860A1 (fr) Appareil de mesure et de traitement de signaux physiologiques et procédé automatique mis en Óoeuvre par ledit appareil.
EP4007520A1 (fr) Dispositif de determination d'une information portant sur un etat de decompensation cardiaque
WO2018178569A1 (fr) Systeme de determination d'un ensemble d'au moins un descripteur cardio-respiratoire d'un individu pendant son sommeil
EP1596713A1 (fr) Microcapteur de pression arterielle et appareil de mesure l`utilisant
EP2997996B1 (fr) Dispositif implantable comprenant une sonde de stimulation permettant une mesure de bioimpédance sur un flux sanguin
WO2022144528A1 (fr) Procédé de surveillance corporelle multi entrées
EP2416704A1 (fr) Système et procédé de traitement de signaux pour la détection d'une activité fonctionnelle cyclique en temps réel
FR2572644A1 (fr) Dispositif d'electrocardiographie
CA3126786A1 (fr) Dispositif de mesure d'une congestion du tractus digestif
EP0221981A1 (fr) Dispositif de mesure automatique de la pression arterielle par monitorage autonome, informatise, en ambulatoire vrai
WO2016181087A1 (fr) Procede et dispositif de determination de parametres representatifs d'une activite cardiovasculaire
EP3781032A1 (fr) Dispositif de mesure de bio-impedance
FR2624367A1 (fr) Dispositif de monitorage ambulatoire, autonome, automatique, informatise et non invasif de la pression arterielle
FR2741519A1 (fr) Appareillage portatif et procede pour effectuer par intermittence et enregistrer des mesures recurrentes, notamment sur le corps humain, telles que des mesures de pression arterielle
FR3029098A1 (fr) Dispositif de mesure automatique de la pression arterielle par monitorage autonome, informatise, en ambulatoire vrai

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 20745238

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 3148783

Country of ref document: CA

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2022506665

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2020745238

Country of ref document: EP

Effective date: 20220301