FR2481917A1 - Procede et appareil de mesure de la celerite de l'onde pulsatile arterielle pour le diagnostic des maladies arterielles - Google Patents

Abstract

L'INVENTION CONCERNE LA MESURE DE LA VITESSE DE PROPAGATION DE L'ONDE PULSATILE ARTERIELLE. ELLE SE RAPPORTE A UN APPAREIL QUI COMPREND DEUX SOURCES INFRAROUGES 16, 18 ET DEUX CAPTEURS INFRAROUGES 20, 22 MAINTENUS DANS UN SUPPORT 12 ET DESTINES A DETERMINER LA PASSAGE DE L'ONDE PULSATILE PAR PHOTOPLETHYSMOGRAPHIE. LA CELERITE DE L'ONDE EST DETERMINEE D'APRES LA POSITION DES SOURCES ET DES CAPTEURS ET L'ECART ENTRE LES TEMPS DE PASSAGE DE L'ONDE PULSATILE AU NIVEAU DES DEUX CAPTEURS. APPLICATION AU DEPISTAGE DES MALADIES ARTERIELLES.

Description

La présente invention concerne la mesure de la vitesse d'une onde pulsatile, dans les artères du corps humain ou d'un animal, en vue du diagnostic ou du dépistage de maladies artérielles. Plus précisément, elle concerne un appareil de mesure d'une telle vitesse, appelé dromomètre" et un procédé de mesure d'une telle vitesse.

On sait depuis longtemps que de nombreuses maladies artérielles se manifestent par une variation du module d'élasticité de la paroi de l'artère considérée. On sait aussi que la vitesse de l'onde pulsatile appelée "célérité1,, dépend du module d'élasticité de la paroi de l'artère. La mesure de la célérité de l'onde pulsatile est donc un moyen permet tant la détermination de l'état des parois des artères.

On a ainsi montré que la célérité de l'onde, pour une pression déterminée, était fonction de l'âge et que, dans une même classe d'âges, les sujets sains présentaient pratiquement la même célérité. Celle-ci varie beaucoup avec l'âge pour les sujets sains, comme l'indique le graphique de la figure 1 qui représente les variations de la célérité de l'onde pulsatile, portées en ordonnées, en fonction de la pression. On note que pour une pression P déterminée, la célérité de l'onde varie beaucoup avec l'âge indiqué sur chacune des courbes. Il est surtout important de noter que, pour une même pression et un même âge, la totalité en pratique des sujets sains présente une même célérité de l'onde pulsatile.La comparaison de la célérité observée chez un sujet particulier à celle qui correspond aux sujets sains de sa classe d'âges, permet ainsi la détermination de la présence ou de l'absence d'une maladie artérielle, selon que les valeurs comparées sont nettement différentes ou au contraire très voisines.

Cette possibilité de détection est extrêmement intéressante étant donné l'importance actuelle du dépistage des maladies artérielles qui représentent la principale cause de mortalité en Europe.

Cependant, une difficulté importante a empêché jusqu'à présent l'utilisation de ce diagnostic, car on ne sait pas mesurer la célérité de l'onde pulsatile de façon convenable.

Habituellement, on mesure la vitesse de propagation ou célérité de l'onde pulsatile chez l'homme, par voie non sanglante, à l'aide d'un capteur piézoélectrique de mécanographie artérielle, placé sur le trajet d'une artère, et d'un appareil d'électrocardiographie. L'électrocardiogramme et le mécanogramme artériel sont engistrés simultanément et le temps qui s'écoule entre le complexe ventriculaire relevé sur l'électrocardiogramme et le pied de l'onde systolique du mécanogramme est réputé représenter un indice de célérité de l'onde pulsatile entre le coeur et le point du réseau artériel auquel le mécanogramme est relevé.

Ce procédé présente plusieurs inconvénients.

D'abord, le temps mesuré représente non seulement le temps de propagation de l'onde pulsatile, mais aussi le retard électromécanique présente par le ventricule. De plus, la mesure est réalisée sur une partie de grande longueur du réseau artériel et le résultat obtenu est global ; il donne des renseignements sur les caractéristiques mécaniques de l'aorte et des gros vaisseaux dans leur ensemble mais ne permet pas une mesure sur un segment artériel limité. Enfin, l'obtention d'un mécanogramme de tracé bien net nécessite une application du capteur sur l'artère avec une force importante si bien que l'artère est en partie écrasée par le capteur. Les caractéristiques mécaniques du vaisseau sont ainsi perturbées.

Ces conditions n'ont pas la même importance pour tous les sujets étudiés, et empêchent ainsi toute comparaison entre la célérité déterminée pour un sujet particulier et celle qui est déterminée pour une classe de sujets, par exemple une classe d'âges.

On connaît aussi un procédé de mesure de la vitesse de propagation de l'onde pulsatile donnant une valeur précise, reproductible et comparable de la célérité.

Ce procédé comprend l'introduction dans l'artère étudiée d'un cathéter permettant la mesure des perturbations créées par l'onde pulsatile, en plusieurs points de sa longueur, par exemple à l'aide de capteurs incorporés au cathéter. Ce procédé donne évidemment d'excellents résultats qui ont permis d'ailleurs la détermination précise de la relation entre la célérité de l'onde-pulsatile, la pression et la classe d'âges, comme décrit précédemment en référence à la figure 1. Cependant, ce procédé présente des inconvénients puisqu'il nécessite l'introduction d'un cathéter à l'intérieur de l'artère. Il ne peut donc être utilisé que dans des cas très particuliers, en milieu hospitalier et dans le cadre d'études scientifiques. Il est tout à fait inenvisageable qu'il soit appliqué de façon systématique.

On connaît aussi, depuis quelques dizaines d'années, la photopléthysmographie qui est une technique permettant l'étude de phénomènes circulatoires d'une manière non traumatisante. Selon cette technique, des tissus re çoivent des radiations convenables, par exemple des rayons infrarouges, et ces radiations, lorsqu'elles parviennent sur les artères, sont'réfléchies au moins en partie. De cette manière, certaines caractéristiques du système circulatoire peuvent être déterminées sans pénétration dans le corps d'un homme ou d'un animal, mais depuis la surface à l'aide de transducteurs convenables.

Cette technique, connue depuis de nombreuses années, a déjà été appliquée à la mesure de la célérité de l'onde pulsatile. C'est ainsi que l'article de Weinman
J., Sapoznikov D., et Eliakim M. "Arterial Pulse Wave
Velocity and Left Ventricular Tension Period in Cardiac Arrhytmias" Cardiovasc. Res. 1971, 5,-p. 513-23, décrit l'utilisation de deux transducteurs de photoplethysmogra- phie placés sur la longueur d'une artère, l'un étant disposé au niveau du poignet et l'autre au niveau de l'aisselle. Ces auteurs ont constaté de très grandes variations du temps mesuré entre les signaux observés au niveau des deux transducteurs, et ils ont mis en doute la validité du calcul de la Célérité de l'onde pulsatile à partir de ces mesures.Etant donné ces résultats négatifs et malgré le temps relativement important qui s'est écoulé depuis les travaux de Weinman et collaborateurs, aucun appareil de-mesure de la célérité de l'onde pulsatile par photopléthysmographie n'a été réalisé, autant qu'on puisse le savoir.

Des études réalisées dans le cadre de l'invention ont permis de montrer les causes de l'échec des travaux des auteurs précités, et de déterminer les conditions dans lesquelles la phôtopléthysmographie permet la détermination de la célerite de l'onde pulsatile.

Plus précisément, selon l'invention, la détermination de la célérité de l'onde pulsatile dans une artère comprend la mesure du temps écoulé entre les perturbations de la paroi de l'artère en deux points distants longitudinalement, et nécessite que la mesure soit effectuée dans un tronçon qui, entre les deux points de mesure, est rectiligne, dépourvu de ramification et sensiblement parallèle à la peau. Le tronçon doit être rectiligne afin que la distance parcourue par l'onde entre les deux points de mesure soit déterminée avec précision.Le tronçon doit être dépourvu de ramification importante car la célérité de l'onde pulsatile varie au niveau des ramifications ; une mesure effectuée sur un tronçon comportant une telle ramification ne peut correspondre qu'à une moyenne entre les valeurs existant de part et d'autre de la ramification. En outre, l'artère doit être sensiblement parallèle à la peau car, dans le cas contraire, la distance séparant les points de mesure ne peut pas être déterminée facilement avec précision.

En pratique, étant donné les conditions qui précèdent, la distance maximale séparant les points de mesure est de quelques centimètres, 8 ou 10 au maximum. Dans le cas de l'homme, la mesure de la célérité par mise en oeuvre de l'invention ne peut donc être réalisée commodément qu'au niveau du cou, du membre supérieur et du membre inférieur.

Les conditions qui précèdent montrent que la dis tance entre les points de mesure doit être déterminée avec précision. L'appareil selon l'invention assure une détermination précise de cette distance.

Plus précisément, l'invention concerne un appareil de mesure de la vitesse de propagation d'une onde pulsatile dans une artère sensiblement rectiligne, cet appareil comPrenant :
- un support unique délimitant une surface d'appui, continue ou discontinue, engendrée par une génératrice parallèle à une direction de mesure, cette direction étant destinée à être parallèle à l'artère lors du fonc- tionnement de l'appareil, cette surface d'appui pouvant être sensiblement plane,
- un dispositif générateur de rayons infrarouges, fixe par rapport au support et destiné à former au moins deux faisceaux de rayons infrarouges,
- au moins deux capteurs fixes par rapport au support et sensibles aux rayons infrarouges du dispositif générateur, les deux capteurs occupant sur le support des emplacements tels que, lorsqu'un objet cylindrique réfle chissant ces rayons infrarouges est disposé parallèlement à la direction de mesure et dans un domaine déterminé de mesure, les rayons d'un faisceau, après réflexion, parviennent sur l'un des capteurs et ceux de l'autre faisceau parviennent, après réflexion, sur l'autre capteur, et
- un circuit de traitement de signaux destiné à déterminer la vitesse de propagation ou célérité de l'onde pulsatile à partir de paramètres géométriques définissant les positions des capteurs et du générateur de rayons infrarouges, et des différences entre le temps de détection de l'onde pulsatile par les capteurs.

Il est avantageux que l'appareil comporte, montés sur le support, deux sources formant le dispositif générateur de rayons infrarouges, projetant deux faisceaux de rayons infrarouges qui s'écartent légèrement l'un de l'autre, et deux capteurs placés suivant le même axe que les sources mais à l'extérieur de celles-ci, chaque capteur étant destiné à recevoir les rayons infrarouges d'une seule des sources. L'ensemble formé par le support, les sources et les deux capteurs, est relié par des connexions électriques convenables au circuit de traitement de signaux.

L'invention concerne aussi un procédé de mesure non traumatisante de la vitesse de propagation d'une onde pulsatile dans une artère d'un homme ou d'un animal, ce procédé comprenant
- la détermination anatomique de l'emplacement d'un#tronçon d'artère sensiblement rectiligne, sensiblement parallèle à la surface de la peau, relativement proche de cette surface et dépourvu de ramification importante,
- la projection de rayons infrarouges sur au moins deux zones ponctuelles distantes le long dudit tron çon d'artère,
- la réception des rayons réfléchis par les deux zones ponctuelles et leur transformation en signaux electriques, et
- la détermination de la vitesse de l'onde pulsatile à partir de la distance séparant les deux zones ponctuelles du tronçon et des temps séparant les perturbations des signaux électriques dues au passage de l'onde pulsatile.

La détermination des vitesses est avantageusement réalisée par mesure des temps séparant les perturbations correspondant au pied de l'onde pulsatile.

L'invention permet ainsi le diagnostic de maladies artérielles telles que l'artériosclérose, pouvant être présentées par un patient, par mesure de la vitesse de propagation de l'onde pulsatile cardiaque par mise en oeuvre du procédé de mesure de cette vitesse de l'onde pulsatile, décrit précédemment, dans un ou plusieurs tronçons d'artère, et par détermination de la présence d'une maladie artérielle par comparaison de chaque vitesse mesurée à une vitesse de référence correspondant au tronçon particulier d'artère et à l'âge- du patient.

D'autres caractéristiques et avantages de l'in vention ressortiront mieux de la description qui va suivre faite en référence aux dessins annexés sur lesquels, la figure 1 ayant déjà été décrite
la figure 2 est une coupe longitudinale d'une partie d'un appareil de mesure de vitesse de propagation d'onde pulsatile selon l'invention, comprenant le support, le dispositif générateur de rayons infrarouges et les capteurs
la figure 3 est un schéma électrique simplifié du circuit électrique de l'appareil selon l'invention ; et
les figures 4 et 5 sont des graphiques représente tant les ondes pulsatiles observées par mise en oeuvre de l'appareil selon l'invention, dans le cas de l'artère radiale et de la carotide primitive d'un être humain respectivement.

L'invention concerne donc un appareil de mesure de la vitesse de propagation d'une onde pulsatile ou dromomètre, par photopléthysmographie à infrarouge par réflexion selon laquelle des faisceaux de rayons infrarouges traversant la peau sont réfléchis par une artère.

L'intensité de la lumière réfléchie dépend du volume de l'artère qui recoupe le faisceau de rayons infrarouges. Le signal reçu par un capteur correspond à l'expansion systolodiastolique de l'artère en face de laquelle il est placé.

Ce signal est donc analogue à un mécanogramme, mais il peut être obtenu sans aucune compression de l'artère, c'est-à-dire sans aucune parturbation du signal par le capteur. Le dispositif générateur de rayons infrarouges et les capteurs sont disposés afin que les rayons infrarouges reçus par les deux capteurs proviennent de points de mesure séparés par une distance de l'ordre de quelques centimètres, 3 par exemple. Le retard entre les signaux est déterminé électroniquement et la connaissance de la distance séparant les deux points de mesure donne directement la célérité.

La figure 2 est une coupe d'un module de mesure 10. Celui-ci a un corps 12 constituant un support pour le dispositif générateur de rayons infrarouges et pour les capteurs. Le support 12 a une surface 14 destinée à être appuyée contre la peau du patient ou placée à une faible distance. Le support 12 porte le dispositif générateur de rayons infrarouges qui comprend deux émetteurs 16, 18 de rayons infrarouges par exemple formés par des diodes infrarouges. Il peut s'agir par exemple de diodes photoémissives "Spectronix" ou "RTC". Les capteurs photosensibles sont par exemple des dispositifs photoélectriques. Il peut s'agir notamment de phototransistorsPNP, par exemple du type SPX 3510, comme indiqué par les références 20 et 22.

On a représenté, sur la figure 2, les angles d'émission et de réception respectivement des-diodes photpémissives et des phototransistors. On note que les diodes 16 et 18 sont inclinées afin que les faisceaux infrarouges qu'elles forment puissent difficilement parvenir sur le capteur qui ne leur est pas associé, après réflexion.

Ainsi, la diode 16 est tournée vers le capteur associé 20, si bien que les rayons infrarouges provenant de la diode 16, lorsqu'ils se réfléchissent sur une surface placée à une distance relativement faible du support 12, peuvent parvenir sur le capteur 20. Cependant, les rayons de la diode 16 ne peuvent pratiquement pas parvenir sur le capteur 22. Cette disposition facilite le traitement ultérieur des signaux. En effet, si les rayons parvenant sur un capteur tel que le phototransistor 20 pouvaient provenir des deux sources différentes, les signaux obtenus correspondraient au passage de l'onde pulsatile à des emplacements différents de l'artère étudiée et seraient déformés ; la partie caractéristique correspondant au pied de l'onde pulsatile ne pourrait plus être déterminée avec une bonne précision.

On peut apprécier ce phénomène en se reportant aux formes d'onde représentées sur les figures 4 et 5. Sur celles-ci, les points les plus caractéristiques correspondent aux pieds indiqués par la référence A. De nombreux travaux ont montré que ce pied est la caractéristique la plus significative car il correspond à la plus faible pression et peut être déterminé avec une grande précision, étant donné l'inflexion très nette de la courbe.

Il est donc important d'une part que les émetteurs et capteur soient groupés par paires, la lumière d'un émetteur ne parvenant que sur un capteur, et d'autre part que l'énergie reçue par un capteur tel que le phototransistor 20 corresponde aux radiations réfléchies sur une petite zone seulement de l'artère considérée, On a indiqué en traits mixtes sur la figure 2, la limite d'une artère repérée par la référence 23, et on note que les radiations de la diode 16 qui parviennent finalement sur le capteur 20 sont comprises dans un cône de petit angle au sommet recoupant l'artère au niveau d'une zone 24 de faible surface. De cette manière, les signaux transmis par les capteurs 20, 22 sont bien définis et nets et permettent une determination précise du pied A.

La figure 3 représente schématiquement le circuit électronique correspondant à une voie de l'appareil, c'est-à-dire à un seul capteur et une seule source.

La diode 16 est montée en série avec une résistance 30 de 0,3 kSI entre une source de tension V et la masse. La lumière réfléchie parvient sur le capteur 20 et le signal correspondant est transmis à l'entrée d'un amplificateur 26, par exemple du type LM 307. Le signal est prélevé entre le phototransistor 20 et la résistance 36 de 3,3 k# qui sont montés en série entre la masse et une source de tension -V.

L'autre entrée de l'aplificateur 26 reçoit le signal de sortie d'un amplificateur 28 par l'intermédiaire d'une résistance 28 de 10 kQ. Cet amplificateur 28 peut aussi être du type LM 307. Des résistances 32 et 34 de 1 MQ et 10 kn respectivement sont montées dans un circuit de réaction entre la sortie de chacun des amplificateurs et son entrée négative. L'entrée positive de l'amplificateur 28 est à la masse alors que l'entrée négative est reliée, par une résistance 40 de 10 kn à un potentiomètre 42 monté entre les sources de tensions +V et -V.

Le potentiomètre 42 permet le réglage de la sensibilité du circuit, et notamment de l'amplitude du signal amplifié transmis par la sortie de l'amplificateur 26. Ce signal est ensuite utilisé dans un circuit qui comprend avantageusement une horloge déclenchée par le pied de l'onde d'un premier capteur et arrêtée pa#r le pied de l'onde d'un second capteur.

Comme indiqué précédemment, les zones 24 de mesure des deux capteurs doivent délimiter un tronçon d'artère sensiblement rectiligne, sensiblement parallèle à la surface de la peau et ainsi à la surface 14 du support 12, et n'ayant pas de ramification; Les artères du cou et des membres supérieur et inférieur qui peuvent être essentiellement étudiées nécessitent un espacement maximal entre les deux zones 24 de l'ordre de 8 à 10 cm. Il est avantageux que cette distance soit de l'ordre de 3 cm, car d'une part la distance peut alors être déterminée avec une précision suffisante pour que les résultats soient significatifs et d'autre part l'appareil convient encore à un nombre d'artères non négligeable. On note que la surface de l'artère 23 ne doit pas être trop proche de la surface 14 d'appui du support 12. En pratique, une distance de 3,5 mm au minimum est nécessaire.Par ailleurs, l'artère 22 ne doit pas être trop éloignée du support 12 car la quantité de rayons infrarouges qui doit alors être transmise vers l'artère afin que le capteur reçoive suffisamment de lumière devient trop élevée et peut provoquer une brûlure de la peau. En pratique, on constate que l'artère peut se trouver au-dessous de la surface de la peau à une distance qui peut atteindre 25 mm.

On a représenté sur la figure 2 un mode de réalisation dans lequel les sources et les capteurs sont placés très près de la peau. Cependant, un mode de réalisation commode, permettant notamment un plus grand rapprochement des sources et des capteurs, met en oeuvre des fibres optiques. Dans ce cas, une seule source peut alimenter deux faisceaux de fibres optiques. Cette,disposition donne une plus grande souplesse, comme le savent les spécialistes, mais complique un peu l'appareil.

Les figures 4 et 5 représentent les deux ondes observées par mise en oeuvre de l'appareil de l'invention, la première dans l'artère radiale et la seconde dans la carotide primitive d'un être humain. Sur la figure 4, l'écart entre les pieds des deux ondes comme- indiqué par la référence 44 correspond a 2,6.10 3 s et on détermine, d'après les caractéristiques géométriques du support et des capteurs, que la célérité de l'onde pulsatile est de 11,35 ms. La figure 5 représente, pour un même appareil de mesure, un écart plus grand de 5,2,10"3 3s, indiqué par la référence 46, correspondant à une célérité de 5,80 m/s.

Lors de l'utilisation de l'appareil selon l'invention pour le diagnostic des maladies artérielles, il est souhaitable que l'appareil donne directement une valeur représentant la célérité de l'onde pulsatile. Le praticien, connaissant l'âge du sujet, compare la célérité obtenue à la valeur de la classe d'âges correspondante soit sur un graphique soit sur un tableau. Il peut aussi comparer la valeur lue à celle qui a été lue antérieurement au même endroit sur le même sujet, et peut ainsi déterminer la progression d'une maladie artérielle.

Ainsi, l'appareil selon 1'invention permet le dépistage commode des maladies artérielles. Son utilisation est très simple, les résultats sont immédiats et la précision est élevée.

Il est bien entendu que l'invention n'a été décrite et représentée qu'à titre d'exemple préférentiel et qu'on pourra apporter toute équivalence technique dans ses éléments constitutifs sans pour autant sortir de son cadre.

Claims (7)

REVENDICATIONS

1. Appareil de mesure de la vitesse de propagation d'une onde pulsatile dans une artère sensiblement rectiligne, caractérisé en ce qu'il comprend

- un support unique délimitant une surface d'appui, continue ou discontinue, engendrée#par une généra- trice parallèle à une direction de mesure, celle-ci étant destinée à être parallèle à l'artère lors du fonctionnement de l'appareil,

- un dispositif générateur de rayons infrarouges, fixe par rapport au support et destiné à former au moins deux faisceaux de rayons infrarouges,

- au moins deux capteurs fixes par rapport au support et sensibles aux rayons infrarouges du dispositif générateur, les deux capteurs occupant sur le support les emplacements tels que, lorsqu'un objet cylindrique réflé- chissant les rayons infrarouges est disposé parallèlement à la direction de mesure et dans un domaine déterminé de mesure, les rayons d'un faisceau, après réflexion, parviennent sur l'un des capteurs et ceux de l'autre faisceau parbiennent, après réflexion, sur l'autre capteur, et

- un circui#t de traitement de signaux destiné & déterminer la vitesse de propagation de l'onde pulsatile à partir de paramètres géométriques définissant les positions des capteurs et du générateur de rayons infrarouges, et des différences entre les temps de détection de l'onde pulsatile par les capteurs.

2. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que la surface d'appui est sensiblement plane.

3. Appareil selon l'une des revendications 1 et 2, caractérisé en ce que le dispositif générateur de rayons infrarouges comprend deux sources séparées de rayons infrarouges à semi-conducteur, par exemple des diodes photoémissives.

4. Appareil selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'il comprend deux sources et deux capteurs alignés suivant une même direction parallèle à la direction de mesure, les deux capteurs étant placés vers l'extérieur et les deux sources vers l'intérieur.

5. Appareil selon la revendication 4, caractérisé en ce que les deux sources projettent des faisceaux qui s'écartent l'un de l'autre.

6. Appareil selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que les capteurs sont des dispositifs photoélectriques à semi-conducteur, par exemple des phototransistors.

7. Appareil selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le circuit de traitement de signaux détermine la différence entre les temps de détection des pieds des ondes pulsatiles par les capteurs.