CA2251013A1 - Dispositif de determination de la profondeur d'anesthesie - Google Patents
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Abstract
Le procédé comporte une étape (10) d'acquisition d'un signal représentatif de l'activité du coeur d'un patient, une étape (11) de mise en forme de ce signal comportant une étape (19) de conversion de ce signal analogique en un signal numérique, une étape (12) de détection d'une onde périodique dans le signal, une étape (13) de calcul d'intervalles temporels entre les ondes périodiques successives, une étape (14) de détermination de séries numériques d'intervalles temporels, une étape (15) de calcul d'une dimension fractale des séries numériques et une étape (16) de calcul de la profondeur d'anesthésie en fonction de la dimension fractale.
Description
CA 022~1013 1998-10-0~
WO 97t37586 PCT/IB97/00363 DISPOSITIF DE DETERMINATION DE LA PROFONDEUR D'ANESTHESIE
.
La présente invention co~cer~le un procédé et un dispositif de détermination de la profondeur d'anesthésie d'un patient auquel au moins un produit anesthésiant est administré.
La profondeur d'anesthésie d'un patient est une grandeur qu'il est essentiel d'évaluer de fa,con aussi précise et objective que possible pour trouver les conditions optimales entre l'action analgésique et amnésique de l'agent aneslhésique d'une part, et la minimisation du risque anesthésique d'autre part.
Les conditions optimales ne peuvent être atteintes que si la profondeur d'anesthésie peut être évaluée avec une précision et une objectivité
surrisantes.
Il existe actuellement plusieurs procédés et dispositifs permettant de déten"i~ ,er dans une certaine mesure, la profondeur d'anesthésie d'un patient. Dans la plupart des cas, I'anesthésiste détermine cette profondeur d'anesthésie de manière empirique en fonction de signes extérieurs de sourr,ance du patient tels que la sudation frontale, les sécrétions lacrymales, le myosis oculaire ou en fonction d'une perturbation excessive du système cardio-v~-sc~ e telle que tachycardie ou bradycardie, pression artérielle anormale, etc. Ces para",èl(es varient selon le patient et l'évaluation de la profondeur d'anesthésie dépend fortement de l'appréciation subjective de l'anesthésiste.
Un procédé pour déterminer la profondeur d'anesthésie est proposé dans la den,ande internationale de brevet publiée sous le N~ WO 91/19453. Ce procédé comprend l'administration répétée d'une stimulation au patient, CA 022~1013 1998-10-0~
I'enregistrement de l'activité électrique du cerveau du patient après chaque stimulation, le traitement informatisé de ces enregistrements et la transformation des informations ainsi obtenues en indications concernant la profondeur d'anesthésie. Ce procédé implique l'administration d'une S stimulation au patient, ce qui peut être peu pratique à réaliser. D'autre part, cette réponse est indépendante du système nerveux autonome et ne tient pas compte de l'état inslanLané du système nerveux autonome du patient.
Un autre procédé ainsi qu'un appareil destiné à fournir une mesure de la 10 profo"deur d'anesthésie d'un patient sont décrits dans la demande de brevet international publiée sous le N~ WO 92/06632. Dans ce procédé, une série d'ondes R est analysée de façon statistique afin d'obtenir un relevé de la modification de la variation de la fréquence cardiaque provoquée par la respiration. La fréquence inslanlanée est comparée à la fréquence moyenne 15 de façon à fournir une quantification de la profondeur d'anesthésie.
En pratique, ce procédé est généralement inutilisable dans la mesure où le patient est ventilé artificiellement durant l'intervention. Dans cette situation, le contrôle physiologique de la ventilation n'a plus d'influence sur la mécanique 20 ventilatoire.
La présente invention se propose de fournir un procédé permettant de déterminer en temps réel et de façon individuelle pour chaque patient, la profondeur d'anesthésie selon la réactivité du système nerveux autonome, 25 sans faire intervenir de critère subjectif. Elle se propose également de fournir un appareil d'usage relativement simple donnant cette profondeur d'anesthésie en temps réel.
Ce but est atteint par un procédé tel que défini en préambule et caractérisé
30 en ce qu'il comporte une étape d'acquisition d'au moins un signal représentatif de l'activité du coeur du patient, une étape de détection de la position d'une onde périodique déterminée dans chaque signal du coeur du CA 022~1013 1998-10-0~
patient, une étape de calcul d'intervalles temporels entre lesdites ondes ~ périodiques, une étape de détermination de séries numériques d'intervalles temporels, une étape de calcul d'une dimension fractale desdites séries d'intervalles temporels et une étape de calcul de la profondeur d'anesthésie 5 en fonction de la dimension fractale.
Selon différentes variantes de réalisation, i'étape d'~cquisition d'au moins un signal peut consister à mesurer l'électrocardiog~a"""e du patient, son débit sanguin, I'absorption lumineuse par son sang, sa pression artérielle, la teneur 10 en oxygène de son sang ou un signal acoustique émis par son coeur.
Selon une autre va~ianle, il est également possible de mesurer au moins deux paramètres parmi l'électrocardiogramme, le débit sanguin, I'absorption lumineuse par le sang, la pression artérielle, la teneur en oxygène dans le 15 sang du patient et le signal acoustique émis par son coeur.
Selon une forme de realisation préférée, ladite onde périodique correspond à
une onde R de l'élec:t,ocardiog~a"""e.
20 Selon un mode de réalisation avantageux, le procédé comporte en outre une étape de mise en forme des signaux représel,lalir:, de l'activité du coeur du patient, une étape de conversion de ces signaux en signaux numériques et une étape de filtrage de ces signaux numériques.
25 L'étape de détection de la position d'une onde périodique déterminée dans chaque signal du coeur du patient consiste de préférence à calculer un coefficient de corrélation entre le signal représentatif de l'activité du coeur du patient et un modèle théorique de ladite onde périodique et à déterminer des extremums du coefficient de corrélation.
L'étape de déten,~i"alion de séries numériques d'intervalles temporels consiste avant~geusement à calculer l'intervalle temporel entre deux CA 022~1013 1998-10-0~
extremums consécutifs de même nature du coefficient de corrélation et à
former des séries comportant un nombre donné d'intervalles temporels.
Le nombre donné d'intervalles temporels d'une série numérique est de 5 préférence compris entre 10 et 80.
L'étape de calcul d'une dimension fractale desdites séries d'intervalles te",porels consiste avantageusement à calculer une dimension de corrélation de ces séries.
Selon un mode de réalisation préféré, I'étape de calcul de la profondeur d'anesthésie en fonction de la dimension fractale consiste à déterminer la dimension fractale de séries numériques d'intervalles temporels avant l'administration d'au moins un produit anesthésiant au patient, à définir un 15 coefficient de normalisation tel que le produit de ce coefficient par la dimension fractale soit sensiblement égal à une valeur de référence et à
multiplier la dimension fractale de séries d'intervalles temporels après l'administration d'au moins un produit anesthésiant au patient, par le coefficient de normalisation.
Selon une forme de réalisation avantageuse, on déclenche un signal d'alarme lorsque la ~.roro"deur d'anesthésie dép~sse une valeur de seuil prédéterminée.
25 Selon une forme de réalisation préférée, on calcule une moyenne arithmétique de plusieurs dimensions fractales, cette moyenne étant utilisée pour le calcul de la profondeur d'anesthésie.
Selon un mode de réalisation avanntageux, on calcule une profondeur 30 d'anesthésie pour chaque signal représentatif de l'activité de coeur du patient et on utilise une moyenne des profondeurs d'anesthésie obtenues pour chaque signal.
CA 022~1013 1998-10-0~
~ Il est également possible d'utiliser une variation ou une corrélation des profondeurs d'anesthésie obtenues pour chaque signal.
5 Le but fixé par la présente invention est également atteint par un dispositif tel que défini en préambule et caractérisé en ce qu'il comporte des moyens d'~cquisition d'au moins un signal représentatif de l'activité du coeur du patient, des moyens de mise en forme de chaque signal, des moyens de détection d'ondes périodiques déterminées dans chaque signal mis en forme, 10 des moyens pour calculer la position temporelle desdites ondes périodiques, des moyens pour mesurer les intervalles temporels entre lesdites ondes périodiques, des moyens pour former des séries numériques contenant un nombre donné d'intervalles temporels, des moyens de calcul d'une dimension fractale desdites séries numériques, des moyens de calcul d'un coefficient de 15 normalisation et des moyens d'affichage de la profondeur d'anesthésie.
Selon une forme de réalisation préferée, les moyens de mise en forme comportent un amplificateur opérationnel agencé pour maintenir la tension de chaque signal entre deux bornes déterminées et un convertisseur 20 analogique/numérique agencé pour échantillonner le signal sortant de l'amplificateur à une fréquence d'échantillonnage donnée.
La fréquence d'échantillonnage est avant~gel Jsement supérieure à 500 Hz.
25 Selon une forme de réalisation préférée, les moyens de détection d'ondes périodiques comportent un microprocesseur agencé pour calculer un coefficient de corrélation entre chaque signal représentatif de l'activité du coeur du patient et un modèle théorique de ladite onde périodique déterminée.
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WO 97t37586 PCTtIB97/00363 Le dispositif selon la présente invention comporte de préférence des moyens de mémorisation agencés pour mémoriser les instants auxquels ledit coefficient de corrélation atteint un extremum.
5 Selon une forme de réalisation avantageuse, le dispositif comporte un dispositif d'alarme agencé pour émettre un signal d'alarme lorsque la profondeur d'anesthésie dépasse une valeur de seuil déterminée.
Selon une forme de réalisation préférée, le dispositif comporte des moyens 10 de réglage de paramètres de mesures.
Ces moyens de réglage peuvent comporter un organe de réglage du nombre d'intervalles temporels dans chaque série numérique eVou un organe de réglage de la valeur de seuil au-delà de laquelle le signal d'alarme est émis.
Les moyens d'affichage de la profondeur d'anesthésie comportent avantageusement un écran d'affichage à cristaux liquides.
La présenle invention et ses avantages seront mieux compris en référence à
20 la description suivante d'un mode de réalisation préfére et aux dessins annexés dans lesquels:
- la figure 1 est un schéma-bloc du procédé selon la présente invention, 25 - la figure 2 est un modèle théorique de diagramme électrique cardiaque en fonction du temps, - la figure 3 est un exemple de diagramme expérimental d'intervalles entre les ondes R d'un patient en fonction du temps.
- la figure 4 est un diayld~ ,e de la dimension de corrélation du diagramme de la figure 3, CA 022~1013 1998-10-0~
~ - la figure 5a est une vue schématique de l'intérieur du dispositif selon la présente invention, et 5 - la figure 5b est une vue schématique de l'extérieur du dispositif de la figure 5a.
Le procédé selon la présente invention est décrit ci-dessous en référence aux figures 1 à 4. Ce procédé comporte essentiellement une étape 10 10 d'~cquisition d'un signal représentatif de l'activité du coeur d'un patient, une étape 11 de mise en forme de ce signal, une étape 12 de détection d'une onde périodique telle que par exemple une onde R dans le signal mis en forme, une étape 13 de calcul d'intervalles temporels entre lesdites ondes périodiques sl Iccessives, une étape 14 de détermination de séries 15 numériques d'intervalles temporels, une étape 15 de calcul d'une dimension fractale desdites séries d'intervalles temporels et une étape 16 de calcul de laproro"deur d'anesthésie en fonction de la dimension fractale.
L'étape 10 d'~cquisition du signal représentatif de l'activité du coeur du 20 patient est réalisée de manière connue de l'homme du métier. Ce signal peut par exemple provenir d'un élec~rocardiographe. D'autres signaux peuvent être utilisés, et notamment un signal correspondant au débit sanguin du patient, à
l'absorption lumineuse par son sang, sa pression artérielle, sa teneur en oxygène ou les ondes sonores émises par son coeur.
Les électrocardiographes couramment utilisés délivrent un signal électrique analogique dont la tension varie entre -1V et +1V, entre -5V et +5V ou entre -10V et +10V. La mise en forme 11 de ce signal comporte une étape 17 de normalisation consistant à l'amplifier au moyen d'un amplificateur 30 opérationnel 18 de façon que le signal résultant varie par exemple entre -5V
et +5V quel que soit le type d'électrocardiographe utilisé. Le gain de cet amplificateur opérationnel peut être modifie automatiquement en fonction de CA 022~1013 1998-10-0~
I'amplitude du signal d'entrée. Cette mise en forme comporte également une étape 19 de conversion de ce signal analogique en un signal numérique et une étape 20 de filtrage de ce signal numérique.
5 L'étape de conversion 19 consiste à introduire le signal de sortie de l'amplificateur 18 dans un convertisseur analogique/numérique 21 qui échantillonne le signal à une fréquence d'échantillonnage supérieure à
500 Hz et par exemple à une fréquence co,ll~.rise entre 500 Hz 2 kHz. La résolution de l'échantillonnage peut être supérieure à 8 bits et par exemple 10 être égale à 13 bits. L'étape de filtrage 20 consiste à introduire le signal dans un filtre 22 conventionnel de manière à éliminer une composante ayant une fréquence cor,espondanl à la fréquence du secteur utilisé pour l'alimentation électrique.
15 La figure 2 illustre un modèle théorique de signal sortant d'un électrocardi~g~apl,e. Ce signal comporte nota,lllllenl une zone ayant une forte amplitude positive connue de l'homme du métier sous le nom d'onde R
et portant la référence 23 dans la figure 2. L'étape 12 du procédé selon la présente invention consiste à détecter la position dans le temps de ces ondes 20 R 23. Cette détection peut se faire en utilisant un procédé connu sous le nomde "digital l,lalched fillelilly" consistant à calculer le maximum d'une fonction de corrélation de deux signaux. L'un des signaux est le signal échantillonné
s~l lal ll du filtre 22 et l'autre signal est un signal théorique représentant l'onde R. Ce procédé consiste à décaler l'onde R "théorique" par rapport au signal 25 réel et à mesurer la corrélation en fonction du décalage. Cette corrélation s'exprime mathématiquement par ~(k) = ~ X(l - k)y(~) ~=o CA 022~1013 1998-10-0~
où x est le signal réel sortant du filtre, y est le signal théorique, I est l'indice correspondant au numéro d'échantillon du signal échantillonné et N est le nombre d'échantillons du signal échantillonné.
5 Ce calcul est réalisé au moyen d'un microprocessel~r 24 qui peut être par exemple un mic,u~rocessellr co"~ ercialisé par Texas Instrument sous le nom de Digital Signal Processing TMS 320 C25.
La valeur de I correspondant au maximum de la fonction de corrélation (p,~"
lO indique la position temporelle de l'onde R. Cette valeur est mémorisée dans des moyens de mémorisation 25 associés par exemple au microprocesseur 24. Ce calcul est répété de façon à détecter la position de toutes les ondes R
en fonction du temps.
15 L'étape 13 suivante consiste à calculer l'intervalle temporel qui sépare deuxondes R s~ccessives. Tous ces intervalles calculés sont mémorisés dans les moyens de l"ér"orisation 25. Le y~apl ,e illustré par la figure 3 représente lesintervalles R-R en fonction du temps.
20 Dans l'étape 14, ces intervalles sont ensuite regroupés pour former des séries numériques colllpollallt un certain non)bre d'intervalles R-R. De manière concrète, plus le nombre d'intervalles R-R utilisés pour constituer une série numérique est grand, plus la précision et la fiabilité de la mesure seront grandes. Toutefois, plus ce nombre d'intervalles est grand, plus le 25 temps d'attente entre une modification de la profondeur d'anesthésie d'un patient et l'affichage de cette modification par l'appareil sera long. Il est donc nécessaire de trouver un compromis entre ces deux contraintes. En pratique, une série comportant entre 20 et 80 intervalles et de préférence environ 40 intervalles donne des résultats fiables et rapides.
CA 022~1013 1998-10-0~
La phase suivante consiste à déterminer la profondeur d'anesthésie en fonction des inror"~alions concernant les séries numériques d'intervalles R-R.
Les pulsations cardi~q~es sont générées dans le coeur et sont régulées par S un certain nombre de paramètres associés notamment au système nerveux autonome. Le nombre de para,nèt~es est directement lié à la dimension fractale d'une série numérique d'intervalles R-R. L'administration d'un ou de plusieurs anesthésiants à un patient modifie le nombre de paramètres qui régulent sa fonction cardiaque et par conséquent la dimension fractale de la 10 série d'intervalles R-R correspondant à sa pulsation cardiaque. Le calcul de la dimension fractale donne donc une mesure de la profondeur d'anesthésie.
L'étape 15 consiste à calculer la dimension fractale de chaque série numérique d'intervalles R-R. Cette dimension fractale peut être approximée 15 en déterminant une di,nension de corrélation des séries numériques. Cette dimension de corrélation peut se calculer en utilisant la formule suivante:
D= lim 1~gC(r) r~O log r 20 où C(r) est la somme de corrélation.
L'étape 16 consiste à transformer cette dimension de corrélation en données représentant la profondeur d'anesthésie. Afin d'adapter le procédé à chaque patient individuel, la dimension de corrélation est déterminée avant l'injection2~ de l'anesthésiant. La moyenne entre plusieurs valeurs de la dimension de corrélation obtenues pour un patient donné avant l'injection est multipliée par un coefficient de normalisation de telle façon que le produit corresponde environ à une valeur arbitraire donnée, par exemple de 100 unités.
30 La profondeur d'anesthésie est alors égale à la dimension de corrélation d'une série numérique d'intervalles R-R ou d'une moyenne de dimensions de CA 022~1013 1998-10-0~
corrélation, multipliée par le coefficient de normalisation défini ci-desslls. En pratique, il peut être avantageU~ de calculer une moyenne de dimensions de corrélation ou de profondeurs d'anesthésie afin d'obtenir une valeur plus stable. Généralement, la moyenne est calculée sur un nombre de séries 5 compris entre deux et dix. Il est toutefois également possible de n'utiliser qu'une série pour chaque calcul. Il est également possible d'utiliser une variation ou une corrélation de plusieurs séries La figure 4 illustre sous forme d'histogram~,es, la profondeur d'anesthésie 10 d'un patient, déduite du graphe de la figure 3. La partie de cette figure située à gauche de la ligne verticale identifiée par I représente la profondeur d'anesll,ésie avant l'injection du produit anesthésiant. La ligne I représente l'injection du produit anesthésiant. La ligne verticale identifiée par R
représente le réveil du patient et la zone comprise entre ces lignes I et R
15 représente la période pendant laquelle le produit anesthésiant agit. La lignei)ori~o"lale A représente une valeur de seuil que la profondeur d'anesthésie ne doit pas ~lép~sser pendant l'anesthésie, c'est-à-dire entre I et R.
Certains para"lel,es du procédé selon la présente invention peuvent être 20 modifiés de façon à adapter la réponse et la sensibilité de l'appareil au patient traité et aux opérations effectuées. Ces paramètres sont notamment la taille de la série te"lporelle (nombre d'intervalles R-R) utilisée lors du calcul de la dimension de corrélation et le nombre de dimensions de corrélation utilisées pour calculer la moyenne de la profondeur d'anesthésie. Il est en 25 outre possible d'effectuer d'autres calculs statistiques tels que fluctuations, déviation standard, écart-type, etc..
Dans le procédé selon la présente invention, il est également possible de fixer la valeur de seuil de la profondeur d'anesthésie correspondant à la ligne 30 horizontale A de la figure 4. Si la profondeur d'anesthésie dépasse cette valeur, une alarme est déclenchée de façon à indiquer à l'anesthésiste que le patient est en train de se réveiller. Il peut donc être nécessaire de le CA 022~1013 1998-10-0~
réanesthésier. Sur la figure 4, cette valeur de seuil est fixée à 40 unités. Elle est déterminée par l'anesthésiste pour chaque patient.
Le dispositif 30 selon la présente invention est décrit en référence aux figures5 5a et 5b. Ce dispositif comporte essentiellement des moyens 31 d'acquisition d'au moins un signal représentatif de l'activité du coeur du patient, des moyens 32 de mise en forme de chaque signal, des moyens 33 de détection d'ondes périodiques, des moyens 34 pour calculer la position temporelle desdites ondes périodiques, des moyens 35 pour mesurer les intervalles, des 10 moyens 36 pour former des séries numériques, des moyens 37 de calcul d'une dimension fractale et des moyens 38 de calcul d'un coefficient de normalisation. Les moyens 33 à 38 ainsi que les moyens de mémorisation 25 peuvent tous être formés par le microprocesseur 24.
15 Les moyens d'~cg~icition 31 comportent une prise de connexion 39 permettant de connecter le dispositif 30 à la sortie d'un électrocardiographe par exemple. Les moyens 32 de mise en forme du signal sont formés de l'amplificateur opérationnel 18, du convertisseur analogique/numérique 21 et du filtre 22. L'amplificateur permet de normaliser l'amplitude maximale du 20 signal de sortie de l'électrocardiographe, afin que cette amplitude varie toujours entre deux mêmes bornes quelle que soit l'amplitude de sortie maximale de l'éle~L,ucardiograplle. Le convertisseur analogique/numérique permet d'éci,ar,lillonner le signal sortant de l'amplificateur et le filtre permet d'éliminer des fréquences parasites et notamment des fréquences dues à
25 I'alimentation par secteur.
Le dispositif 30 comporte également des moyens d'affichage 40 de la profondeur d'anesthésie constitués par exemple d'un écran d'affichage 41 à
cristaux liquides. Cet écran d'affichage permet de visualiser différentes 30 informations de fac,on à les rendre immédiatement accessibles. L'information qui est toujours affichée à l'écran est la dimension de corrélation. Cette Wor",dLion est par exemple affichée sous forme d'histogrammes en fonction CA 022~1013 1998-10-0~
du temps, con""e cela est représenté par les figures 4 et 5b. Une autre information utile est la valeur de chaque intervalle R-R en fonction du temps.
Une modiri~lion de la dimension de corrélation peut provenir d'un change",enl d'état d'éveil du patient, auquel cas il est nécessaire de réagir 5 en administrant un anesthésiant supplémentaire, mais peut également provenir d'une déstabilisation du patient due par exemple à une obstruction pulmonaire ou à une hg",or,agie. Dans ce cas, la réaction à avoir n'est pas la même. L'affichage simultané des intervalles R-R et de la profondeur d'anesthésie permet d'évaluer l'état du patient et les modifications de cet état10 en un seul coup d'oeil. Il est également possible d'afficher une ligne représentant la proro"deur d'anesthésie au-delà de laquelle un signal d'alarme doit se déclencher, de façon que l'anesthésiste puisse évaluer facilement l'écart entre la profondeur d'anesthésie instantanée et la profondeur critique, de manière à pouvoir anticiper les modifications de l'état 15 du patient.
Le dispositif 30 co""~G,le également un dispositif d'alarme 42 agencé pour déclencher une alarme sonore eVou visuelle lorsque la profondeur d'anesthésie du patient dép~sse une valeur de seuil prédéfinie.
Finalement, le dispositif 30 comporte des moyens 43 de réglage de para,nèt,es de mesure. Ces moyens comportent notal"",enl un organe de réglage 44 permettant de sélectionner le nombre d'intervalles R-R par série, un organe de réglage 45 permettant de choisir le nombre de séries 25 d'intervalles R-R utilisées pour chaque affichage de la dimension de corrélation. En pratique, plus le nombre de séries est grand, plus la valeur eststable, mais plus les modifications de l'état du patient sont détectées tardivement. Le nombre de séries utilisées est généralement compris entre 1 et 1 O.
Les moyens de réglage 43 comportent également un organe de réglage 46 du coefficient de normalisation entre la dimension de corrélation et la CA 022~l0l3 l998-lO-0~
profondeur d'anesthésie. Ce coefficient de normalisation peut par exemple être réglé soit manuellement par le réglage d'un potentiomètre soit automatiquement par le dispositif 30.
5 Les moyens de réglage 43 comportent également un organe de réglage 47 du niveau d'alarme permettant de régler la valeur de la profo"deur d'anesthésie au-delà de laquelle l'alarme doit se déclencher. Ce réglage est fait par l'anesthésiste en fonction des risques présentés par le patient et de la phase de l'opération qu'il subit.
Le dispositif selon la présente invention peut être alimenté par le secteur dans le cas où il est utilisé en salle d'opération et par batterie dans le cas où
il est déplacé par exemple depuis la salle d'opération jusqu'à une salle de réveil.
Ce disposilir et ce procédé sont particulièrement avantageux par le fait qu'ils permettent une évaluation objective de la profondeur d'anesthésie. Ceci permet un dosage plus précis de l'anesthésiant ce qui entraîne à la fois une opli",isation du coût de l'agent phar",acologique et une diminution du risque 20 anesthésique. L'évaluation précise de la profondeur d'anesthésie permet également de tester de façon plus fiable et objective de nouveaux agents anesthésiques. Il permet en outre une analyse objective et précise de la fonction du système nerveux autonome des patients.
25 Le dispositif selon la présente invention n'étant pas directement connecté aupatient les normes de protection médicale sont plus souples et sa réalisation en est fortement simplifiée. Le faible encombrement de ce dispositif permet en outre son installation rapide sur des tours de monitorage standards.
30 Ce dispositif permet à l'anesthésiste de réagir rapidement à une modification de la prufondeur d'anesthésie d'un patient avant de voir apparaître les premiers signes de douleur. Comme on co,lslale qu'un meilleur vécu de CA 022~1013 1998-10-0~
I'anesthésie permet une meilleure récupération, cet appareil permet en outre de diminuer les problèmes postopératoires.
La présente invention n'est pas limitée au mode de réalisation décrit. Il est 5 possible d'utiliser d'autres signaux que le signal de sortie d'un électrocardiographe. En particulier, dans le cas d'une opération nécessitant l'ouverture du thorax du patient, I'électrocardiogramme ne peut pas être mesuré. Dans ce cas, on peut utiliser la pression artérielle du patient, son débit sanguin mesuré par exemple par effet Doppler ou tout autre paramètre 10 lié, tel que par exemple, I'absorption lumineuse du patient, la teneur en oxygène de son sang ou des signaux acoustiques émis par son coeur. Il est également possible de mesurer plusieurs de ces paramètres, de calculer une profo"deur d'anesthésie pour chacun d'eux et de combiner ces profondeurs d'anesthésie. Ceci permet d'obtenir un résultat plus fiable et une plus grande 15 sécurité lors de l'anesthésie.
WO 97t37586 PCT/IB97/00363 DISPOSITIF DE DETERMINATION DE LA PROFONDEUR D'ANESTHESIE
.
La présente invention co~cer~le un procédé et un dispositif de détermination de la profondeur d'anesthésie d'un patient auquel au moins un produit anesthésiant est administré.
La profondeur d'anesthésie d'un patient est une grandeur qu'il est essentiel d'évaluer de fa,con aussi précise et objective que possible pour trouver les conditions optimales entre l'action analgésique et amnésique de l'agent aneslhésique d'une part, et la minimisation du risque anesthésique d'autre part.
Les conditions optimales ne peuvent être atteintes que si la profondeur d'anesthésie peut être évaluée avec une précision et une objectivité
surrisantes.
Il existe actuellement plusieurs procédés et dispositifs permettant de déten"i~ ,er dans une certaine mesure, la profondeur d'anesthésie d'un patient. Dans la plupart des cas, I'anesthésiste détermine cette profondeur d'anesthésie de manière empirique en fonction de signes extérieurs de sourr,ance du patient tels que la sudation frontale, les sécrétions lacrymales, le myosis oculaire ou en fonction d'une perturbation excessive du système cardio-v~-sc~ e telle que tachycardie ou bradycardie, pression artérielle anormale, etc. Ces para",èl(es varient selon le patient et l'évaluation de la profondeur d'anesthésie dépend fortement de l'appréciation subjective de l'anesthésiste.
Un procédé pour déterminer la profondeur d'anesthésie est proposé dans la den,ande internationale de brevet publiée sous le N~ WO 91/19453. Ce procédé comprend l'administration répétée d'une stimulation au patient, CA 022~1013 1998-10-0~
I'enregistrement de l'activité électrique du cerveau du patient après chaque stimulation, le traitement informatisé de ces enregistrements et la transformation des informations ainsi obtenues en indications concernant la profondeur d'anesthésie. Ce procédé implique l'administration d'une S stimulation au patient, ce qui peut être peu pratique à réaliser. D'autre part, cette réponse est indépendante du système nerveux autonome et ne tient pas compte de l'état inslanLané du système nerveux autonome du patient.
Un autre procédé ainsi qu'un appareil destiné à fournir une mesure de la 10 profo"deur d'anesthésie d'un patient sont décrits dans la demande de brevet international publiée sous le N~ WO 92/06632. Dans ce procédé, une série d'ondes R est analysée de façon statistique afin d'obtenir un relevé de la modification de la variation de la fréquence cardiaque provoquée par la respiration. La fréquence inslanlanée est comparée à la fréquence moyenne 15 de façon à fournir une quantification de la profondeur d'anesthésie.
En pratique, ce procédé est généralement inutilisable dans la mesure où le patient est ventilé artificiellement durant l'intervention. Dans cette situation, le contrôle physiologique de la ventilation n'a plus d'influence sur la mécanique 20 ventilatoire.
La présente invention se propose de fournir un procédé permettant de déterminer en temps réel et de façon individuelle pour chaque patient, la profondeur d'anesthésie selon la réactivité du système nerveux autonome, 25 sans faire intervenir de critère subjectif. Elle se propose également de fournir un appareil d'usage relativement simple donnant cette profondeur d'anesthésie en temps réel.
Ce but est atteint par un procédé tel que défini en préambule et caractérisé
30 en ce qu'il comporte une étape d'acquisition d'au moins un signal représentatif de l'activité du coeur du patient, une étape de détection de la position d'une onde périodique déterminée dans chaque signal du coeur du CA 022~1013 1998-10-0~
patient, une étape de calcul d'intervalles temporels entre lesdites ondes ~ périodiques, une étape de détermination de séries numériques d'intervalles temporels, une étape de calcul d'une dimension fractale desdites séries d'intervalles temporels et une étape de calcul de la profondeur d'anesthésie 5 en fonction de la dimension fractale.
Selon différentes variantes de réalisation, i'étape d'~cquisition d'au moins un signal peut consister à mesurer l'électrocardiog~a"""e du patient, son débit sanguin, I'absorption lumineuse par son sang, sa pression artérielle, la teneur 10 en oxygène de son sang ou un signal acoustique émis par son coeur.
Selon une autre va~ianle, il est également possible de mesurer au moins deux paramètres parmi l'électrocardiogramme, le débit sanguin, I'absorption lumineuse par le sang, la pression artérielle, la teneur en oxygène dans le 15 sang du patient et le signal acoustique émis par son coeur.
Selon une forme de realisation préférée, ladite onde périodique correspond à
une onde R de l'élec:t,ocardiog~a"""e.
20 Selon un mode de réalisation avantageux, le procédé comporte en outre une étape de mise en forme des signaux représel,lalir:, de l'activité du coeur du patient, une étape de conversion de ces signaux en signaux numériques et une étape de filtrage de ces signaux numériques.
25 L'étape de détection de la position d'une onde périodique déterminée dans chaque signal du coeur du patient consiste de préférence à calculer un coefficient de corrélation entre le signal représentatif de l'activité du coeur du patient et un modèle théorique de ladite onde périodique et à déterminer des extremums du coefficient de corrélation.
L'étape de déten,~i"alion de séries numériques d'intervalles temporels consiste avant~geusement à calculer l'intervalle temporel entre deux CA 022~1013 1998-10-0~
extremums consécutifs de même nature du coefficient de corrélation et à
former des séries comportant un nombre donné d'intervalles temporels.
Le nombre donné d'intervalles temporels d'une série numérique est de 5 préférence compris entre 10 et 80.
L'étape de calcul d'une dimension fractale desdites séries d'intervalles te",porels consiste avantageusement à calculer une dimension de corrélation de ces séries.
Selon un mode de réalisation préféré, I'étape de calcul de la profondeur d'anesthésie en fonction de la dimension fractale consiste à déterminer la dimension fractale de séries numériques d'intervalles temporels avant l'administration d'au moins un produit anesthésiant au patient, à définir un 15 coefficient de normalisation tel que le produit de ce coefficient par la dimension fractale soit sensiblement égal à une valeur de référence et à
multiplier la dimension fractale de séries d'intervalles temporels après l'administration d'au moins un produit anesthésiant au patient, par le coefficient de normalisation.
Selon une forme de réalisation avantageuse, on déclenche un signal d'alarme lorsque la ~.roro"deur d'anesthésie dép~sse une valeur de seuil prédéterminée.
25 Selon une forme de réalisation préférée, on calcule une moyenne arithmétique de plusieurs dimensions fractales, cette moyenne étant utilisée pour le calcul de la profondeur d'anesthésie.
Selon un mode de réalisation avanntageux, on calcule une profondeur 30 d'anesthésie pour chaque signal représentatif de l'activité de coeur du patient et on utilise une moyenne des profondeurs d'anesthésie obtenues pour chaque signal.
CA 022~1013 1998-10-0~
~ Il est également possible d'utiliser une variation ou une corrélation des profondeurs d'anesthésie obtenues pour chaque signal.
5 Le but fixé par la présente invention est également atteint par un dispositif tel que défini en préambule et caractérisé en ce qu'il comporte des moyens d'~cquisition d'au moins un signal représentatif de l'activité du coeur du patient, des moyens de mise en forme de chaque signal, des moyens de détection d'ondes périodiques déterminées dans chaque signal mis en forme, 10 des moyens pour calculer la position temporelle desdites ondes périodiques, des moyens pour mesurer les intervalles temporels entre lesdites ondes périodiques, des moyens pour former des séries numériques contenant un nombre donné d'intervalles temporels, des moyens de calcul d'une dimension fractale desdites séries numériques, des moyens de calcul d'un coefficient de 15 normalisation et des moyens d'affichage de la profondeur d'anesthésie.
Selon une forme de réalisation préferée, les moyens de mise en forme comportent un amplificateur opérationnel agencé pour maintenir la tension de chaque signal entre deux bornes déterminées et un convertisseur 20 analogique/numérique agencé pour échantillonner le signal sortant de l'amplificateur à une fréquence d'échantillonnage donnée.
La fréquence d'échantillonnage est avant~gel Jsement supérieure à 500 Hz.
25 Selon une forme de réalisation préférée, les moyens de détection d'ondes périodiques comportent un microprocesseur agencé pour calculer un coefficient de corrélation entre chaque signal représentatif de l'activité du coeur du patient et un modèle théorique de ladite onde périodique déterminée.
CA 022~1013 1998-10-0~
WO 97t37586 PCTtIB97/00363 Le dispositif selon la présente invention comporte de préférence des moyens de mémorisation agencés pour mémoriser les instants auxquels ledit coefficient de corrélation atteint un extremum.
5 Selon une forme de réalisation avantageuse, le dispositif comporte un dispositif d'alarme agencé pour émettre un signal d'alarme lorsque la profondeur d'anesthésie dépasse une valeur de seuil déterminée.
Selon une forme de réalisation préférée, le dispositif comporte des moyens 10 de réglage de paramètres de mesures.
Ces moyens de réglage peuvent comporter un organe de réglage du nombre d'intervalles temporels dans chaque série numérique eVou un organe de réglage de la valeur de seuil au-delà de laquelle le signal d'alarme est émis.
Les moyens d'affichage de la profondeur d'anesthésie comportent avantageusement un écran d'affichage à cristaux liquides.
La présenle invention et ses avantages seront mieux compris en référence à
20 la description suivante d'un mode de réalisation préfére et aux dessins annexés dans lesquels:
- la figure 1 est un schéma-bloc du procédé selon la présente invention, 25 - la figure 2 est un modèle théorique de diagramme électrique cardiaque en fonction du temps, - la figure 3 est un exemple de diagramme expérimental d'intervalles entre les ondes R d'un patient en fonction du temps.
- la figure 4 est un diayld~ ,e de la dimension de corrélation du diagramme de la figure 3, CA 022~1013 1998-10-0~
~ - la figure 5a est une vue schématique de l'intérieur du dispositif selon la présente invention, et 5 - la figure 5b est une vue schématique de l'extérieur du dispositif de la figure 5a.
Le procédé selon la présente invention est décrit ci-dessous en référence aux figures 1 à 4. Ce procédé comporte essentiellement une étape 10 10 d'~cquisition d'un signal représentatif de l'activité du coeur d'un patient, une étape 11 de mise en forme de ce signal, une étape 12 de détection d'une onde périodique telle que par exemple une onde R dans le signal mis en forme, une étape 13 de calcul d'intervalles temporels entre lesdites ondes périodiques sl Iccessives, une étape 14 de détermination de séries 15 numériques d'intervalles temporels, une étape 15 de calcul d'une dimension fractale desdites séries d'intervalles temporels et une étape 16 de calcul de laproro"deur d'anesthésie en fonction de la dimension fractale.
L'étape 10 d'~cquisition du signal représentatif de l'activité du coeur du 20 patient est réalisée de manière connue de l'homme du métier. Ce signal peut par exemple provenir d'un élec~rocardiographe. D'autres signaux peuvent être utilisés, et notamment un signal correspondant au débit sanguin du patient, à
l'absorption lumineuse par son sang, sa pression artérielle, sa teneur en oxygène ou les ondes sonores émises par son coeur.
Les électrocardiographes couramment utilisés délivrent un signal électrique analogique dont la tension varie entre -1V et +1V, entre -5V et +5V ou entre -10V et +10V. La mise en forme 11 de ce signal comporte une étape 17 de normalisation consistant à l'amplifier au moyen d'un amplificateur 30 opérationnel 18 de façon que le signal résultant varie par exemple entre -5V
et +5V quel que soit le type d'électrocardiographe utilisé. Le gain de cet amplificateur opérationnel peut être modifie automatiquement en fonction de CA 022~1013 1998-10-0~
I'amplitude du signal d'entrée. Cette mise en forme comporte également une étape 19 de conversion de ce signal analogique en un signal numérique et une étape 20 de filtrage de ce signal numérique.
5 L'étape de conversion 19 consiste à introduire le signal de sortie de l'amplificateur 18 dans un convertisseur analogique/numérique 21 qui échantillonne le signal à une fréquence d'échantillonnage supérieure à
500 Hz et par exemple à une fréquence co,ll~.rise entre 500 Hz 2 kHz. La résolution de l'échantillonnage peut être supérieure à 8 bits et par exemple 10 être égale à 13 bits. L'étape de filtrage 20 consiste à introduire le signal dans un filtre 22 conventionnel de manière à éliminer une composante ayant une fréquence cor,espondanl à la fréquence du secteur utilisé pour l'alimentation électrique.
15 La figure 2 illustre un modèle théorique de signal sortant d'un électrocardi~g~apl,e. Ce signal comporte nota,lllllenl une zone ayant une forte amplitude positive connue de l'homme du métier sous le nom d'onde R
et portant la référence 23 dans la figure 2. L'étape 12 du procédé selon la présente invention consiste à détecter la position dans le temps de ces ondes 20 R 23. Cette détection peut se faire en utilisant un procédé connu sous le nomde "digital l,lalched fillelilly" consistant à calculer le maximum d'une fonction de corrélation de deux signaux. L'un des signaux est le signal échantillonné
s~l lal ll du filtre 22 et l'autre signal est un signal théorique représentant l'onde R. Ce procédé consiste à décaler l'onde R "théorique" par rapport au signal 25 réel et à mesurer la corrélation en fonction du décalage. Cette corrélation s'exprime mathématiquement par ~(k) = ~ X(l - k)y(~) ~=o CA 022~1013 1998-10-0~
où x est le signal réel sortant du filtre, y est le signal théorique, I est l'indice correspondant au numéro d'échantillon du signal échantillonné et N est le nombre d'échantillons du signal échantillonné.
5 Ce calcul est réalisé au moyen d'un microprocessel~r 24 qui peut être par exemple un mic,u~rocessellr co"~ ercialisé par Texas Instrument sous le nom de Digital Signal Processing TMS 320 C25.
La valeur de I correspondant au maximum de la fonction de corrélation (p,~"
lO indique la position temporelle de l'onde R. Cette valeur est mémorisée dans des moyens de mémorisation 25 associés par exemple au microprocesseur 24. Ce calcul est répété de façon à détecter la position de toutes les ondes R
en fonction du temps.
15 L'étape 13 suivante consiste à calculer l'intervalle temporel qui sépare deuxondes R s~ccessives. Tous ces intervalles calculés sont mémorisés dans les moyens de l"ér"orisation 25. Le y~apl ,e illustré par la figure 3 représente lesintervalles R-R en fonction du temps.
20 Dans l'étape 14, ces intervalles sont ensuite regroupés pour former des séries numériques colllpollallt un certain non)bre d'intervalles R-R. De manière concrète, plus le nombre d'intervalles R-R utilisés pour constituer une série numérique est grand, plus la précision et la fiabilité de la mesure seront grandes. Toutefois, plus ce nombre d'intervalles est grand, plus le 25 temps d'attente entre une modification de la profondeur d'anesthésie d'un patient et l'affichage de cette modification par l'appareil sera long. Il est donc nécessaire de trouver un compromis entre ces deux contraintes. En pratique, une série comportant entre 20 et 80 intervalles et de préférence environ 40 intervalles donne des résultats fiables et rapides.
CA 022~1013 1998-10-0~
La phase suivante consiste à déterminer la profondeur d'anesthésie en fonction des inror"~alions concernant les séries numériques d'intervalles R-R.
Les pulsations cardi~q~es sont générées dans le coeur et sont régulées par S un certain nombre de paramètres associés notamment au système nerveux autonome. Le nombre de para,nèt~es est directement lié à la dimension fractale d'une série numérique d'intervalles R-R. L'administration d'un ou de plusieurs anesthésiants à un patient modifie le nombre de paramètres qui régulent sa fonction cardiaque et par conséquent la dimension fractale de la 10 série d'intervalles R-R correspondant à sa pulsation cardiaque. Le calcul de la dimension fractale donne donc une mesure de la profondeur d'anesthésie.
L'étape 15 consiste à calculer la dimension fractale de chaque série numérique d'intervalles R-R. Cette dimension fractale peut être approximée 15 en déterminant une di,nension de corrélation des séries numériques. Cette dimension de corrélation peut se calculer en utilisant la formule suivante:
D= lim 1~gC(r) r~O log r 20 où C(r) est la somme de corrélation.
L'étape 16 consiste à transformer cette dimension de corrélation en données représentant la profondeur d'anesthésie. Afin d'adapter le procédé à chaque patient individuel, la dimension de corrélation est déterminée avant l'injection2~ de l'anesthésiant. La moyenne entre plusieurs valeurs de la dimension de corrélation obtenues pour un patient donné avant l'injection est multipliée par un coefficient de normalisation de telle façon que le produit corresponde environ à une valeur arbitraire donnée, par exemple de 100 unités.
30 La profondeur d'anesthésie est alors égale à la dimension de corrélation d'une série numérique d'intervalles R-R ou d'une moyenne de dimensions de CA 022~1013 1998-10-0~
corrélation, multipliée par le coefficient de normalisation défini ci-desslls. En pratique, il peut être avantageU~ de calculer une moyenne de dimensions de corrélation ou de profondeurs d'anesthésie afin d'obtenir une valeur plus stable. Généralement, la moyenne est calculée sur un nombre de séries 5 compris entre deux et dix. Il est toutefois également possible de n'utiliser qu'une série pour chaque calcul. Il est également possible d'utiliser une variation ou une corrélation de plusieurs séries La figure 4 illustre sous forme d'histogram~,es, la profondeur d'anesthésie 10 d'un patient, déduite du graphe de la figure 3. La partie de cette figure située à gauche de la ligne verticale identifiée par I représente la profondeur d'anesll,ésie avant l'injection du produit anesthésiant. La ligne I représente l'injection du produit anesthésiant. La ligne verticale identifiée par R
représente le réveil du patient et la zone comprise entre ces lignes I et R
15 représente la période pendant laquelle le produit anesthésiant agit. La lignei)ori~o"lale A représente une valeur de seuil que la profondeur d'anesthésie ne doit pas ~lép~sser pendant l'anesthésie, c'est-à-dire entre I et R.
Certains para"lel,es du procédé selon la présente invention peuvent être 20 modifiés de façon à adapter la réponse et la sensibilité de l'appareil au patient traité et aux opérations effectuées. Ces paramètres sont notamment la taille de la série te"lporelle (nombre d'intervalles R-R) utilisée lors du calcul de la dimension de corrélation et le nombre de dimensions de corrélation utilisées pour calculer la moyenne de la profondeur d'anesthésie. Il est en 25 outre possible d'effectuer d'autres calculs statistiques tels que fluctuations, déviation standard, écart-type, etc..
Dans le procédé selon la présente invention, il est également possible de fixer la valeur de seuil de la profondeur d'anesthésie correspondant à la ligne 30 horizontale A de la figure 4. Si la profondeur d'anesthésie dépasse cette valeur, une alarme est déclenchée de façon à indiquer à l'anesthésiste que le patient est en train de se réveiller. Il peut donc être nécessaire de le CA 022~1013 1998-10-0~
réanesthésier. Sur la figure 4, cette valeur de seuil est fixée à 40 unités. Elle est déterminée par l'anesthésiste pour chaque patient.
Le dispositif 30 selon la présente invention est décrit en référence aux figures5 5a et 5b. Ce dispositif comporte essentiellement des moyens 31 d'acquisition d'au moins un signal représentatif de l'activité du coeur du patient, des moyens 32 de mise en forme de chaque signal, des moyens 33 de détection d'ondes périodiques, des moyens 34 pour calculer la position temporelle desdites ondes périodiques, des moyens 35 pour mesurer les intervalles, des 10 moyens 36 pour former des séries numériques, des moyens 37 de calcul d'une dimension fractale et des moyens 38 de calcul d'un coefficient de normalisation. Les moyens 33 à 38 ainsi que les moyens de mémorisation 25 peuvent tous être formés par le microprocesseur 24.
15 Les moyens d'~cg~icition 31 comportent une prise de connexion 39 permettant de connecter le dispositif 30 à la sortie d'un électrocardiographe par exemple. Les moyens 32 de mise en forme du signal sont formés de l'amplificateur opérationnel 18, du convertisseur analogique/numérique 21 et du filtre 22. L'amplificateur permet de normaliser l'amplitude maximale du 20 signal de sortie de l'électrocardiographe, afin que cette amplitude varie toujours entre deux mêmes bornes quelle que soit l'amplitude de sortie maximale de l'éle~L,ucardiograplle. Le convertisseur analogique/numérique permet d'éci,ar,lillonner le signal sortant de l'amplificateur et le filtre permet d'éliminer des fréquences parasites et notamment des fréquences dues à
25 I'alimentation par secteur.
Le dispositif 30 comporte également des moyens d'affichage 40 de la profondeur d'anesthésie constitués par exemple d'un écran d'affichage 41 à
cristaux liquides. Cet écran d'affichage permet de visualiser différentes 30 informations de fac,on à les rendre immédiatement accessibles. L'information qui est toujours affichée à l'écran est la dimension de corrélation. Cette Wor",dLion est par exemple affichée sous forme d'histogrammes en fonction CA 022~1013 1998-10-0~
du temps, con""e cela est représenté par les figures 4 et 5b. Une autre information utile est la valeur de chaque intervalle R-R en fonction du temps.
Une modiri~lion de la dimension de corrélation peut provenir d'un change",enl d'état d'éveil du patient, auquel cas il est nécessaire de réagir 5 en administrant un anesthésiant supplémentaire, mais peut également provenir d'une déstabilisation du patient due par exemple à une obstruction pulmonaire ou à une hg",or,agie. Dans ce cas, la réaction à avoir n'est pas la même. L'affichage simultané des intervalles R-R et de la profondeur d'anesthésie permet d'évaluer l'état du patient et les modifications de cet état10 en un seul coup d'oeil. Il est également possible d'afficher une ligne représentant la proro"deur d'anesthésie au-delà de laquelle un signal d'alarme doit se déclencher, de façon que l'anesthésiste puisse évaluer facilement l'écart entre la profondeur d'anesthésie instantanée et la profondeur critique, de manière à pouvoir anticiper les modifications de l'état 15 du patient.
Le dispositif 30 co""~G,le également un dispositif d'alarme 42 agencé pour déclencher une alarme sonore eVou visuelle lorsque la profondeur d'anesthésie du patient dép~sse une valeur de seuil prédéfinie.
Finalement, le dispositif 30 comporte des moyens 43 de réglage de para,nèt,es de mesure. Ces moyens comportent notal"",enl un organe de réglage 44 permettant de sélectionner le nombre d'intervalles R-R par série, un organe de réglage 45 permettant de choisir le nombre de séries 25 d'intervalles R-R utilisées pour chaque affichage de la dimension de corrélation. En pratique, plus le nombre de séries est grand, plus la valeur eststable, mais plus les modifications de l'état du patient sont détectées tardivement. Le nombre de séries utilisées est généralement compris entre 1 et 1 O.
Les moyens de réglage 43 comportent également un organe de réglage 46 du coefficient de normalisation entre la dimension de corrélation et la CA 022~l0l3 l998-lO-0~
profondeur d'anesthésie. Ce coefficient de normalisation peut par exemple être réglé soit manuellement par le réglage d'un potentiomètre soit automatiquement par le dispositif 30.
5 Les moyens de réglage 43 comportent également un organe de réglage 47 du niveau d'alarme permettant de régler la valeur de la profo"deur d'anesthésie au-delà de laquelle l'alarme doit se déclencher. Ce réglage est fait par l'anesthésiste en fonction des risques présentés par le patient et de la phase de l'opération qu'il subit.
Le dispositif selon la présente invention peut être alimenté par le secteur dans le cas où il est utilisé en salle d'opération et par batterie dans le cas où
il est déplacé par exemple depuis la salle d'opération jusqu'à une salle de réveil.
Ce disposilir et ce procédé sont particulièrement avantageux par le fait qu'ils permettent une évaluation objective de la profondeur d'anesthésie. Ceci permet un dosage plus précis de l'anesthésiant ce qui entraîne à la fois une opli",isation du coût de l'agent phar",acologique et une diminution du risque 20 anesthésique. L'évaluation précise de la profondeur d'anesthésie permet également de tester de façon plus fiable et objective de nouveaux agents anesthésiques. Il permet en outre une analyse objective et précise de la fonction du système nerveux autonome des patients.
25 Le dispositif selon la présente invention n'étant pas directement connecté aupatient les normes de protection médicale sont plus souples et sa réalisation en est fortement simplifiée. Le faible encombrement de ce dispositif permet en outre son installation rapide sur des tours de monitorage standards.
30 Ce dispositif permet à l'anesthésiste de réagir rapidement à une modification de la prufondeur d'anesthésie d'un patient avant de voir apparaître les premiers signes de douleur. Comme on co,lslale qu'un meilleur vécu de CA 022~1013 1998-10-0~
I'anesthésie permet une meilleure récupération, cet appareil permet en outre de diminuer les problèmes postopératoires.
La présente invention n'est pas limitée au mode de réalisation décrit. Il est 5 possible d'utiliser d'autres signaux que le signal de sortie d'un électrocardiographe. En particulier, dans le cas d'une opération nécessitant l'ouverture du thorax du patient, I'électrocardiogramme ne peut pas être mesuré. Dans ce cas, on peut utiliser la pression artérielle du patient, son débit sanguin mesuré par exemple par effet Doppler ou tout autre paramètre 10 lié, tel que par exemple, I'absorption lumineuse du patient, la teneur en oxygène de son sang ou des signaux acoustiques émis par son coeur. Il est également possible de mesurer plusieurs de ces paramètres, de calculer une profo"deur d'anesthésie pour chacun d'eux et de combiner ces profondeurs d'anesthésie. Ceci permet d'obtenir un résultat plus fiable et une plus grande 15 sécurité lors de l'anesthésie.
Claims (28)
1. Procédé de détermination de la profondeur d'anesthésie d'un patient auquel au moins un produit anesthésiant est administré, caractérisé en ce qu'il comporte une étape (10) d'aquisition d'au moins un signal représentatif de l'activité du coeur du patient une étape (12) de détection de la position d'une onde périodique déterminée dans chaque signal du coeur du patient une étape (13) de calcul d'intervalles temporels entre lesdites ondes périodiques, une étape (14) de détermination de séries numériques d'intervalles temporels, une étape (16) de calcul d'une dimension fractale desdites séries d'intervalles temporels et une étape (16) de calcul de la profondeur d'anesthésie en fonction de la dimension fractale.
2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape (10) d'acquisition d'au moins un signal consiste à mesurer l'électrocardiogramme du patient.
3. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape (10) d'acquisition d'au moins un signal consiste à mesurer le dédit sanguin du patient.
4. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape (10) d'acquisition d'au moins un signal consiste à mesurer l'absorption lumineuse par le sang du patient.
5. Procédé selon la revendication 1 caractérisé en ce que l'étape (10) d'acquisition d'au moins un signal consiste à mesurer la pression artérielle du patient.
6. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape (10) d'acquisition d'au moins un signal consiste à mesurer la teneur en oxygène du sang du patient.
7. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape (10) d'acquisition d'au moins un signal consiste à mesurer un signal acoustique émis par le coeur du patient.
8. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape (10) d'acquisition d'au moins un signal représentatif de l'activité du coeur du patient consiste à mesurer au moins deux paramètres parmi l'électrocardiogramme, le débit sanguin, l'absorption lumineuse par le sang, la pression artérielle, la teneur en oxygène dans le sang du patient et le signal acoustique émis par le coeur du patient.
9. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que ladite onde périodique est une onde R (23) de l'électrocardiogramme.
10. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comporte en outre une étape (11) de mise en forme des signaux représentatifs de l'activité
du coeur du patient, une étape (19) de conversion de ces signaux en signaux numériques et une étape (20) de filtrage de ces signaux numériques.
du coeur du patient, une étape (19) de conversion de ces signaux en signaux numériques et une étape (20) de filtrage de ces signaux numériques.
11. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape (12) de détection de la position d'une onde périodique déterminée dans chaque signal du coeur du patient consiste à calculer un coefficient de corrélation entre le signal représentatif de l'activité du coeur du patient et un modèle théorique de ladite onde périodique et à déterminer des extremums du coefficient de corrélation.
12. Procédé selon la revendication 11, caractérisé en ce que l'étape (14) de détermination de séries numériques d'intervalles temporels consiste à
calculer l'intervalle temporel entre deux extremums consécutifs de même nature du coefficient de corrélation et à former des séries comportant un nombre donné d'intervalles temporels.
calculer l'intervalle temporel entre deux extremums consécutifs de même nature du coefficient de corrélation et à former des séries comportant un nombre donné d'intervalles temporels.
13. Procédé selon la revendication 12, caractérisé en ce que le nombre donné d'intervalles temporels d'une série numérique est compris entre 10 et 80.
14. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape (15) de calcul d'une dimension fractale desdites séries d'intervalles temporels consiste à calculer une dimension de corrélation de ces séries.
15. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape (16) de calcul de la profondeur d'anesthésie en fonction de la dimension fractale consiste à déterminer la dimension fractale de séries numériques d'intervalles temporels avant l'administration d'au moins un produit anesthésiant au patient, à définir un coefficient de normalisation tel que le produit de ce coefficient par la dimension fractale soit sensiblement égal à une valeur de référence et à multiplier la dimension fractale de séries d'intervalles temporels après l'administration d'au moins un produit anesthésiant au patient, par le coefficient de normalisation.
16. Procédé selon la revendication 13, caractérisé en ce que l'on déclenche un signal d'alarme lorsque la profondeur d'anesthésie dépasse une valeur de seuil prédéterminée.
17. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'on calcule une moyenne arithmétique de plusieurs dimensions fractales, cette moyenne étant utilisée pour le calcul de la profondeur d'anesthésie.
18. Procédé selon la revendication 8, caractérisé en ce que l'on calcule une profondeur d'anesthésie pour chaque signal représentatif de l'activité du coeur du patient, et en ce que l'on utilise une moyenne des profondeurs d'anesthésie obtenues pour chaque signal.
19. Dispositif de détermination de la profondeur d'anesthésie d'un patient auquel au moins un produit anesthésiant est administré, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens (31) d'acquisition d'au moins un signal représentatif de l'activité du coeur du patient, des moyens (32) de mise en forme de chaque signal, des moyens (33) de détection d'ondes périodiques déterminées dans chaque signal mis en forme, des moyens (34) pour calculer la position temporelle desdites ondes périodiques, des moyens (35) pour mesurer les intervalles temporels entre lesdites ondes périodiques, des moyens (36) pour former des séries numériques contenant un nombre donné
d'intervalles temporels, des moyens (37) de calcul d'une dimension fractale desdites séries numériques, des moyens (38) de calcul d'un coefficient de normalisation et des moyens (40) d'affichage de la profondeur d'anesthésie.
d'intervalles temporels, des moyens (37) de calcul d'une dimension fractale desdites séries numériques, des moyens (38) de calcul d'un coefficient de normalisation et des moyens (40) d'affichage de la profondeur d'anesthésie.
20. Dispositif selon la revendication 19, caractérisé en ce que les moyens (32) de mise en forme comportent un amplificateur opérationnel (18) agencé
pour maintenir la tension de chaque signal entre deux bornes déterminées et un convertisseur analogique/numérique (21) agencé pour échantillonner le signal sortant de l'amplificateur à une fréquence d'échantillonnage donnée.
pour maintenir la tension de chaque signal entre deux bornes déterminées et un convertisseur analogique/numérique (21) agencé pour échantillonner le signal sortant de l'amplificateur à une fréquence d'échantillonnage donnée.
21. Dispositif selon la revendication 20, caractérisé en ce que la fréquence d'échantillonnage est supérieure à 500 Hz.
22. Dispositif selon la revendication 16, caractérisé en ce que les moyens (33) de détection d'ondes périodiques comportent un microprocesseur (24) agencé pour calculer un coefficient de corrélation entre le signal représentatifde l'activité du coeur du patient et un modèle théorique de ladite onde périodique déterminée.
23. Dispositif selon la revendication 22, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens de mémorisation (25) agencés pour mémoriser les instants auxquels ledit coefficient de corrélation atteint un extremum.
24. Dispositif selon la revendication 19, caractérisé en ce qu'il comporte un dispositif d'alarme (42) agencé pour émettre un signal d'alarme lorsque la profondeur d'anesthésie dépasse une valeur de seuil déterminée.
25. Dispositif selon la revendication 19, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens de réglage (43) de paramètres de mesures.
26. Dispositif selon la revendication 25, caractérisé en ce que les moyens de réglage (43) comportent un organe de réglage (44) du nombre d'intervalles temporels dans chaque série numérique.
27. Dispositif selon les revendications 24 et 25, caractérisé en ce que les moyens de réglage (43) comportent un organe de réglage (47) de la valeur de seuil au-delà de laquelle le signal d'alarme est émis.
28. Dispositif selon la revendication 19, caractérisé en ce que les moyens d'affichage (40) de la profondeur d'anesthésie comportent un écran d'affichage (41) à cristaux liquides.
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