Conception/validation d'un appareil de mesure électronique de la pression artérielle et évaluation des performances d'algorithmes d'estimation des valeurs de la pression systolique et diastolique

Conception/validation d’un appareil de mesure

électronique de la pression artérielle et évaluation des

performances d’algorithmes d’estimation des valeurs de

la pression systolique et diastolique

Mémoire

Nicolas Juteau

Maîtrise en génie électrique - avec mémoire

Maître ès sciences (M. Sc.)

Conception/validation d’un appareil de mesure

électronique de la pression artérielle et évaluation

des performances d’algorithmes d’estimation des

valeurs de la pression systolique et diastolique

Mémoire

Nicolas Juteau

Sous la direction de:

Résumé

L’hypertension occupe une place de plus en plus prépondérante dans notre société. En effet, selon Statistiques Canada, près de 1 Canadien sur 4 soufrerait d’hypertension en 2019. Si l’hypertension demeure non contrôlée, celle-ci constitue le principal facteur de risque causant les maladies cardiovasculaires. En 2008, l’Organisation Mondiale de la Santé rapportait que 33% des décès dans le monde étaient causés par les maladies cardiovasculaires et que 55% d’entre eux étaient directement attribuables aux complications causées par l’hypertension. Se-lon l’OMS, une prévention efficace des maladies cardiovasculaires passe par la promotion de saines habitudes de vie ainsi qu’une stratégie efficace de dépistage de l’hypertension. Cette stratégie passe nécessairement par la mesure de la tension artérielle, laquelle s’effectuant ma-joritairement en utilisant la méthode oscillométrique.

Récemment, des études ont démontrées que les mesures ambulatoires échelonnées sur une période de 24 heures permettaient de mieux diagnostiquer l’hypertension. Ces mesures am-bulatoires sont effectuées par des appareils spécialisés connus sous l’appellation de moniteurs ambulatoires de la pression artérielle (MAPA). Or, ces appareils emploient des algorithmes propriétaires afin d’estimer la tension systolique et diastolique et ne permettent pas d’obtenir le signal oscillométrique brut. Cela rend, par conséquent, impossible la constitution d’une base de données de signaux ou encore évaluer les algorithmes d’estimation de la tension systolique et daistolique qui sont pourtant nombreux dans la littérature.

Nous proposons alors le concept d’un appareil de mesure de la tension artérielle dont les carac-téristiques rendent son utilisation propice dans un contexte ambulatoire. Léger, ergonomique et compact, l’appareil peut être installé à même le brassard et le signal oscillométrique est envoyé directement à une station de base par un lien sans-fil Bluetooth Low Energy. Qu’il s’agisse d’un téléphone intelligent, une tablette, un ordinateur portatif ou encore un appareil spécialisé, la station de base peut alors sauvegarder les données et constituer une base de don-nées de signaux oscillométriques afin d’évaluer qualitativement les algorithmes d’estimation de la tension systolique et de la tension diastolique proposés par la littérature.

Abstract

Hypertension is taking an increasingly prominent place in our society. In fact, almost 1 in 4 Canadians are suffering from hypertension in 2019 according to Statistics Canada and consti-tutes the main risk factor that leads to cardiovascular diseases if left uncontrolled. In 2008, the World Health Organization (WHO) reported that 33% of deaths worldwide were due to cardiovascular disease and 55% of them were directly attributable to complications caused by hypertension. Still according to the WHO, effective cardiovascular diseases prevention involves promoting healthy lifestyles and an effective hypertension screening strategy. This strategy necessarily implies the measurement of blood pressure, which is mainly carried out using the oscillometric method.

Recently, studies have shown that ambulatory measurements over a 24-hour period can bet-ter diagnose hypertension. These ambulatory measurements are done by specialized devices known as ambulatory blood pressure monitors (ABPM). However, these devices use propri-etary algorithms that estimate the systolic and diastolic pressure and does not allow to obtain the raw oscillometric signal. Thus, those devices can’t be used to build a signal database in a way that blood pressure estimation algorithms found in literature can be assessed.

We therefore propose the design of a light, ergonomic and compact ambulatory blood pressure measurement device whose characteristics makes it ideal for use in ambulatory contexts. The device can be installed directly on the cuff and the oscillometric signal is sent to a base station through a Bluetooth Low Energy link. Whether it is a smartphone, a tablet, a laptop or a specialized device, the base station can save the data and build a database of oscillometric sig-nals in order to qualitatively assess systolic and diastolic blood pressure estimation algorithms proposed by the literature.

Table des matières

Résumé ii

Abstract iii

Table des matières iv

Liste des tableaux vi

Liste des figures vii

Remerciements x

Avant-propos xi

Introduction 1

1.1 Objectifs. . . 3

1.2 Contributions du mémoire . . . 4

1.3 Méthodologie et structure de la méthode . . . 5

2 Revue de littérature 8 2.1 Le système cardiovasculaire et la tension artérielle . . . 8

2.2 Techniques de mesure de la pression artérielle . . . 10

2.2.1 Par cathéterisation . . . 10

2.2.2 Par auscultation . . . 11

2.2.3 Par tonométrie . . . 12

2.2.4 Par oscillométrie . . . 14

Algorithmes d’estimation de la pression systolique et diastolique . . 16

2.2.5 Par mesure du délai de transit des pulsations (PTT) et autres méthodes 19 2.3 Enjeux de la pression artérielle sur la santé . . . 21

2.4 Problématiques et défis associés . . . 22

3 Unobstrusive and wireless electronic oscillometric sphygmomanometer for ambulatory blood pressure monitoring 27 3.1 Résumé . . . 27

3.2 Abstract . . . 27

3.3 Introduction. . . 27

3.4 Existing devices on the market . . . 28

3.5 Proposed system overview . . . 28

3.7 Conclusions . . . 31

4 Analyse par transformée de Taylor-Fourier discrète de signaux oscillo-métriques 32 4.1 Résumé . . . 32

4.2 Introduction. . . 32

4.3 Terminologie et notations . . . 33

4.4 Transformée de Taylor-Fourier discrète . . . 33

4.4.1 Fondements . . . 33

4.4.2 Équation de synthèse. . . 33

4.4.3 Équation d’analyse . . . 35

4.5 Propriétés de la matrice de Taylor-Fourier discrète . . . 35

4.6 Analyse spectrale et applications . . . 36

4.7 Travaux futurs . . . 38

4.8 Conclusion . . . 39

5 Wearable wireless-enabled oscillometric sphygmomanometer : a flexible ambulatory tool for blood pressure estimation 40 5.1 Résumé . . . 40 5.2 Abstract . . . 41 5.3 Introduction. . . 41 5.4 System overview . . . 44 5.5 System design . . . 45 5.5.1 Actuators . . . 46

5.5.2 Printed circuit board design . . . 47

5.5.3 Pressure transducer . . . 47

5.5.4 Microcontroller unit and wireless transceiver. . . 47

5.5.5 Power management. . . 49

5.5.6 Signal processing chain. . . 50

5.5.7 Deflation control loop . . . 51

5.6 Methodology . . . 52

5.6.1 Data processing and implemented algorithms . . . 52

Maximum amplitude algorithm (MAA) . . . 52

Maximum slope algorithm (MS) . . . 53

A physiological model (BMODEL) . . . 53

5.7 Experimental results . . . 54

5.7.1 Subjects . . . 54

5.7.2 Prototype . . . 54

5.7.3 Algorithms . . . 56

5.8 Discussion . . . 60

5.8.1 Advantages & limitations of MAA/BMODEL . . . 62

5.9 Conclusion . . . 63

Conclusion 64

Liste des tableaux

1.1 Critères du cahier de charges de l’appareil de mesure . . . 4

2.1 Distribution des méthodes de mesure de la tension artérielle employés par les appareils automatisés . . . 22

3.1 Experimental results . . . 31

5.1 Nomenclature . . . 42

5.2 Reference equipment comparison data . . . 54

5.3 System characteristics and measured performance . . . 55

5.4 Agreement between the reference equipment and SBP & DBP estimation algo-rithms : overall, systolic and diastolic results. . . 58

5.5 Results reproducibility of the algorithms between the two conducted measure-ments . . . 58

5.6 Comparison with commercial ambulatory blood pressure monitors based on oscillometric technique . . . 60

Liste des figures

1.1 Diagramme des objectifs du travail de recherche . . . 3

2.1 Représentation simplifiée du système cardiovasculaire . . . 8

2.2 Composants de la tension artérielle . . . 9

2.3 Effets des composants de la tension artérielle sur la forme d’onde artérielle périphérique. . . 10

2.4 Mesure de la tension artérielle par cathéterisation . . . 11

2.5 Les différentes phases des bruits de Korotkoff . . . 12

2.6 Fonctionnement de la tonométrie par aplanation . . . 13

2.7 Exemple d’un signal oscillométrique brut. . . 15

2.8 Algorithme de l’amplitude maximale . . . 16

2.9 Méthode des algorithmes basés sur des modèles mathématiques . . . 18

2.10 Principe de la méthode par mesure du délai de transit des pulsations (PTT) . . 19

2.11 Prépondérance des maladies cardio-vasculaires sur la mortalité mondiale annuelle 22 2.12 La tension artérielle (TA) au quotidien et la classification des différentes caté-gories d’hypertension (HT) et d’hypertension masquée (HTM). . . 23

2.13 Moniteurs ambulatoires commerciaux de la tension artérielle disponible pour la vente (TigerMedical) . . . 25

2.14 Schéma représentatif du concept proposé . . . 26

3.1 High-level block diagram. . . 29

3.2 Prototyped printed circuit board, top layer and bottom layer . . . 30

3.3 3D model of the actuators placement . . . 30

4.1 Réponses en fréquences de la banque de filtres (harmonique #0) . . . 36

4.2 Réponses en fréquences de la banque de filtres avec K = 3 . . . 36

4.3 Signal oscillométrique utilisé pour l’analyse spectrale . . . 37

4.4 Résultats de l’analyse spectrale. À gauche : TFD, à droite : TTFD avec K = 3 37 4.5 Déviation du rythme cardiaque en fonction du temps . . . 38

5.1 Design concept . . . 44

5.2 Block diagram of the design . . . 45

5.3 Device overview. . . 46

5.4 Designed printed circuit board (PCB) . . . 48

5.5 Signal processing chain . . . 50

5.6 Deflation control loop . . . 51

5.7 Data pre-processing : envelope extraction . . . 53

5.8 Rate regulation performance during a deflation cycle vs. cuff size used . . . 56

5.10 Comparison of MAA, BMODEL and MS algorithm results and reference

equip-ment : Bland-Altman analysis . . . 59 5.11 Grade classification of the algorithms according to the BHS protocol (in terms

Aux femmes de ma vie, ma conjointe et ma fille, Marie-Chantal et Clara.

Remerciements

Je tiens tout d’abord à remercier mon directeur de recherche, Benoit Gosselin, pour avoir vu le potentiel de mon projet de recherche et de m’avoir laissé la chance de le mener à bien. Sans son aide précieuse ainsi que les ressources qu’il a pu m’apporter, je n’aurais sans doute pas été en mesure d’accomplir autant en seulement deux années.

Je tiens également à remercier les techniciens du service technique du département de génie électrique et de génie informatique, Martin Gagnon, pour la patiente olympienne dont il a su faire preuve lors des échanges commerciaux avec Parker Hanniffin, ainsi que François Bérubé, qui s’est chargé de l’impression en trois dimensions sans failles des pièces nécessaires à mon projet.

Je remercie aussi le chercheur postdoctoral Gabriel Gagnon-Turcotte pour les commentaires et suggestions qu’il m’a donné au sujet de mon mémoire et des figures qui y sont incluses. Enfin, un grand merci à ma femme et ma fille, qui à chaque jour, m’encourageaient de tendres mots et d’étreintes, ce qui à su me motiver davantage à compléter cet ouvrage.

Avant-propos

Les chapitres3à5sont constitués d’articles rédigés en cours d’études graduées et portent sur différents aspects du travail effectué tout au long du projet de recherche en vue de réaliser les objectifs de recherche. Les articles sont présentés dans leurs formats originaux, sans aucune modification du contenu mis à part une remise en forme des tableaux et des figures pour s’adapter au format de mise en page propre au mémoire. La numérotation des références sont également modifiés de sorte qu’elles correspondent à la numérotation des références de la bibliographie de ce mémoire.

Article 1

N. Juteau, P. Robitaille, and B. Gosselin, “Unobstrusive and wireless electronic oscillome-tric sphygmomanometer : an ambulatory tool for blood pressure monitoring”, the IEEE Life Sciences Conference (LSC), October 28-30, Montreal, Canada, 2018, (Not published).

Cet article, d’un format de 2 pages, a été soumis en 2018 pour la Life Sciences Conference de l’IEEE 2018 à Montréal et a été retenu pour la présentation d’une affiche durant l’événement. L’affiche à remporté le prix de la troisième meilleure affiche du concours. L’article présente la conception de la révision A du prototype de moniteur ambulatoire de la tension artérielle, qui est le fruit d’une première itération de la revue de littérature par rapport au sujet de recherche, ainsi que les résultats expérimentaux associés à l’essai du prototype. De par sa conception, l’article ouvre également la voie à l’exploration d’algorithmes plus sophistiqués d’estimation de la tension systolique et diastolique qui seront couverts dans l’article 3. Le co-auteur P. Robitaille a participé à l’élaboration des filtres analogiques de la chaîne de traitement du signal et le co-auteur B. Gosselin a contribué aux idées en tant que directeur de recherche.

Article 2

N. Juteau, "Analyse par transformée de Taylor-Fourier discrète de signaux oscillométriques", 2019

numérique du signal, présente l’outil mathématique de la transformée de Taylor-Fourier pour l’analyse dynamique d’harmoniques de signaux oscillatoires. Il présente également son poten-tiel d’utilisation direct et futur dans le cadre de la mesure de la tension artérielle. L’outil mathématique présenté dans cet article est utilisé afin d’obtenir une observation qualitative et quantitative de la déviation du rythme cardiaque en fonction du temps lors d’une mesure de la tension artérielle par la méthode oscillométrique. Je suis l’unique auteur de cet article et l’intégralité du contenu original figure dans ce mémoire.

Article 3

N. Juteau and B. Gosselin, “Wearable wireless-enabled oscillometric sphygmomanometer : a flexible ambulatory tool for blood pressure estimation”, in IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems, (To be published).

Cet article constitue l’ultime aboutissement du travail de recherche. Il présente tout d’abord un bref état de l’art sur le sujet de la mesure de la tension artérielle et justifie le choix de la méthode de mesure par oscillométrie en démontrant l’importance du contexte de mesure ambulatoire. Il présente également la conception détaillée de la révision B du prototype de moniteur ambulatoire de tension artérielle qui inclus les améliorations, corrections et optimisa-tions qui découlent des essais de la révision A du prototype. Enfin, les résultats expérimentaux sont présentés en deux volets : les performances du prototype ainsi que l’évaluation des perfor-mances des algorithmes d’estimation de la tension systolique et diastolique sélectionnés. J’ai agis en tant que premier auteur de cet article et le co-auteur B. Gosselin a contribué aux idées en tant que directeur de recherche. Cet article a été rédigé dans l’optique d’une publication dans le journal IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems.

Introduction

La santé a toujours été un sujet d’importance majeure. Avec l’avènement d’Internet et depuis l’apparition des médias sociaux, les gens sont de plus en plus conscientisés et préoccupés par leur santé personnelle. Parmi les bons indicateurs de l’état de santé général d’un individu, la température corporelle ainsi que la fréquence cardiaque et respiratoire au repos sont sans aucun doute les plus connus car, en plus d’être faciles à mesurer par n’importe qui, la présence de valeurs hors-normes indiquent généralement un problème sous-jacent nécessitant une attention particulière.

D’autres signes vitaux, comme l’indice de perfusion en oxygène du sang (SpO2) ou encore la tension artérielle, sont souvent sujets à interprétation car des valeurs hors-normes ne re-présentent pas systématiquement un risque immédiat à la santé et dépendent souvent d’une multitude d’autres facteurs.

Par exemple, dans le cas de la tension artérielle, il est bien connu que cette dernière varie naturellement selon le moment de la journée [1]. De façon générale, elle tend a s’abaisser lors de la nuit et augmenter drastiquement lors du réveil pour finalement rester à peu près stable au courant de la journée et sera appelée à varier selon l’effort physique que requiert les activités quotidiennes. Il existe également certains facteurs dont l’influence sur la tension artérielle est connue [2]. Parmi les facteurs dits non-modifiables, à savoir qu’ils sont immuables, y figurent par exemple l’âge, le sexe et l’hérédité. Chez les facteurs dits modifiables, au sens où ils sont le résultat du mode de vie ou de l’entourage de l’individu, les plus importants sont le stress, l’alimentation, l’exercice physique, la prise de médicaments, le tabagisme et la consommation d’alcool. Outre sa variabilité naturelle, une tension artérielle régulièrement élevée (hypertension) présente son lot de risques puisque les vaisseaux sanguins sont alors soumis constamment à un stress important provoqué par la pression élevée exercée sur leurs parois par la circulation du sang assurée par le cœur. Selon l’American Heart Association (AHA), l’hypertension est définie par une tension artérielle systolique supérieure à 130 mmHg ou une tension diastolique supérieure à 80 mmHg [3].

D’après Statistiques Canada [4], près de 1 Canadien sur 4 soufrerait d’hypertension, soit 24% des hommes et 23% des femmes de l’ensemble de la population canadienne. La prévalence de l’hypertension augmente aussi en fonction de l’âge : 3% des adultes agés entre 20 à 39 ans ont

été diagnostiqués comme hypertendu contre 23% pour les 40 à 59 ans. Ce chiffre grimpe à 47% pour les 60 à 69 ans et 70% chez les 70 à 79 ans. Parmi les principaux facteurs de risque liés à l’hypertension, le surpoids à lui seul est responsable de près de 50% de l’augmentation du risque d’hypertension chez les hommes et chez les femmes. Une alimentation déficiente et le manque d’activité physique représentent, quant à eux, une augmentation du risque de 16% et 20%, respectivement. Enfin, la présence simultanée de plusieurs facteurs de risque augmentent considérablement le risque de faire de l’hypertension, allant de 22% pour la présence de deux facteurs de risque jusqu’à 39% pour quatre facteurs de risque.

Si elle demeure non-contrôlée, l’hypertension constitue un facteur de risque majeur pouvant mener au développement de maladies cardiovasculaires telles que l’insuffisance cardiaque, l’in-farctus du myocarde ou encore les accidents vasculaires cérébraux. Dans le panorama mondial de l’hypertension publié à l’occasion de la journée mondiale de la santé en 2013 [5], l’Organi-sation Mondiale de la Santé (OMS) révélaient que 55% des décès dans le monde en 2008 qui sont attribuables aux maladies cardio-vasculaires découlaient directement des complications de l’hypertension. L’organisme conclut que la prévention des maladies cardiovasculaires passe par une promotion des saines habitudes de vie ainsi qu’à une stratégie efficace de dépistage de l’hypertension afin de limiter les facteurs de risque des maladies cardiovasculaires. Ce dépistage de l’hypertension s’appuie conséquemment sur un suivi régulier de la tension artérielle. Or, même lorsque mesurée par un professionnel de la santé, par exemple lors d’un bilan de santé annuel chez le médecin, cette mesure ponctuelle peut ne pas refléter la véritable condition du patient [6]. Il existe effectivement des cas d’hypertensions masquées (HTM) où les mesures de tension artérielle paraissent normales alors que le patient est de nature hypertensif. Il existe également le syndrome du « sarrau blanc » où la tension artérielle du patient est élevée uniquement lors de la visite chez le médecin. Avant d’établir un diagnostic d’hypertension, le médecin peut avoir recours à une mesure automatisée en clinique (automated office blood pressure measurement) où le patient est isolé dans une pièce et un appareil prend une série de mesures pour en extraire la moyenne en tout en écartant la première et la dernière mesure. Ce recours n’est cependant pas toujours possible à réaliser en pratique à cause de manques de ressources (locaux, personnels, temps, etc.). Le médecin peut également prescrire l’utilisation d’un moniteur ambulatoire de la pression artérielle (MAPA) qui consiste en un appareil qui prend des mesures à intervalles réguliers sur une période d’au moins 24 heures. Des études récentes [7–9] tendent par ailleurs à favoriser la surveillance ambulatoire car elle permet de détecter plus efficacement l’hypertension en fournissant un portrait global de la tension artérielle du patient tout en lui permettant de vaquer à ses occupations normales quotidiennes. Une tension artérielle élevée soutenue sur une période de 24 heures ainsi que des valeurs élevées durant la nuit sont également associées à une augmentation significative des risques de complications cardiovasculaires [10].

la plus utilisée dans le cadre du dépistage de l’hypertension. Il s’agit en effet de la méthode employée par la majorité des moniteurs de tension artérielle disponible sur le marché [11]. Ces appareils mesurent le signal oscillométrique et s’appuient sur des algorithmes fermés et propriétaires afin de produire l’estimation de la tension artérielle systolique et diastolique du patient. Le signal oscillométrique brut ne peut donc pas être extrait de ces appareils dans le but de procéder à une évaluation qualitatives des nombreux algorithmes présents dans la littérature.

1.1

Objectifs

L’objectif principal de ce travail de recherche consiste à concevoir un appareil de mesure oscil-lométrique de la tension artérielle dont les caractéristiques le rendent propice à une utilisation dans un contexte ambulatoire. Pour ce faire, cela passe par la réalisation de quatre éléments essentiels, soit le circuit imprimé, le logiciel embarqué, le boîtier de transport ainsi que l’inter-face de contrôle. Chacun de ces éléments possèdent ses propres sous-objectifs qui, lorsque mis en commun, permettent de réaliser l’objectif principal. Ces sous-objectifs sont organisés sous la forme du diagramme et est illustré à la figure 1.1.

Moniteur ambulatoire de la pression artérielle

Concevoir le circuit

imprimé Concevoir le logicielembarqué Concevoir le boîtier

Conditionner le signal oscillométrique Échantillonner le signal oscillométrique Transmettre les données sans-fil Permettre la recharge de la batterie Minimiser les dimensions Maximiser l'utilisation de l'espace Mesurer la pression dans le brassard Monitorer l'état de charge de la batterie Permettre le contrôle des actuateurs Contrôler les actuateurs Dégonfler le brassard à taux constant Minimiser la consommation d'énergie Assurer la transmission des données Convertir les signaux

électriques en grandeurs physiques Faciliter l'assemblage et l'entretient Permettre le contrôle de l'appareil à distance

Prévoir une interface de contrôle

Afficher les données en temps réel Permettre la sauvegarde et l'identification des données Contrôler l'appareil

Afficher l'état de charge de la batterie de

l'appareil

Évaluer les algorithmes d'estimation de la TA Sélectionner les algorithmes Réaliser les implémentations des algorithmes retenus Valider le fonctionnement des implémentations

Tester les algorithmes sur les données

récoltées Effectuer une collecte

de données expérimentales

Figure 1.1 – Diagramme des objectifs du travail de recherche

Grâce à la station de base et son interface de contrôle, les données sont sauvegardées en vue de constituer un jeu de données dans le but de valider le fonctionnement de l’appareil en

utilisant ces données sur plusieurs algorithmes qui produiront une estimation de la tension artérielle systolique et diastolique. Il sera, par le fait même, possible d’évaluer qualitativement ces algorithmes, notamment au niveau de la précision par rapport à un appareil de référence et de l’impact de la complexité algorithmique sur le confort du patient.

Les requis établis pour ce projet de recherche sont présentés dans le tableau1.1sous la forme d’un cahier de charges.

Table 1.1 – Critères du cahier de charges de l’appareil de mesure

Critère Spécification

Méthode de mesure Oscillométrique

Plage de mesure de pression 0 à 250 mmHg

Méthode de dégonflement du brassard Linéaire

Durée maximale d’une mesure Inférieure à 90 secondes @ 180 mmHg

Dimensions Minimale (prioriser la hauteur)

Autonomie Supérieure à 24 heures

Mode de transmission des données Sans-fil Mode de recharge de la batterie Interne à l’appareil

1.2

Contributions du mémoire

Ce projet présente un moniteur ambulatoire de la tension artérielle capable de mesurer et de transmettre par un lien sans-fil le signal oscillométrique brut à une station de base. Cette particularité permet l’établissement de bases de données de signaux oscillométriques bruts qui étaient jusqu’alors inexistantes. Combinée à la « vérité terrain » (ground truth), à savoir une mesure provenant d’une source réputée fiable et véridique, cela ouvre la voie à l’exploration d’algorithmes d’estimation de tension systolique et diastolique plus sophistiqués et permet par le fait même de les évaluer qualitativement entre eux.

Le travail de ce mémoire a fait l’objet de deux publications scientifiques où l’auteur de ce mémoire est inscrit en tant que premier auteur :

– N. Juteau, P. Robitaille, and B. Gosselin, “Unobstrusive and wireless electronic oscillometric sphygmomanometer for ambulatory blood pressure monitoring”, the IEEE Life Sciences Conference (LSC), October 28-30, Montreal, Canada, 2018, (To be published).

– N. Juteau and B. Gosselin, “Wearable wireless-enabled oscillometric sphygmomanometer : a flexible ambulatory tool for blood pressure estimation”, in IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems, (To be published).

1.3

Méthodologie et structure de la méthode

Afin de réaliser les objectifs mentionnés ci-haut, les travaux à accomplir ont été répartis dans un calendrier de travail comportant plusieurs jalons successifs. Pour chaque jalon, la métho-dologie employée est brièvement décrite. Tout au long de ce calendrier, un journal manuscrit et électronique est tenu et les informations pertinentes y sont consignées afin de faciliter la rédaction du mémoire ou de futurs articles scientifiques.

1. Revue de littérature et travaux préliminaires (Été 2018)

Présentée au chapitre 2, la revue de littérature a permis d’identifier les différentes tech-niques de mesure de la tension artérielle et leurs problématiques associées. Une revue des appareils commerciaux disponibles sur le marché a également été effectuée dans l’optique d’identifier leurs caractéristiques, leurs forces et leurs faiblesses. Un cahier de charges et un schéma-bloc du prototype sont rédigés en vue de réaliser une preuve de concept constituée par une première itération (révision A) du prototype de l’appareil. Les schémas électroniques sont conçus à l’aide du logiciel de conception assistée par ordinateur Altium Designer et le code du microcontrôleur est développé dans l’outil de développement Atmel Studio. Les circuits électroniques sont assemblés et testés avec le code embarqué et des résultats préliminaires sont obtenus.

2. Programmation d’une interface utilisateur et implémentation des algorithmes d’estimation de la tension systolique et diastolique (Automne 2018)

Les algorithmes sélectionnés lors de la revue de littérature sont implémentés dans l’en-vironnement MATLAB : l’algorithme de l’amplitude maximale [12,13], l’algorithme de la pente maximale [11] ainsi que l’algorithme basé sur un modèle physiologique proposé par Babbs [14]. Une interface utilisateur (GUI) est également développée afin d’être en mesure de contrôler le prototype à distance ainsi que de recevoir, d’afficher et d’enregis-trer les signaux oscillométriques bruts. L’interface est développée en langage C# dans l’environnement de développement Microsoft Visual Studio.

3. Réalisation de la révision B du prototype (Hiver 2019 et Été 2019)

Des modifications sont apportées afin d’adresser les problèmes identifiés lors des tests de la première révision. La sélection des actuateurs et des composants électroniques sont choisis de sorte d’optimiser l’espace et la consommation d’énergie sans pour autant en sacrifier la performance. Le microcontrôleur est remplacé par un nRF52832 de Nordic Semiconductors et le code embarqué est totalement réécrit dans l’environnement de développement Segger Embedded Studio et testé sur le kit de développement nRF52832-DK. Les schémas électroniques sont mis-à-jour et le circuit imprimé de la révision B est conçu, produit, assemblé et testé.

4. Récolte de données et évaluations des algorithmes d’estimation de la tension systolique et diastolique (Automne 2019)

360 et est imprimé en 3D. Ensuite, les documents sont préparés en vue d’obtenir l’ap-probation du comité d’éthique de la recherche avec des êtres humains de l’Université Laval (CÉRUL). Suite à l’approbation du CÉRUL (numéro d’approbation 2019-239 / 10-09-2019), les données sont récoltées puis utilisées lors de l’exécution des algorithmes d’estimation de la tension systolique et diastolique. Ces derniers sont enfin évaluer sur des critères comme la précision par rapport à un appareil de référence, la complexité algorithmique et son impact sur le confort du patient.

Ce mémoire est réparti en 4 chapitres où chacun constitue la suite logique de la méthodologie présentée précédemment.

Le 2e _{chapitre présente l’état de l’art sur le sujet de la tension artérielle ainsi que la revue} de la littérature en ce qui à trait aux techniques de mesure. Ce chapitre introduit brièvement le système cardiovasculaire et présente les diverses composantes qui constituent la pression artérielle. Les techniques de mesures de la tension artérielle sont ensuite détaillées avec un accent particulier sur la méthode de mesure par oscillométrie. Enfin, les enjeux de la pression artérielle sur la santé ainsi que les problématiques et les défis qui y sont associés sont présentés. Le chapitre 3 présente l’article soumis en 2018 pour la Life Sciences Conference de l’IEEE 2018 à Montréal. D’un format de deux pages, l’article introduit la révision A du prototype de mesure de la tension artérielle et découle de la revue de l’état de l’art et des recherches préliminaires. Cette première itération n’emploie qu’un seul algorithme d’estimation de la TA et est encore trop volumineux pour être utilisé dans un contexte ambulatoire. Il constitue néanmoins une preuve de concept et une excellente base pour la suite de la réalisation des objectifs de recherche.

Le chapitre 4 et son contenu a été rédigé dans le cadre d’un projet du cours pour étudiants gradués GEL-7012 - Traitement numérique du signal et, conséquemment, n’a pas fait l’objet d’une publication scientifique. Rédigé originalement sous le format d’article IEEE deux co-lonnes, ce chapitre décrit les fondements mathématiques de la transformée de Taylor-Fourier et son application dans le domaine du traitement des signaux de nature oscillatoire. Il est entre autre démontré, de par ses propriétés et caractéristiques, comment la transformée de Taylor-Fourier se démarque de la transformée de Fourier classique dans un contexte d’analyse spectrale, plus particulièrement par rapport à la fréquence fondamentale et les harmoniques du signal oscillométrique. Ce chapitre s’achève par une démonstration d’analyse spectrale em-ployant la transformée de Taylor-Fourier sur la fréquence fondamentale (en l’occurrence, le rythme cardiaque) d’un signal oscillométrique provenant d’une prise de mesure de tension artérielle afin d’en extraire un indice vraisemblable et quantifiable de la déviation du rythme cardiaque dans le temps. Il est à noter que l’outil mathématique présenté dans ce chapitre n’a pas été concrètement utilisé sur les données récoltées tout au long de cet ouvrage puisque l’analyse de la déviation du rythme cardiaque sort largement du contexte et des objectifs de

ce travail de recherche, à savoir, l’évaluation des performances des algorithmes d’estimation de la tension artérielle.

Le chapitre 5 présente l’article scientifique rédigé en fin d’études graduées et vise à la dis-sémination des résultats récoltés tout au long de la réalisation de cet ouvrage de recherche. L’article présente en détail la conception de la deuxième itération du prototype, lequel adresse les lacunes observées dans la première itération du prototype. En effet, les dimensions réduites de 36% en hauteur et près de 50% en volume par rapport à la révision A rendent possible l’uti-lisation de la révision B dans un contexte ambulatoire. L’appareil n’est également plus limité a un seul algorithme d’estimation de la tension systolique et diastolique puisque les données brutes sont envoyées par un lien sans-fil à une station de base où elles sont enregistrées et traitées. Le prototype proposé a été utilisé dans le cadre d’une collecte de données sur des sujets humains et les résultats en ce qui à trait aux performances du prototype ainsi que les algorithmes d’estimation de la TA y sont présentés. Cet article fait actuellement l’objet d’une publication dans le journal IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems.

Chapitre 2

Revue de littérature

2.1

Le système cardiovasculaire et la tension artérielle

VD VG OG Poumons Organes & muscles OD Coeur Circulation pulmonaire Circulation _systémique Aorte Cave Capillaires

Figure 2.1 – Représentation simpli-fiée du système cardiovasculaire Le système cardiovasculaire est définit comme le

sys-tème responsable de l’irrigation des tissus et organes en sang riche en oxygène. Il est composé du cœur, des poumons et d’un réseau complexe d’artères, chargées d’assurer l’apport en oxygène partout dans le corps, et de veines, chargées de rappatrier le sang désoxygéné aux poumons. Ce cycle vasculaire est répété à chaque contraction du cœur, et ce, pour la vie entière d’un in-dividu. Une représentation simplifiée du système car-diovasculaire est illustrée à la figure 2.1.

La pression artérielle est, quant à elle, définie par la pression exercée par le sang sur les parois des artères. Lorsque le cœur se contracte (phase systolique), le vo-lume de sang accumulé dans le ventricule gauche (ou volume systolique) est éjecté dans l’aorte grâce à la contraction du myocarde et de l’ouverture de la val-vule aortique. Au même moment, la valval-vule pulmo-naire s’ouvre également afin de permettre un nouvel apport en oxygène du sang accumulé dans le ventri-cule droit via les poumons. Vient ensuite la phase de relaxation et de remplissage (phase diastolique) où le myocarde se relâche et les valvules mitrale et tricuspide

s’ouvrent afin de remplir respectivement les ventricules gauche et droit par le sang fraîchement enrichi en oxygène et le sang désoxygéné provenant du reste du corps via la veine cave.

Volume

systolique

cardiaque

Rythme

Débit

cardiaque

Résistance

vasculaire

systémique

Pression

artérielle

moyenne

Pression

pulsée

Pression

artérielle

Fronts

réfléchis

Interaction

coeur-aorte

Front

avant

Figure 2.2 – Composants de la tension artérielle

Le rythme cardiaque est représenté par la fréquence à laquelle le myocarde se contracte et s’ex-prime en battement par minutes. Lorsque combiné au rythme cardiaque, le volume systolique (stroke volume) produit le débit cardiaque (cardiac output) exprimé en litres par minutes. Or, lorsque le sang circule de l’aorte, en passant par les artérioles jusqu’aux capillaires, ce dernier rencontre une certaine résistance causée par la diminution progressive du diamètre des vaisseaux sanguins. Il s’agit de la résistance vasculaire systémique et donne lieu à la pression artérielle moyenne (mean arterial pressure ou MAP).

Ces éléments pris indivuellement ne sont toutefois pas suffisant en eux-mêmes pour caractéri-ser complètement la pression artérielle. En effet, il convient également de tenir compte de la propriété viscoélastique des gros vaisseaux sanguins laquelle contribue grandement à la pres-sion artérielle. Par l’étude de la dynamique du sang (hémodynamique), il est effectivement connu que seulement une partie du volume systolique est transmis par l’aorte lors de la phase systolique [15]. Cela provient de l’élasticité de l’aorte qui agit en quelque sorte comme un tam-pon qui, en se dilatant, emmagasine une partie du volume systolique sous la forme d’énergie potentielle. Lors de la phase diastolique, l’aorte retourne naturellement à son état basal et l’énergie potentielle accumulée est relâchée sous forme d’énergie cinétique, propulsant ainsi le reste du volume systolique. Grâce à cette propriété viscoélastique, cela permet de transformer une circulation sanguine qui serait strictement intermitente (du point de vue du coeur) à une circulation continue (du point de vue des tissus et des organes).

Pression

pulsée

Pression

artérielle

moyenne

Figure 2.3 – Effets des composants de la tension artérielle sur la forme d’onde artérielle périphérique. Les lignes en tirets et en pointillées représentent l’interaction coeur-aorte et forme le front avant (en bleu). La ligne en rouge représente le front réfléchi. L’amalgame de ces composants forment la pression pulsée (en gras) qui, additionnée à la pression artérielle moyenne (en jaune foncée) forme l’onde artérielle périphérique typique.

Cette interaction coeur-aorte produit ce qu’on appelle le front avant (forward wave). Il existe cependant de nombreux sites dans le système cardiovasculaire où des réflexions du front avant se produisent (bifurcations artérielles, plaques d’artérosclérose ou la terminaison des artério-les/capillaires) et donnent lieues à des fronts réfléchis (reflected waves). Combinés, ces fronts forment la pression pulsée (pulse pressure) définie comme étant la différence entre la pression systolique et la pression diastolique.

L’ensemble de tous ces composants, dont un résumé est présenté à la figure 2.2, contribuent à la tension artérielle communément représentée par l’onde artérielle périphérique illustrée à la figure 2.3.

2.2

Techniques de mesure de la pression artérielle

Stephen Hales fut le premier à mesurer directement la tension artérielle en 1733 [16] en insérant dans l’artère fémorale d’un cheval préalablement ligaturée un tube en laiton connecté à une colonne en verre placée à la verticale. Après le retrait de la ligature, le sang était poussé dans la colonne en verre jusqu’à 9 pieds en hauteur et il remarqua le synchronisme entre les fluctuations de la hauteur du sang dans la colonne et les battements du cœur. Cette méthode, appelée cathéterisation, constitue la référence étalon car elle mesure directement de la pression du sang dans l’artère. Bien qu’elle soit toujours utilisée aujourd’hui, elle a été considérablement améliorée afin de rencontrer les exigences médicales les plus strictes. La méthode n’a toutefois pas beaucoup changée et est sommairement illustrée à la figure 2.4 : un catheter est inséré

(a) Cathéter médical (b) Méthode - mesure de la tension artérielle par cathéterisation Figure 2.4 – Mesure de la tension artérielle par cathéterisation

directement dans l’artère et est relié à un tube non-compressible rempli par une solution saline. La circulation du sang dans l’artère pousse naturellement la solution saline provoquant par le fait même un gradient de pression qui est mesuré par un transducteur de pression. Ce dernier émet un signal électrique dont l’amplitude est proportionnelle à la pression mesurée, lequel est ensuite conditionné et affiché en temps réel sur un moniteur.

Bien que cette méthode soit très précise, elle reste néanmoins très invasive et est utilisée dans certaines circonstances exceptionnelles, par exemple lors de chirurgies où il est impératif de détecter des changements aigus ou graves de la tension artérielle ou encore lorsqu’il n’est pas possible de mesurer la tension artérielle par des moyens indirects chez les patients atteint d’obésité ou les patients qui souffrent de graves brûlures.

Il va sans dire que cette méthode comporte son lot de complications potentielles, même lorsque effectuée par une personne qualifiée et expérimentée, comme les risques d’hémorragies ou d’infections. Pour toutes ces raisons, cette méthode est uniquement employée dans un contexte hospitalier.

2.2.2 Par auscultation

L’estimation par auscultation est, sans contredit, la méthode qui fût la plus utilisée avant l’avènement des appareils électroniques modernes qui permirent d’automatiser l’estimation de la tension artérielle. Cette méthode est le fruit de nombreux travaux menés par de grands esprits au fil du temps. Tout d’abord, Scipione Riva-Rocci, l’inventeur du brassard occlusif, découvrit qu’il est possible d’estimer la tension systolique en bloquant progressivement la cir-culation du sang dans le bras jusqu’à la disparition de la pulsation cardiaque en palpant le poignet [17]. Ce n’est que plus tard que les travaux de Nikolai Korotkoff ont rendu possible l’estimation de la tension diastolique en écoutant le son que produisait le sang lorsqu’il se mettait à circuler à nouveau dans l’artère brachiale suite au dégonflement du brassard. Il

Brassard Pulsations Pression [mmHg] 140 120 100 80 60 Systolique Diastolique Temps Sons de _Korotkoff

Phase I Phase II Phase III Phase IV Phase V

Figure 2.5 – Les différentes phases des bruits de Korotkoff. Phase I : faible son de battements nets dont l’intensité augmente graduellement. Le premier battement net entendu correspond à la pression systolique ; Phase II : les bruits sont semblables à un sifflement aigu attribuable à l’écoulement turbulent du sang dans l’artère ; Phase III : les bruits de battements sont clairs et de forte intensité, généralement de courte durée ; Phase IV : les sons deviennent étouffés et plus doux, l’écoulement turbulent diminue ; Phase V : les bruits sont complètement disparus. Le dernier bruit entendu correspond à la pression diastolique. L’écoulement laminaire du sang est rétabli dans l’artère.

détermina une série de quatre bruits distinctifs (figure 2.5) qu’il était possible de discerner à l’aide d’un stétoscope placé à la jonction intérieure du bras et de l’avant-bras. Selon lui, le premier et quatrième bruit correspondait à la tension systolique et diastolique, respective-ment. Un cinquième bruit a été éventuellement introduit et c’est généralement ce dernier qui sera utilisé pour estimer la diastolique, sauf si des bruits sont toujours entendus une fois le brassard dégonflé, auquel cas le quatrième bruit devrait être utilisé [18]. Il en va de même pour l’estimation de la diastolique chez les enfants, chez l’adulte après s’être entraîné et chez les patients souffrant d’hyperthyroïdie ou d’insuffisance aortique [19].

Bien qu’elle soit encore utilisée aujourd’hui, elle est de plus en plus abandonnée au profit de techniques qui ne dépendent pas de l’expérience et de l’interprétation de l’observateur. Même lorsqu’effectuée par un observateur expérimenté, la méthode par auscultation peut sur-estimer la systolique et sous-estimer la diastolique [20,1].

2.2.3 Par tonométrie

La tonométrie par aplanation est une technique de mesure continue et non-invasive de la tension artérielle qui implique l’emploi d’un tonomètre, un appareil muni d’un capteur de pression que l’on appuie sur la peau de sorte d’aplanir une artère contre une structure rigide afin d’y mesurer la pression à l’intérieur de celle-ci.

= Pe Pi Applanation Pe Capteur de pression Pi P_i Épiderme Artère Os Tissus Tonomètre ? Non-calibré Pe !

Figure 2.6 – Fonctionnement de la tonométrie par aplanation. Le tonomètre exerce une pression Pece qui a pour conséquence d’aplanir l’artère contre la structure osseuse sous-jacente. De par la loi de pression de Laplace, la pression exercée Pe est alors égale à la pression interne Pi et les variations de pression dans l’artère sont captées par le transducteur de pression. Laplace qui dicte que la pression transmurale Pt, qui est la différence entre la pression interne et la pression externe d’un cylindre, est proportionnelle au coefficient de tension superficielle (γ) et inversement proportionnelle au rayon du cylindre (R) [21].

Puisque l’artère (le cylindre) est aplanie par une pression Pe, cela a pour effet de faire tendre le rayon du cylindre à l’infini. Dans cette condition bien précise, la pression externe Pe est alors égale à la pression interne Pi, ou plus formellement :

Pt= Pi− Pe= γ R

R→∞

=⇒ Pi = Pe (2.1)

Conséquemment, les variations de pression dans l’artère sont réfléchies sur la pression externe et peuvent donc être captées par un transducteur de pression. Le signal du transducteur de pression est ensuite traité par le tonomètre et affiché en temps réel sur un moniteur.

Pour obtenir de bons résultats, il est essentiel que l’aplanation de l’artère s’effectue sur des surfaces rigides présentant peu de déformation. Pour cette raison, l’artère radiale est géné-ralement choisie comme site de prédilection à cause de sa proximité avec l’os radius. Bien que l’artère carotide peut également être utilisée [22], le signal acquis par le tonomètre risque d’être affecté par des artéfacts produits par la respiration du patient [21].

La pression sur le tonomètre est généralement exercée de façon manuelle par du personnel formé en la matière. Il existe également certains appareils spécialisés qui permettent d’appli-quer la pression sur le tonomètre de façon entièrement automatisée en employant des servo-moteurs et une boucle de rétroaction. Dans tous les cas, la pression idéale à exercer sur le tonomètre est obtenue lorsque l’amplitude des pulsations captées par le tonomètre sont ap-préciables et relativement uniformes de pulsations en pulsations.

La pression captée et affichée par le tonomètre est relative, c’est à dire que la pression varie autour d’une valeur de référence inconnue. Par conséquent, le tonomètre doit impérativement être calibré à l’aide d’un appareil de référence, généralement un moniteur de tension

arté-rielle qui utilise la méthode oscillométrique . La calibration consiste alors à fixer les valeurs d’amplitude maximale et minimale des pulsations par les valeurs de tensions systoliques et diastoliques fournies par l’appareil de référence. Les résultats ainsi obtenus par tonométrie par aplanation sont alors comparables à ceux obtenus par cathétérisation [23].

L’avantage indéniable de la tonométrie par aplanation est que cette technique non-invasive permet non seulement d’obtenir les valeurs de tensions systolique et diastolique mais permet également d’obtenir la forme d’onde artérielle de façon continue, qui était jusqu’alors possible seulement en utilisant la cathétérisation. Elle peut être alors utilisée dans des circonstances spécifiques comme en cardiologie où il est nécessaire d’obtenir la tension artérielle centrale (aortique) en appliquant une fonction de transfert généralisée [24,25] au signal fourni par le tonomètre. Enfin, la tonométrie par aplanation est aussi utilisée dans des circonstances où il existe aucune autre méthode envisageable, par exemple en ophtalmologie et la mesure de la pression intra-occulaire [26].

2.2.4 Par oscillométrie

Les découvertes de Riva-Rocci et de Korotkoff ont littéralement pavé la voie au développement de la technique oscillométrique qui consiste à l’analyse des caractéristiques des oscillations que provoque la circulation du sang dans l’artère brachiale sur la pression dans le brassard. De nombreux travaux dédiés à l’étude de la technique oscillométrique ont permis une meilleure compréhension des caractéristiques du signal oscillométrique en lien avec l’hémodynamie, ce qui permis de découvrir des moyens d’arriver à une estimation plus ou moins précise de la tension systolique et diastolique à partir d’un signal oscillométrique brut dont un exemple est illustré à la figure 2.7.

Afin d’obtenir le signal oscillométrique, la circulation du sang sera temporairement interrom-pue en utilisant un brassard occlusif installé au bras que l’on gonflera d’air grâce à une pompe activée électroniquement ou manuellement à l’aide d’une poire. La pression dans le brassard est mesurée de façon continue par un transducteur de pression qui transforme le mesurande en un signal électrique. Le brassard est gonflé de telle sorte que la pression à l’intérieur du brassard excède celle de la pression systolique. Le brassard est ensuite dégonflé lentement afin de rétablir progressivement la circulation du sang dans l’artère. Le rétablissement de la circu-lation du sang provoque des oscilcircu-lations de très faible amplitude et sont perceptibles dans le signal électrique fourni par le transducteur de pression. Ces oscillations sont caractérisées par une amplitude qui croît en fonction de la diminution de la pression dans le brassard avant d’at-teindre un maximum. À ce moment précis, la pression dans le brassard représente la pression artérielle moyenne (mean arterial pressure ou MAP). Ensuite, l’amplitude des oscillations di-minue progressivement jusqu’à disparaître complètement et indique que la circulation du sang dans l’artère est complètement rétablie.

Figure 2.7 – Exemple d’un signal oscillométrique brut. La courbe en orange (signal DC) correspond à la pression dans le brassard relative à la pression atmosphérique. Le signal en bleu (signal AC) représente le signal oscillométrique d’intérêt et est obtenu à partir du signal DC en effectuant diverses opérations de traitement de signal.

Pour obtenir un signal similaire à la courbe bleue de la figure 2.7, diverses opérations de traitement de signal doivent être effectuées. Généralement, un filtre passe-bande est appliqué au signal DC afin de conserver uniquement la composante oscillatoire du signal mais des mé-thodes comme le detrending ou le baseline subtraction peuvent également être utilisées. Les fréquences de coupures utilisées et la topologie de filtres employée varient selon la chaîne d’ac-quisition et du procédé mais, au strict minimum, le filtre devrait être en mesure de couper la composante continue (DC) du signal et de conserver la première harmonique correspondante à une fréquence cardiaque élevée. Le filtre devrait également présenter un gain relativement uniforme dans la plage de fréquences d’intérêt, soit la fréquence cardiaque normale de l’être humain. La présence d’un gain non-uniforme dans la plage d’intérêt risque la saturation du signal aux fréquences où le gain est plus élevé. À l’inverse, le rapport signal à bruit (SNR) des signaux aux fréquences où le gain est plus faible s’en trouve diminué. Le filtre doit égale-ment faire en sorte de limiter le déphasage entre la sortie et l’entrée du filtre dans la plage de fréquences d’intérêt [27]. En effet, puisqu’une corrélation temporelle entre le signal DC et AC est effectuée pour produire l’estimation de la tension systolique et diastolique, un déphasage en fréquence signifie un décalage temporel, ce qui se traduit ultimement par une erreur d’esti-mation. Enfin, compte tenu de la faible amplitude des oscillations d’intérêt, le signal filtré est aussi amplifié par un gain dont la valeur est choisie de telle sorte que la plage dynamique du signal est maximisée selon les caractéristiques du convertisseur analogique-numérique utilisé. Ultimement, un algorithme est exécuté sur le signal oscillométrique échantillonné afin d’en extraire les estimations de la tension systolique et diastolique.

Algorithmes d’estimation de la pression systolique et diastolique

Les algorithmes employés par les moniteurs de tension artérielle commerciaux ne sont pas divulgués par les fabricants pour des raisons commerciales évidentes. Il est toutefois géné-ralement admis que ces appareils utilisent l’algorithme de l’amplitude maximale (maximum amplitude algorithm) [28] et son fonctionnement est illustré à la figure2.8. L’algorithme utilise soit un critère d’amplitude ou de pente sur l’enveloppe du signal afin de produire les estima-tions de la systolique et de la diastolique. Dans le cas du critère d’amplitude, la systolique et la diastolique correspondent à des ratios de la pression artérielle moyenne (MAP) normalisée à une valeur de 1. Ces ratios sont souvent déterminés de façon empirique, en réalisant des tests sur une large cohorte de population afin d’obtenir des résultats statistiquement significatifs. Dans une approche plus scientifique, certains ouvrages ont portés strictement sur l’établisse-ment des valeurs exactes de ces ratios. Geddes et al. [12] rapporte des ratios caractéristiques allant de 0,45 à 0,57 pour la systolique et de 0,69 à 0,89 pour la diastolique dans une étude menée sur des sujets humains. Drzewiecki et al. [13] rapporta plutôt des valeurs de 0,593 pour la systolique et de 0,717 pour la diastolique et ce en s’appuyant sur un modèle physiologique qui tiens compte des principes hémodynamiques et des caractéristiques du brassard, notam-ment la taille de celui-ci. D’autres études basées sur des modèles mathématiques suggèrent également que l’altération des propriétés viscoélastiques des artères ainsi que l’amplitude de la pression pulsée influencent la forme d’onde oscillométrique [29, 14, 30–33] et, par consé-quent, impliquent un ajustement des ratios caractéristiques. Pour ces raisons, les appareils

Figure 2.8 – Algorithme de l’amplitude maximale. Critère d’amplitude (en bleu) : les mar-queurs correspondent aux ratios systolique (à gauche du MAP) et diastolique (à droite du MAP) ; Critère de la pente (en orange) : les marqueurs correspondent à la pente minimale et maximale de l’enveloppe du signal en bleu. La tension systolique et diastolique sont définies comme les valeurs des abscisses correspondantes aux valeurs des ordonnées symbolisées par les marqueurs.

commerciaux utilisent généralement plusieurs couples de ratios caractéristiques en fonction de la pression artérielle moyenne, de la circonférence du bras ainsi que du rythme cardiaque [34]. Une variante de l’algorithme de l’amplitude maximale consiste à utiliser le critère de la pente maximale afin d’estimer la systolique et la diastolique en utilisant la dérivée de l’enveloppe du signal plutôt que son amplitude. La tension systolique et diastolique correspondent alors aux points où la pente de l’enveloppe est maximale et minimale [11], respectivement. L’utilisation du critère de la pente présente un avantage considérable car elle permet de s’affranchir des ratios caractéristiques nécessaires lorsque le critère d’amplitude est utilisé. Il est effectivement possible d’observer à la figure 2.8 un certain accord entre le critère de la pente et le critère d’amplitude en utilisant les ratios caractéristiques proposés par Drzewiecki et al. [13]. Tou-tefois, de par la nature même de l’opération de la dérivée, cette approche est grandement susceptible au bruit de mesure et aux artéfacts.

Bien que les travaux cités jusqu’à présent restent strictement dans le domaine temporel, cer-tains travaux utilisent également le domaine fréquentiel afin de raisonner le signal oscillomé-trique. Van Moer et al. [28] proposa une méthode de linéarisation qui simplifie le calcul de l’enveloppe du signal en éliminant les non-linéarités induites dans le signal qui sont le pro-duits de l’intermodulation de différents facteurs (effets biomécaniques, traitements du signal de l’appareil de mesure, opérations des actuateurs). En émettant l’hypothèse que le signal os-cillométrique peut être réduit à un simple signal modulé en amplitude, conserver uniquement le premier harmonique permet ainsi d’obtenir une enveloppe beaucoup plus lisse que par des méthodes comme l’interpolation linéaire ou l’interpolation spline, ce qui permet d’éviter de tomber sur des minimums locaux lors de la recherche du ratio systolique et diastolique par l’algorithme de l’amplitude maximale qui utilise le critère d’amplitude. Les travaux de Van Moer et al. [28] ont été également repris par De La O Serna [35] mais, sans dévier de la mé-thode originale, utilise plutôt le critère de la pente pour déterminer la tension systolique et diastolique. Enfin, Yoon et al. [36] proposent une nouvelle méthode basée strictement sur une analyse dans le domaine fréquentiel. En utilisant un modèle pression-volume de l’artère, une forme d’onde oscillométrique est générée en ajoutant la dimension de l’effet de la compression du brassard dans le modèle. Une analyse fréquentielle par une transformée de Fourier rapide (fast Fourier transform (FFT)) révéla des changements abrupts de la phase du signal et de ses harmoniques précisément aux points correspondant à la tension systolique et diastolique. Cependant, les résultats présentés ont été obtenus par simulation seulement et la véracité de cette méthode n’a pas été démontrée jusqu’à présent sur de véritables sujets.

Une autre catégorie d’algorithmes d’estimation de la tension systolique et diastolique inclus ceux qui sont entièrement basés sur la régression de modèles mathématiques et de méthodes numériques (figure2.9). Bien que les algorithmes introduits précédemment s’appuient aussi sur des modèles, la différence avec cette catégorie d’algorithmes est qu’ils utilisent directement le modèle conjointement avec le signal oscillométrique. Les valeurs de la systolique et diastolique

Itérations des paramètres jusqu'à la minimisation de l'erreur

Figure 2.9 – Méthode des algorithmes basés sur des modèles mathématiques. L’algorithme itère sur les valeurs possibles que peuvent prendre les paramètres inclus dans le modèle. Les paramètres optimaux sont ainsi obtenus lorsque l’erreur résultante (en gris) entre le signal mesuré (en orange) et la sortie du modèle (en noir) est minimisée.

sont alors obtenues lorsque le signal mesuré et la courbe générée par le modèle présente la plus grande similitude. Autrement dit, les valeurs sont obtenues lorsque l’erreur entre la courbe générée par le modèle et le signal mesuré est minimisée. La complexité des modèles proposés varient selon les auteurs et peuvent limiter l’implantation de l’algorithme en pratique dans un appareil disposant d’une puissance de calcul limité. L’algorithme proposé par Babbs [14] s’effectue en deux étapes. La première étape consiste tout d’abord à estimer par régression logarithmique les constantes représentant les propriétés viscoélastiques de l’artère. Une fois ces constantes connues, les valeurs de la tension systolique et diastolique sont obtenues en minimisant l’erreur entre le modèle utilisé et l’enveloppe du signal oscillométrique au sens des moindres carrés. Un autre modèle proposé par Liu et al. [37] s’appuie sur des éléments tirés de la littérature [31] et est justifié par des données expérimentales qui indiquent que l’enveloppe du signal oscillométrique suit une fonction de densité de probabilité cumulative de Fisk (ou loi log-logistique). Les six paramètres inclus dans le modèle ainsi que son extrême complexité causée par sa forte non-linéarité nécessite l’utilisation d’outils numériques avancés comme la programmation quadratique séquentielle ou des solveurs d’ajustement d’équations non-linéaires avec contraintes sur les paramètres.

Enfin, dans une dernière catégorie et non la moindre, figurent les algorithmes inusités comme la morphologie des pulsations [38–40], les réseaux de neurones profonds [41, 42], la logique floue [43], hybrides [44] ou encore l’utilisation de l’intervalle pied-sommet des pulsations du

signal oscillométrique pour déterminer la tension systolique [45].

2.2.5 Par mesure du délai de transit des pulsations (PTT) et autres méthodes R

Site de

mesure #2

Tension

artérielle

absolue

PWV =

_PTT

L

#1

ECG

#2

PPG

Délai de transit des pulsations (PTT)

P Q S T

Site de

mesure #1

Figure 2.10 – Principe de la méthode par mesure du délai de transit des pulsations (PTT). Deux capteurs synchronisés et séparés par une distance connue L mesure la pulsation artérielle de façon simultanée. Le délai de propagation entre le front montant du site #1 au site #2 est déterminé et constitue le délai de transit des pulsations (PTT). Sachant la distance L qui sépare les deux capteurs, la vitesse de transmission de l’onde pulsatile (pulse wave velocity (PWV)) peut ainsi être calculée. L’utilisation d’un modèle PWV-tension artérielle ainsi qu’une calibration à l’aide d’un appareil de référence permet ainsi l’obtention de la tension artérielle absolue. Dans l’exemple montré ici, la pulsation artérielle est mesurée sur le site #1 et #2 par un électrocardiogramme (ECG) et un pléthysmogramme (PPG), respectivement.

Une méthode relativement nouvelle pour estimer la tension artérielle constitue à mesurer le délai de transit des pulsations dans le système vasculaire (pulse transit time ou PTT) (figure 2.10). Pour ce faire, deux capteurs synchronisés sont employés pour mesurer la pulsation artérielle simultanément à deux sites distincts séparés par une certaine distance connue. Un appareil récolte les mesures des deux capteurs, synchronise temporellement les deux signaux et détermine l’intervalle de temps qui sépare les pulsations entre les deux capteurs (le délai de transit des pulsations ou PTT). La connaissance du PTT et de la distance séparant les deux capteurs permet de calculer la vitesse de transmission de l’onde pulsatile (pulse wave velocity (PWV) en anglais) où de nombreux modèles établissent une corrélation entre la variation de la vitesse de transmission de l’onde et la variation de la tension artérielle relative [46–50]. Une

calibration fréquente par un appareil de référence est par conséquent nécessaire afin d’obtenir la tension artérielle absolue et afin de garantir sa précision.

Les types de capteurs employés pour mesurer le PTT et leurs emplacements sont variés. De façon générale, un électrocardiogramme (ECG) est utilisé conjointement avec un capteur qui mesure la pulsation artérielle périphérique. Le PTT est alors l’intervalle entre le complexe R de l’ECG (correspondant à l’ouverture de la valve aortique) et l’arrivée du front de la pulsation périphérique. Pour ce qui est du second capteur, le photopléthysmogramme (PPG) est large-ment utilisé dans la littérature [51–55] pour sa grande disponibilité ainsi que sa commodité d’utilisation, bien que certains auteurs utilisent plutôt la forme d’onde oscillométrique [56] ou encore un phonocardiogramme (PCG) conjointement avec l’ECG et le PPG [57].

Avec l’avènement de l’ère des données massives et de la montée en popularité de l’intelligence artificielle et de l’apprentissage machine, de plus en plus de recherches sont effectuées avec pour objectif d’arriver à obtenir une estimation fiable et précise de la tension systolique et diastolique à partir d’un seul et unique capteur.

Apiwong-ngam et al. [58] ont effectivement démontrés qu’il existe une dépendance linéaire entre l’amplitude minimale et maximale d’un signal de PPG avec la tension systolique et dias-tolique, respectivement. Toutefois, l’erreur significative obtenue comparativement à l’appareil de référence utilisé, le nombre limité de participant sollicités pour récolter les données ainsi que l’absence de considération de l’influence de certains facteurs sur le signal de PPG [59] et leurs impacts potentiels sur les résultats rendent la mise en pratique de cette méthode discutable dans un contexte de dépistage de l’hypertension.

En utilisant une base de données de signes vitaux, Kurylyak et al. [60] ont analysé plus de 1500 pulsations d’un signal PPG où 21 caractéristiques distinctives (features) ont été extraites et, lorsque fournies comme entrées à un réseau de neurones profond, permettaient d’améliorer significativement la précision des résultats comparativement à une simple régression linéaire. Liu et al. [61] introduirent par la suite 14 nouvelles caractéristiques basées sur l’analyse de la dérivée seconde du signal de PPG afin de produire un estimateur de la tension artérielle basé sur la régression par vecteurs de support (support vector regression ou SVR) ce qui permis d’améliorer de 40% la précision des estimations rapportée par la précédente étude. Enfin, Xing et al. [62] ont proposé une méthode qui s’appuie sur un algorithme de forêt aléatoire (random forest algorithm) plutôt que sur une régression par vecteurs de support. Combiné avec le PTT et en introduisant une compensation de la variation de la pression exercée sur le capteur de PPG en utilisant l’indice de masse corporelle (IMC) de l’individu, les auteurs suggèrent que cette méthode présente plus de stabilité en plus d’être moins encline au surapprentissage (overfitting) des données. Il convient de préciser que, même si le titre de l’article publié par Xing et al. [62] suggère que la méthode ne nécessite pas de calibration, les auteurs reconnaissent néanmoins que la calibration par un appareil de référence améliore

significativement la précision des valeurs de la tension systolique et diastolique estimées. Les résultats obtenus sans calibration demeurent toutefois acceptables et rendent son utilisation intéressante dans un contexte de dépistage rapide de l’hypertension.

2.3

Enjeux de la pression artérielle sur la santé

Il existe de nombreux signes vitaux qui témoignent de l’état de santé général d’un individu. Parmi les plus connus, figurent la température corporelle, la fréquence cardiaque ainsi que la fréquence respiratoire et ces derniers constituent d’excellents indicateurs de l’état de santé im-médiat. En effet, presque tout le monde sont en mesure de reconnaître lorsque leur fréquence cardiaque ou respiratoire deviennent anormalement élevées. Il en va de même pour la tempé-rature corporelle qui, lorsqu’au dessus du seuil de 38,5°C indique généralement un problème sous-jacent qui peut s’avérer plus ou moins grave selon les circonstances. Inutile de mentionner que ces signes vitaux peuvent être mesurés en termes de secondes et ne nécessitent pas non plus d’équipements ou de connaissances particulières.

On ne peut malheureusement pas en dire autant pour certains autres vitaux, comme la ten-sion artérielle, puisque celle-ci ne peut être mesurée qu’avec du matériel spécialisé. Aussi, même si certains barèmes définissant une saine tension artérielle existent [63], il n’en demeure pas moins qu’une seule valeur prise ponctuellement et qui dévie de ces barèmes ne signifie pas nécessairement qu’il y a présence de problèmes de santé sous-jacents. En effet, la tension artérielle est non seulement appelée à varier naturellement tout au long du cycle circadien d’un individu mais également influencée par plusieurs facteurs démographiques et environne-mentaux [2] comme l’âge, le sexe, la forme physique, les habitudes alimentaires ainsi que la consommation de produits connus pour avoir un effet sur la tension artérielle (médicaments, alcool, caféine, etc.).

Il n’en demeure pas moins que la tension artérielle est un signe vital dont l’importance est capitale dans le diagnostic de l’hypertension, dont l’effet potentiel et dévastateur sur la santé n’est plus à démontrer. Dans le panorama mondial de l’hypertension publié en 2013 par l’Or-ganisation mondiale de la Santé, des statistiques de 2008 révélaient que 40% des adultes âgés de 25 ans et plus ont reçus un diagnostic d’hypertension. Des 51 millions de décès recensés en 2008 (figure2.11), les maladies cardio-vasculaires à elles seules sont responsables d’environ 17 millions d’entre eux, dont 9.4 millions de décès sont imputables aux complications de l’hy-pertension. À elle seule, l’hypertension est responsable d’approximativement 45% des décès attribuables aux maladies du coeur et 51% des décès par crise cardiaque à l’échelle mondiale. Si elle demeure non contrôlée, l’hypertension peut conduire à une crise cardiaque, à une aug-mentation du volume du cœur et, finalement, à une insuffisance cardiaque. La forte pression exercée sur les parois des vaisseaux sanguins peut aussi provoquer des épanchements de sang dans le cerveau, ce qui peut provoquer un accident vasculaire cérébral [5].

Maladies cardio-vasculaires

33%

55%

Figure 2.11 – Prépondérance des maladies cardio-vasculaires sur la mortalité mondiale an-nuelle. (Source : Organisation mondiale de la Santé, 2008)

2.4

Problématiques et défis associés

Il est généralement admis que la grande majorité des appareils de mesure de la tension artérielle utilisent la méthode oscillométrique. Dans une revue des méthodes de mesures employées par les appareils automatisés de mesure de la tension artérielle (tableau 2.1), la méthode oscillométrique est employée chez près de 87% de la totalité des appareils évalués [11]. Avec la miniaturisation incessante des composants électroniques et des actuateurs électromécaniques, il est devenu de plus en plus facile d’implémenter la méthode oscillométrique dans un appareil électronique dont le rôle est de mesurer le signal oscillométrique brut afin de produire une estimation de la tension systolique et diastolique, et ce, de façon entièrement automatisée. De nombreux standards ont également été développés (AINSI/AAMI, ISO, BHS) et garantissent la précision et la répétabilité des mesures des appareils qu’ils certifient [64].

Table 2.1 – Distribution des méthodes de mesure de la tension artérielle employés par les appareils automatisés

Méthode de mesure Nombre d’appareils Pourcentage

Auscultatoire 44 11 % Oscillométrique 342 86 % Volume - Oscillométrique 2 5 % Déchargement vasculaire 4 10 % PTT 4 10 % Total 396 100 %