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Dispositif non iavasif de mesures
ëlectromyographiques
L'invention concerne l'évaluation non invasive
s du système neuromusculaire des êtres vivants par
électromyographie de surface.
Actuellement, les seuls systèmes
électromyographiques de détection reconnus pour
l'évaluation clinique des pathologies neurologiques
l0 ou neuromusculaires sont de type invasif et sont mis
en oeuvre à l'aide d'aiguilles détectrices qui
pénètrent au sein du muscle étudié. Outre la douleur,
le traumatisme et le risque d'infection qui résultent
de ce type d'intervention, les systèmes invasifs
la présentent l'inconvénient de ne permettre que des
mesures ponctuelles très sélectives, sans possibilité
de réelle évaluation d'une zone musculaire donnée. I1
est par ailleurs impossible de faire le suivi
clinique d'une pathologie avec ces systèmes.
20 Pour éviter ces inconvénients et permettre une
mesure suffisamment précise sur une étendue plus
large, il s'est développé des techniques non
invasives d'électromyographie de surface utilisant
des électrodes dites flottantes, qui nécessitent un
25 gel de contact, ou des êlectrodes dites sèches. Ces
électrodes de surface nécessitent habituellement une
préparation de la surface de la peau (rasage, légère
abrasion et dégraissage).
La mesure est effectuée par réception au niveau
30 des électrodes de signaux résultant d'une contraction
musculaire provoquée soit volontairement, soit par
stimulation mécanique ou électrique.
L'électromyographie de surface consiste à dëtecter,
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er_registrer et traiter le signal myoélectrique reçu,
précurseur de la contraction musculaire obtenue.
Cette technique vise à identifier certaines
maladies neurologiques ou musculaires dont les
caractéristiques physiologiques peuvent se traduire
par la déviation de certains paramètres du signal .
amplitudes, fréquences du signal ou vitesses de
propagation des potentiels d'action musculaires.
Ainsi, certaines pathologies sont caractérisée s par
l0 des dégénérescences préférentielles d'un type de
fibre par rapport à un autre. Par exemple, la
myopathie de Duchenne entraîne une atteinte sélective
des fibres dites rapides. De telles modifications
conditionnent les valeurs moyennes mesurées de
vitesse de propagation du signal myoélectrique.
De façon générale, les fibres musculaires ne
sont activées que si la sollicitation est supérieure
à un certain seuil au niveau de leur jonction
neuromusculaire. Les fibres sont regroupées en unités
2o fonctionnelles, l'unité motrice qui regroupe
l'ensemble des fibres innervées par le même neurone
moteur. Le potentiel d'action d'unité motrice est
égal à la somme des potentiels d'action musculaires
élémentaires de chacune des fibres qui la composent.
Le signal myoélectrique reçu au niveau de
l'électrode résulte de la sommation spatiale et
temporelle des signaux de toutes les unités motrices
recrutëes. La mesure du signal est affectée par les
propriétés anatomiques et fonctionnelles du muscle
3o étudié et par les schémas de contrôle du système
nerveux central ou périphérique. De plus, lors de la
mesure, il y a superposition des signaux électriques
des unités motrices activées. La complexité du signal
électromyographique a donné naissance à de multiples
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protocoles de mesure et de traitement, sans qu'aucun
protocole ni aucune tentative de modélisation ne
permettent, jusqu'à présent, une analyse fiable et
reproductible des caractéristiques du signal
permettant une comprêhension et une identification de
la réalité physiologique du muscle.
I1 est connu de mesurer la vitesse de conduction
du potentiel d'action musculaire par mesure du temps
de propagation de ce potentiel à l'aide d'au moins
trois électrodes de mesure. Cette méthode conduit
généralement à une surestimation difficilement
quantifiable de la vitesse de conduction, qui peut
s'expliquer en partie par la présence d'activités non
propagées sur toute la zone couverte par le système
d'électrodes.
Une autre méthode est basée sur une évaluation
indirecte à partir de paramètres spectraux, tels que
la fréquence moyenne ou la fréquence médiane,
supposés être linéairement corrélés à la vitesse de
conduction. Une telle méthode est décrite dans
l'article de Lindstrôm et al. paru dans la revue
Electromyography, vol. 10, pages 341 à 356, 1970 ou
dans l'article de Stulen F.B. et De Luca de la revue
IEEE Trans. Biomed. Eng., vol. 28, pages 515 à 523,
1981. Des études expérimentales ont montré les
limites de ce type de relation, les paramètres
spectraux étant dépendants de plusieurs facteurs
autres que la vitesse de propagation du potentiel
d'action musculaire. L'anisotropie des propriétés
musculaires et des tissus localisés entre la source
du signal et la zone de détection conduit à des
variations dans le contenu spectral du signal et dans
l'estimation de la vitesse de conduction.
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4
Afin d'améliorer la mesure du signal, il a été
proposé, par exemple dans le document de H. Reucher
et al, paru dans le journal IEEE Trans. Biomed.
Eng., vol. 34, pages 98 à 113, 1987, de réaliser un
filtrage spatial à l'aide d'un système
multiélectrodes et d'une sommation pondérée des
signaux qui sont transmis par les électrodes.
Dans ce système, les électrodes sont âisposées
en groupes pour chacun desquels les signaux transmis
1o par les électrodes sont, après amplification,
combinés par sommation pondérée en un signal unique,
équivalent au signal fourni par un filtre spatial
dont les caractéristiques sont déterminées par les
facteurs de pondération des signaux des électrodes
15 et par la répartition géométrique des électrodes
dans le groupe. I1 a été montrê qu'une des
dispositions les plus intéressantes consiste à
former des groupes de cinq électrodes agencées en
croix avec une électrode centrale et quatre
20 électrodes périphériques et à appliquer aux signaux
des électrodes un facteur de pondération égal à 4
(ou - 4) pour l'électrode centrale et à - 1 (ou à +
1) pour chaque électrode périphérique, ce qui
correspond à une double différentiation spatiale de
25 la distribution superficielle de potentiel dans deux
directions orthogonales, c'est-à-dire à la fonction
de transfert d'un filtre de Laplace bidimensionnel.
On améliore ainsi, en particulier, la résolution
spatiale de la détection.
3o Dans les systèmes connus de ce type, le nombre
de groupes "laplaciens" d'ëlectrodes est
relativement élevé, par exemple de 16 ou davantage,
voire même de 64, et les groupes voisins ont des
électrodes en commun pour réduire le nombre total
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d'électrodes et l'encombrement. Les signaux captés
par les électrodes sont préamplifiés, appliqués à un
filtre passe-bande, puis amplifiés et numérisés pour
être enregistrés dans un système de traitement de
l'information équipé d'un logiciel réalisant un
filtrage passe-haut, un filtrage spatial du type
indiqué ci-dessus et une évaluation des signaux
résultants. I1 a également été proposé d'utiliser
dans ces systèmes des groupes plus importants
d'électrodes, comprenant par exemple 9 êlectrodes
agencées en une matrice carrée, pour réaliser un
filtrage spatial isotropique plus performant au
niveau de la résolution spatiale de la détection.
Dans ces systèmes, le grand nombre
d'électrodes (32 dans certains systèmes, 128 dans
d'autres) est, d'une part, un avantage car il permet
de poser l'ensemble des électrodes sur une zone
musculaire sans rechercher une grande précision, et
de sélectionner ensuite, par examen des signaux
2o filtrés spatialement, les groupes d'électrodes les
mieux placés par rapport aux unités motrices
examinëes. Ce grand nombre d'électrodes est d'autre
part un inconvénient en raison de la surface occupée
par l'ensemble des électrodes et du nombre important
d'amplificateurs et de filtres passe-haut ou passe-
bande associés aux électrodes. En outre, le
traitement informatique des signaux des électrodes
ne permet pas de disposer en temps réel de signaux
directement exploitables et, de façon générale,
l'ensemble des moyens d'acquisition et de traitement
des signaux est complexe et ne peut être utilisé que
par des spécialistes confirmés. Une autre
conséquence de cette complexité est que, si ces
systèmes présentent un intérêt certain en tant
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qu'appareils de laboratoire ou outils de recherche,
ils ne sont pas du tout adaptés à un usage de
routine en milieu hospitalier.
L'invention a notamment pour but de pallier
cet inconvénient en proposant un systëme non invasif
de mesures électromyographiques, gui permet de
disposer d'informations d'une qualité comparable à
celle que l'on peut obtenir avec les systèmes
multiélectrodes précités, et qui est suffisamment
simple et compact pour être portable et utilisable
par du personnel médical peu spécialisé mais bien
entendu formé à cette technique, par exemple en
milieu hospitalier pour le suivi de pathologies ou
des effets d'un traitement thérapeutique.
Le dispositif de mesures électromyographiques
à ëlectrodes superficielles selon l'invention,
comprend au moins un groupe d'électrodes et des
moyens de filtrage spectral et d'amplification à
sommation pondérée réalisant un filtrage spatial des
2o signaux transmis par les électrodes, et est
caractérisé en ce que les moyens précités de
filtrage spectral et d'amplification à sommation
pondérée sont constitués par des circuits montês
avec les électrodes dans un boîtier dont une face
portant les électrodes forme une face de détection,
le dispositif comprenant également des moyens de
connexion de ce boîtier à des moyens d'alimentation,
des moyens d'amplification et des moyens de
traitement de données.
Le dispositif selon l'invention permet
d'obtenir en temps réel, en sortie du boîtier
précité, des signaux qui ont été filtrés
spatialement sur site et qui sont directement
exploitables, par exemple par visualisation sur un
t
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écran cathodique, au contraire des systèmes
muîtiélectrodes connus dans lesquels les signaux
filtrés spatialement ne sont disponibles qu'en temps
différé en sortie des moyens de traitement
informatique.
Ce dispositif , peut comprendre, selon les
applications auxquelles il est destiné, un seul
groupe d'électrodes, ou deux ou trois groupes
d'électrodes, ou davantage, chaque groupe étant
associê à des circuits de filtrage spectral et de
filtrage spatial contenus dans le boîtier précité.
I1 est préférable, dans la plupart des cas,
que le nombre d.e groupes d'électrodes reste peu
êlevé, de façon que les dimensions du boîtier
contenant les électrodes et les circuits associés de
filtrage spectral et de filtrage spatial restent
aussi faibles que possible pour que la face de
détection de ce boîtier puisse être appliquée sur
une zone musculaire de surface réduite, ne
comprenant pas de régions tendineuses et
d'innervation susceptibles de perturber la détection
et la mesure.
Les autres éléments du dispositif (circuit
d'alimentation, écran de visualisation, système de
traitement de données) peuvent être intégrés dans un
autre boîtier ayant des dimensions suffisamment
réduites pour être aisément transportable.
Éventuellement, le système de traitement de données
peut être un micro-ordinateur portable indépendant
et connectable â un boîtier contenant les circuits
d'alimentation et un oscilloscope ou autre moyen
analogue de visualisation des signaux filtrés
spatialement.
r >
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s
Dans le dispositif selon l'invention, les
dimensions des électrodes et les distances entre
électrodes sont avantageusement déterminées en
fonction des caractéristiques du muscle sur lequel
elles seront appliquées, les diamètres des
électrodes variant entre 1 et 4 mm environ, la
distance entre électrodes étant de préférence
sensibïement égale à 2,5 fois le diamètre d'une
électrode.
l0 Les extrêmités des électrodes destinées à être
appliquées sur la peau sont de préférence en dents
de scie, pour amêliorer la qualité du contact avec
la peau et donc la qualité des signaux transmis par
les électrodes.
Selon une autre caractéristique de
l'invention, les signaux filtrés spatialement sont
eux-mêmes soumis à une amplification différentielle
supplémentaire, permettant d'améliorer la qualité
des signaux résultants, soit en vérifiant que le
20 mode commun a été complètement éliminé, soit en~
éliminant plus complètement le mode commun prêsent
dans les signaux transmis par les électrodes et dû à
la présence d'activités non propagées dans la zone
examinée.
25 Selon une autre caractéristique de
l' invention, des moyens sont prévus pour valider la
localisation des électrodes par rapport à une zone
musculaire sous-jacente, ces moyens de validation
comprenant des moyens d'analyse spectrale en temps
3o réel des signaux filtrés spatialement, permettant de
déterminer les fréquences médianes ou les fréquences
moyennes de ces signaux et de les comparer entre
elles pour valider une mesure quand la fréquence
médiane ou la fréquence moyenne du signal d'un
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s
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groupe central d'électrodes est inférieure ou
sensiblement égale aux frëquences mêdianes ou aux
frêquences moyennes respectivement des signaux âes
groupes voisins.
Grâce à ces caractéristiques, le dispositif
selon l'invention est particulièrement bien adapté
au suivi clinique des pathologies neuromusculaires.
I1 s'applique également à tout domaine de suivi
musculaire dans lequel on utilise au moins une
électrode de surface, par exemple en biomécanique,
en physiologie et en médecine sportive.
De façon générale, l'invention permet le suivi
clinique de la fonction neuromusculaire en rëponse à
des sollicitations à court ou moyen terme dont le
1> systëme musculaire peut être l'objet, par exemple
fatigue, traitement, rééducation, hypokinésie.
D'autres caractéristiques et avantages de
l'invention apparaîtront à la lecture de la
description qui suit faite en référence aux dessins
2o annexés dans lesquels .
- les figures la et lb représentent
respectivement la configuration de la face de
détection d'un boîtier et la forme des électrodes du
dispositif selon l'invention dans un exemple de
25 réalisation à trois groupes d'électrodes ;
- la figure 2 représente une variante de
rêalisation d'une électrode,
- la figure 3 représente schématiquement une
carte de circuits électroniques du boîtier de
3o détection,
- la figure 4 représente schématiquement la
chaîne de traitement des signaux captés,
r
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- la figure 5 représente une visualisation de
potentiels d'action musculaires obtenue â l'aide du
dispositif selon l'invention.
Dans un exemple non limitatif de réalisation de
l'invention, un ensemble d'électrodes et de circuits
associés de filtrage spectral et de filtrage spatial
est contenu dans un boîtier 1 de faibles dimensions
dont une face comporte une plaque 2 de matière
électriquement isolante sur laquelle apparaissent des
1o extrémités des électrodes E destinées à être
appliquées sur la peau d'un patient au niveau d'une
zone musculaire à étudier.
Les électrodes E sont ici au nombre de onze et
sont disposées dans une configuration matricielle en
trois rangées comprenant respectivement trois, cinq
et trois électrodes pour former trois groupes L1, L2
et L3, chaque groupe comprenant une électrode
centrale E1, E2, E3 respectivement et quatre
électrodes situées à égale distance de l'électrode
centrale, ces quatre électrodes êtant alignées deux à
deux avec l'électrode centrale dans des directions
perpendiculaires, l'ensemble formant une croix. Le
groupe central d'êlectrodes L2 a deux électrodes en
commun, respectivement (E2, E1), et (E2, E3), avec
chacun des deux autres groupes L1 et L3.
Une électrode E est représentée schématiquement
en perspective en figure lb, et comprend un tube
cylindrique 3 relié à un disque support, 4 à une
extrémité, ce disque 4 étant l'extrêmité de détection
3o et apparaissant sur la face de détection 2 du boîtier
1. L'électrode E peut être réalisée en une matière
électroconductrice quelconque et par exemple en
cuivre doré ou dans un alliage or-argent-cuivre dans
les proportions respectives suivantes . 75 %, 20 % et
s
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II
%. L'or présente une excellente résistance aux
agents externes (acidité, sueur, ...) et une
excellente innocuité par rapport à la peau et est
rigidifié par l'addition d'argent ou de tout autre
métal électroconducteur ayant les propriétés
mécaniques voulues. Le cuivre facilite la
transmission électrique avec le circuit électronique
représenté schématiquement en figure 3.
Le tube cylindrique 3 de l'électrode peut avoir
un diamètre de 2 millimètres et la tête 4 un diamètre
de 4 millimètres, le tube venant s'insérer
directement dans le circuit électronique. De façon
générale et en fonction du type de muscle à étudier,
le diamètre des têtes d'êlectrode peut varier entre
environ 1 et 4 millimètres, la distance entre
électrodes êtant comprise entre 2,5 et 10 millimètres
environ et étant de préférence sensiblement égale à
2,5 fois le diamètre de l'électrode.
Dans l'exemple de réalisation de la figure 1a,
les têtes des électrodes E ont un diamètre de 2
millimètres, la distance entre électrodes est de 5
millimètres, les dimensions de la surface de
détection 2 sont de 3 cm x 2 cm, et les dimensions
extérieures du boîtier 1 sont de 5 cm x 4 cm x 2 cm
environ.
Dans la variante représentée en figure 2, la
tête 4 de l'ëlectrode E a une face d'application sur
la peau qui n'est pas plane, mais en "dents, de scie",
pour améliorer la qualité du contact entre
l'électrode et la peau.
Dans le boîtier 1, les électrodes E sont portées
par une plaque de circuit imprimé R1, par exemple en
fibres de verre - époxy venant se connecter à un
circuit d'amplification vl, la plaque R1 et le
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circuit V1 étant représentés côte à côte en figure 3.
Au moyen de ce circuit imprimé, chaque électrode E
est connectée à des moyens d'amplification 5 via un
connecteur K et un filtre passe-haut 6 constitué de
façon classique par un circuit du type RC. Un
filtrage à 6 Hz est prévu, pour s'affranchir des
effets de polarisation des électrodes.
Alternativement, notamment lorsqu'on s'intéresse
uniquement à la propagation du signal, on peut
utiliser un filtrage à 70-80 Hz environ pour
minimiser les effets du réseau de distribution
électrique (à une fréquence de 50 Hz en Europe et de
60 Hz aux Etats-Unis d'Amérique)et aussi pour
éliminer tout artefact de mouvement.
Les moyens d'amplification 5 comprennent, pour
l'ensemble des électrodes E, trois amplificateurs
opérationnels 7 à haute impédance d'entrée, chaque
amplificateur opérationnel 7 étant associé à un
groupe L1, L2 ou L3 respectivement d'électrodes de
telle sorte que les signaux transmis par les
électrodes de ce groupe soient amplifiés avec un
facteur de pondération qui est égal à + 4 (ou - 4)
pour l'électrode centrale et - 1 (ou + 1) pour
chacune des quatre électrodes périphériques. Ces
circuits sont réalisés en technologie CMOS-CMS ou
gravés sous forme d'ASIC et les amplificateurs
opérationnels 7 ont un gain linéaire égal â 100 et un
taux de réfection en mode commun proche de 100 dB.
L'amplification sur site des signaux transmis
par les électrodes permet d'augmenter le rapport
signal/bruit, les signaux captés ayant un niveau
faible, typiquement de l'ordre de 50 ~V à 1 mv.
Le boS_tier 1 contenant les êlectrodes et les
circuits précités comporte trois voies de sortie dont
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chacune transmet le signal de sortie d'un
amplificateur opérationnel 7, deux voies d'entrée
pour l'alimentation de ces amplificateurs et une voie
reliée à un conducteur électrique de référence.
Un blindage amagnétique du boîtier est obtenu au
moyen d'un revêtement des faces internes du boîtier
par une feuille de cuivre ou analogue, raccordée au
conducteur électrique de référence.
Comme représenté schématiquement en figure 4, le
boîtier de détection 1 est connecté à un boîtier 9
d'alimentation électrique qui transmet de plus les
signaux de sortie du boîtier 1 à un étage
amplificateur isolé 10 dont la sortie est reliée à un
oscilloscope 11 ou autre moyen analogue de
visualisation des signaux, et â un dispositif 12
d'acquisition et de traitement de données numériques.
Les liaisons sont réalisées au moyen de câbles
blindés du type BNC. Typiquement, le dispositif 12
peut être un micro-ordinateur du type PC ou analogue
2o avec un écran vidéo pour la visualisation des
signaux.
Le dispositif selon l'invention est utilisé de
la façon suivante .
La face de détection du boîtier 1 est appliquée
directement sur la peau, sans addition de gel de
contact, au niveau d'une zone musculaire à examiner.
Après mise sous tension du dispositif, les signaux
filtrés spatialement des trois groupes d'électrodes
sont visualisés sur l'écran de l'oscilloscope 11. Une
visualisation de ces trois signaux S1, S2 et S3 est
représentée en figure 5 dans le cas d'un effort
isométrique du biceps et montre la propagation d'un
potentiel d'action musculaire (rnesurê en mV) dans le
temps (mesuré en millisecondes) correspondant à un
i
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pic sur les courbes C1, C2 et C3 , ce pic passant de
la position. P1 sur la courbe C1 (correspondant au
signal S1 du groupe d'électrodes L1)~, aux positions
P2 puis P3 sur les courbes C2 et C3 correspondant aux
signaux S2 et S3 des groupes d'électrodes L2 et L3
respectivement. De ce déplacement et de sa durée, on
peut déduire une première valeur de la vitesse de
. propagation d'un potentiel d'action musculaire.
Un enregistrement des signaux pendant une durée
lo de quelques secondes permet d'obtenir une
dïstribution des vitesses de propagation des
potentiels d'action musculaires dêtectables mis en
jeu au cours de l'effort. En étude de fatigabilité,
l'enregistrement se prolonge sur une durée
15 nécessairement plus importante.
Comme les résultats obtenus dépendent beaucoup
de la localisation et de l'orientation des groupes
d'électrodes par rapport aux fibres musculaires,
l'invention a prévu un certain nombre de moyens
2o permettant de vérifier cette localisation et cette
orientation.
Dans un premier temps, la visualisation en temps
rêel des signaux sur l'écran de l'oscilloscope permet
de vérifier une' localisation approximative et
25 l'orientation des groupes d'électrodes sur les fibres
musculaires. Pour cela, on vérifie la direction de
propagation des potentiels d'action (validation de la
localisation des électrodes par rapport aux jonctions
neuromusculaires) et l'amplitude des potentiels
3o d'action (validation de l'alignement des électrodes
selon les fibres musculaires).
Dans un deuxième temps, une analyse
fréquentielle des signaux filtrés spatialement permet
de valider la localisation des électrodes, pour
r
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accepter ou rejeter les mesures faites avec ces
électrodes.
On a en effet constatê que les calculs des
vitesses de propagation des potentiels d'action
5 donnent souvent des valeurs trop élevées, ce qui peut
résulter d'une part de la présence d'un mode commun
sur l'ensemble des êlectrodes utilisêes, ce mode
commun étant dû lui-même à la présence d'activités
non propagées, et d'autre part des propriétés non
10 homogènes et anisotropiques des muscles et des tissus
situés entre les muscles et la surface de détection.
L'analyse des variations d'un certain nombre de
paramètres de l'électromyographie de surface en
fonction de la localisation des électrodes, a montré
15 que l'on pouvait définir une localisation pour
laquelle on obtient des valeurs minimales des
estimations des vitesses de propagation (valeurs
minimales moyennes pour toutes les conditions de
contraction).
Pour déterminer cette localisation particulière-,
on utilise le fait que les fréquences moyennes ou
médianes des signaux transmis par les électrodes ou
celles des signaux filtrës spatialement varient en
fonction de la localisation des êlectrodes, dans le
2~ même sens que les estimations des vitesses de
propagation (la fréquence moyenne du signal étant la
moyenne statistique de la densité spectrale de
puissance du signal, sa fréquence médiane étant celle
qui partage la surface du spectre en deux parties
égales ) .
Le procédé de validation de la localisation des
électrodes consiste donc, selon l'invention, à
déterminer les fréquences moyennes ou médianes des
signaux filtrés spatialement des trois groupes
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d'électrodes, à les comparer entre elles et à valider
la localisation quand la fréquence moyenne ou mêdiane
du signal du groupe central est inférieure ou égale
aux fréquences moyennes ou mëdianes des signaux des
deux autres groupes d'électrodes. Les fréquences
moyennes des signaux peuvent être calculées à partir
des transformées de Fourier de ces signaux. Un
programme simple d'analyse spectrale en temps réel
permet de valider ou de rejeter, par comparaison
lo entre trois valeurs de fréquence, une mesure
effectuée au moyen du dispositif selon l'invention.
Bien entendu, l'invention n'est pas limitée aux
exemples de réalisation qui ont été décrits et
représentés. I1 est notamment possible de mettre en
1. ouvre plus de trois groupes d'électrodes dans le
dispositif selon l'invention, ou bien un seul groupe
d'électrodes pour la détection de l'activité
musculaire, ou deux groupes d'électrodes pour la
détermination de la propagation des potentiels
20 d'action musculaire.
I1 est également possible d'effectuer une
nouvelle différentiation sur les signaux filtrés
spatialement, obtenus en sortie du boîtier de
détection. Cette nouvelle différentiation permet
25 d'améliorer la qualité des signaux obtenus, grâce â
une élimination plus poussée du mode commun et une
comparaison aux signaux obtenus précédemment.
Par ailleurs, les groupes d'ëlectrodes peuvent
être complétês pour comprendre chacun neuf électrodes
3o à disposition matricielle carrée (analogue à celle
que l'on peut voir en figure la en ce qui concerne
l'électrode centrale E2, entourée de huit autres
électrodes). Les coefficients de pondération des
signaux des électrodes peuvent alors être de - 12 (ou
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+ 12) pour une électrode centrale, de + 2 (ou - 2)
pour les quatre électroâes les plus proches de
l'électrode centrale, et de + 1 (ou - 1) pour les
quatre autres électrodes (comme décrit dans l'article
s publié dans "IEEE Transactions and Biomedical
Engineering", Vol. 44, n° 7, July 1997, par C.
Disselhorst-Klug, J. Silny et G. Rau).
L'invention peut aussi être utilisée dans un
tunnel de type RMN (Résonance Magnétique Nucléaire)
l0 afin de quantifier les paramètres de
l'électromyographie . la variation des paramètres
électromyographiques, vitesse de propagation ou
analyse spectrale du potentiel d'action musculaire,
est alors corrélée à la cinétique de paramètres
15 métaboliques, tels que la concentration en ions
hydrogène ou en ions liês au phosphate (adénosine di
ou tri-phosphate, phosphate inorganique,
phosphocréatine, ... ), fournis par la spectroscopie
RMN. I1 est ainsi possible d'étudier l'influence des
20 paramètres du métabolisme sur les paramètres
électromyographiques, et d'en déduire des
corrélations avec des mesures physiologiques relevant
de certaines pathologies, par exemple lors de la
fatigue musculaire.
25 Hormis les applications de l'invention dans le
domaine clinique, ce système de mesure peut être
utilisé à la place de tout système d'électrodes de
surface, qu'elles soient flottantes ou sèches,
notamment dans les domaines de la biomécanique et de
30 l'ergonomie, les dimensions des électrodes et le
nombre de signaux laplaciens mesurés étant alors
adaptés en fonction de l'utilisation souhaitée, en
mettant en oeuvre de façon générale de un à trois
groupes d'électrodes.
