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IRBM 31 (2010) 280–288

Article original

Conception d’un prototype de bio-impédance périphérique autour d’unFPGA Virtex-5 LX30

Design of a peripheral bioimpedance prototype with an FPGA Virtex-5 LX30

S. Mansouri ∗, H. Mahjoubi , R. Ben SalahBiophysics Research Unit (00/UR/08 02), faculté de médecine de Sousse, avenue Mohamed Karoui, 4002 Sousse, Tunisie

Recu le 28 mai 2010 ; recu sous la forme révisée 5 octobre 2010 ; accepté le 6 octobre 2010Disponible sur Internet le 26 novembre 2010

ésumé

L’objectif de cet article est la conception d’un prototype permettant la détermination des paramètres cardiovasculaires par une méthode nonnvasive, la bio-impédance périphérique. Le prototype est concu autour d’un banc de conception de National Instruments, composé d’une carte’acquisition, la NI PXI-7841R, d’un châssis le NI PXI-1033, d’un bloc de connexion le NI SCB-68 et d’un logiciel de développement, LabVIEWvec le module spécialisé LabVIEW FPGA. Le cœur de la carte NI PXI-7841R est une cible FPGA, la Virtex-5 LX30 de Xilinx. La configurationu FPGA n’a pas été faite par le langage VHDL mais plutôt par une programmation graphique grâce à LabVIEW FPGA. Cette démarche offrea possibilité d’une conception aisée, sûre et rapide. Les résultats de la conception sont très satisfaisants et nous ont permis d’avoir un systèmeotalement paramétrable et évolutif répondant aux exigences de sécurité électrique des équipements biomédicaux. Le prototype permet en outre laétermination de plusieurs paramètres cardiovasculaires et peut être utilisé comme moniteur de surveillance.

2010 Elsevier Masson SAS. Tous droits réservés.

ots clés : Bio-impédance périphérique ; FPGA Virtex-5 LX30 ; LabVIEW FPGA ; NI PXI-7841R ; Paramètres cardiovasculaires

bstract

The objective of this article is the design of a prototype allowing the determination of the cardiovascular parameters by a noninvasive method,he peripheral bioimpedance. The prototype is designed with the National Instruments PXI- 7841R data acquisition card, the NI PXI-1033 chassis,he NI SCB-68 connector block and the software of development, LabVIEW with its LabVIEW FPGA module. The core of the PXI-7841R isn FPGA target, the Xilinx Virtex-5 LX30. The configuration of FPGA was not made by VHDL but rather by graphic programming with the

abVIEW FPGA. This module offers the possibility of an easy, sure and fast design. The results of the design are very satisfactory and alloweds to have a completely reconfigurable and evolutionary system fulfilling the electric safety requirements of biomedical equipments. The systemllows moreover the determination of several cardiovascular parameters and can be used as vital signs monitor.

2010 Elsevier Masson SAS. All rights reserved.

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eywords: Cardiovascular parameters; FPGA Virtex-5 LX30; LabVIEW FPGA

. Introduction

L’exploration du système cardiovasculaire nécessite la déter-

ination de plusieurs paramètres rhéologiques, comme le débit

ardiaque, la pression artérielle, la vitesse, la vasomotricité et laésistance des vaisseaux. Ces paramètres ont été souvent obte-

∗ Auteur correspondant.Adresse e-mail : mansouri sofienne@yahoo.fr (S. Mansouri).

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959-0318/$ – see front matter © 2010 Elsevier Masson SAS. Tous droits réservés.oi:10.1016/j.irbm.2010.10.002

ule; NI PXI-7841R; Peripheral bioimpedance

us par des méthodes invasives [1,2], dangereuses, coûteusest contraignantes et récemment par des méthodes non invasives3–5]. Parmi les méthodes non invasives, on peut citer la bio-mpédance électrique [6,7]. Lorsque le troncon corporel explorést le thorax, on parle de bio-impédance thoracique ou cardiaquet lorsque le troncon corporel exploré est un des membres, le bras

auche dans notre cas, on parle de bio-impédance périphérique.

La préférence et le souhait des médecins est d’avoir un sys-ème non invasif, multiparamétrique, peu cher, tout en étanterformant, précis et facile à utiliser.

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La bio-impédance thoracique ou cardiaque, qui a focalisé’attention des chercheurs dans ce domaine, est en train, peu

peu, de répondre aux attentes des médecins avec des sys-èmes plus au moins sophistiqués dont la précision, la fiabilité,a reproductibilité et le coût ne cessent de s’améliorer [8–13].

En même temps, la richesse et le vrai potentiel de la bio-mpédance périphérique ont été sous-évalués, les travaux deecherches sont beaucoup moins nombreux et se sont conten-és de l’étude des débits sanguins des membres et la détectiones thromboses veineuses et des sténoses des artères [14,15].

Ce constat nous a incités à explorer la bio-impédance périphé-ique avec deux objectifs : le premier est de pouvoir remonter auxaramètres cardiovasculaires à partir du signal de bio-impédanceériphérique. Le second est la conception d’un appareil qui’approche au mieux du souhait du corps médical.

Plusieurs systèmes sont actuellement commercialisés dontssentiellement le « BioZ Dx Diagnostic System » [16], lePHISIO FLOW » [17] et le « niccomo » [18]. Les trois sys-

èmes utilisent la bio-impédance cardiaque et le niccomo permete combiner les deux modes. Les trois systèmes ont été validésar des recherches poussées qui ont permis d’avoir des résul-ats comparables à ceux obtenus avec les méthodes invasives9,11,19–24].

Les trois systèmes ne permettent pas de remonter aux para-ètres cardiovasculaires à partir du signal de bio-impédance

ériphérique ni d’en déterminer directement la pression arté-ielle instantanée. Le prix du « BioZ Dx Diagnostic System »t du « niccomo » dépasse largement les 20 000 $ alors que lePHISIO FLOW » de base a un prix abordable (environ 3000 $).

Un appareil de bio-impédance est composé essentielle-ent de deux modules, un module d’injection et un module

’acquisition, de traitement et d’affichage.Le système proposé est un prototype d’un appareil de bio-

mpédance périphérique utilisant un banc de conception deational Instruments et le langage de programmation graphiqueabVIEW et LabVIEW FPGA.

Après un bref descriptif des différentes composantes du sys-ème, nous présenterons les étapes de conception du module’injection du courant électrique puis celles de l’acquisition et deise en forme du signal ainsi que la détermination de quelques

aramètres cardiovasculaires.La conception du système a pris en compte les exigences

e l’électronique médicale et notamment les considérations deécurité électriques.

. Le principe de la bio-impédance périphérique

L’activité cardiaque engendre une augmentation du volumeanguin au niveau de l’aorte et des artères pendant la systole etne diminution de ce volume pendant la diastole. La variatione l’impédance est inversement proportionnelle à la variation du

olume sanguin [14].

La relation de base dans le domaine périphérique est celle deyboer, elle relie la variation d’impédance (�Z) et l’impédancee base (Z0) à la variation du volume de la section explorée

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�V) :

V = ρ ·(

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)· ΔZ (1)

Où � est la résistivité du sang et L est la longueur du segmentorporel exploré.

Dans les années 1960, Kubicek a établi une nouvelle équationéterminant le volume systolique. L’équation a inclus la valeuraximale de la première dérivée de la courbe d’impédance

�Z/�t) max et du temps d’éjection systolique (Tes).

s = ρ ·(

L2

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)· (dZ⁄dt)max · Tes (2)

Malgré les améliorations apportées par Sramek et Bernstein,a facon d’obtenir et de convertir le signal d’impédance et lesimplifications admises dans les algorithmes ont mené à desésultats qui n’étaient pas uniformes, variables et qui sont faible-ent corrélées avec des méthodes invasives (la thermodilution

t la méthode de Fick) [25]. Il a semblé que la méthode de bio-mpédance thoracique, considérée peu fiable, ne trouverait pas’application dans la pratique clinique [10] et que les hypothèsesêmes de Kubicek sont fausses ou non valides [26]. Cependant,

es progrès d’acquisition et de conversion du signal et les nou-eaux algorithmes de calcul du débit cardiaque ont rendu laio-impédance cardiaque un nouvel outil de diagnostic fiable.

Une nouvelle formule issue de la modification des formulese Sramek et de Bernstein, brevetée et encore tenue secrète, aermis une précise et reproductible détermination du volumeystolique et du débit cardiaque comparable à ceux obtenus pares méthodes invasives [11,13]. La nouvelle formule est connueous le nom ZMARC pour « Modulating AoRtic Compliance ».

En fait toute la difficulté dans l’estimation du volume san-uin est due aux approximations faites pour décrire la forme desrtères et des vaisseaux constituant le thorax. Alors qu’au niveaue la périphérie et des membres, le modèle cylindrique restealable notamment si on considère une petite portion corporelle.

Dans notre application on a testé les deux formulations dease (les équations (1) et (2)), sur une trentaine de sujets et lesésultats trouvés ont confirmé la pertinence et la précision de laelation de Nyboer qui a été la plus adaptée pour l’estimationes variations du volume sanguin au niveau du bras.

Le système le plus répandu est le système à quatre électrodes,eux pour l’injection et deux pour le recueil. Le principe deesure de la bio-impédance se base sur l’injection, à l’aide de

eux électrodes, d’une tension alternative constante (5 V), quiermet d’obtenir un faible courant électrique par simple ajoute résistances, et de fréquence élevée dans le troncon corporelexplorer puis la mesure, à l’aide de deux autres électrodes,

e la tension recueillie. En raison de la loi d’ohm, quand leourant d’intensité constante traverse le bras, les changementse la tension sont directement proportionnels aux changements

e l’impédance du milieu [27].

La courbe est habituellement construite de telle manière quea chute dans l’impédance cause une augmentation en valeur sur’axe des y, une convention que reflète le changement dans la

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Fig. 1. Les composantes du banc de conception.

onductivité qui est directement proportionnelle à la variationu volume sanguin [28].

La bande de fréquence souvent utilisée est entre 3 et 100 KHz.ès 1971, Gougerot et Monzein [29] ont démontré la possibilité’utiliser une fréquence de 3 à 5 KHz. D’autres études et des sys-èmes existants utilisent des fréquences entre 30 et 70 KHz. Enait en utilisant une fréquence inférieur à 100 KHz, l’effet capa-itif de l’impédance du troncon corporel étudié est négligeable.a variation de l’impédance se réduit à une variation de résis-

ance. L’utilisation de fréquences plus élevées est indispensableour l’étude de la composition corporelle.

. La conception de l’appareil de bio-impédance

.1. Le banc de conception utilisé

Nous avons utilisé un banc de développement de Nationalnstruments. Le système est constitué d’un châssis le NI PXI-033, d’une carte FPGA NI PXI-7841R comprenant une ciblePGA de Xilinx, la Virtex-5 LX30, d’un bloc de connexion leI SCB-68 et du logiciel LabVIEW avec le module spécialiséabVIEW FPGA (Fig. 1).

.1.1. Le châssis, NI PXI-1033C’est un châssis avec un contrôleur MXI-Express intégré.

’est au niveau de ce châssis que la carte FPGA NI PXI-7841Rété installée, la communication avec le PC se fait par le biaise la carte PCI Express PCIe-8361 avec un débit de 110 Mo/s.e châssis offre en outre à la carte une protection contre lesoussières, les chocs et l’humidité.

.1.2. La carte FPGA NI PXI-7841RLe cœur de cette carte est une cible FPGA de Xilinx, la Virtex-

LX30. C’est une carte d’acquisition de données multifonctionntelligente. Elle a huit entrées/sorties analogiques de résolutione 16 bits et d’amplitude ± 10 V.

Au niveau de la carte, on y distingue notamment la ciblePGA qui est reliée aux entrées/sorties et au bus d’interfacage,

es convertisseurs analogiques numériques et numériques analo-

iques et l’amplificateur d’instrumentation. La mémoire utiliséest une mémoire Flash qui sert à stocker le Virtuel InstrumentVI) de démarrage pour chargement automatique du FPGAuand le système est mis sous tension. La synchronisation, le

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éclenchement et le traitement se fait à l’aide de LabVIEWPGA.

.1.3. Le bloc de connexion, NI SCB-68C’est un bloc de connexion d’E/S blindé avec des borniers

vis pour des connexions d’E/S faciles. On y trouve deuxones à utiliser comme plaque d’essai, pour d’éventuel ajoute composants électroniques. Le bloc SCB-68 est relié à la cartePGA qui est logé dans le châssis NI PXI-1033 par un câblelindé haute performance spécifiquement concu pour une trèsonne intégrité des signaux.

.1.4. Le logiciel utiliséLe logiciel utilisé est le « LabVIEW Professional Develop-

ent System with MathScript 8.6 » avec le module LabVIEWPGA. C’est un logiciel utilisant le langage graphique (G). Le

angage G [30] se base sur le principe du flot de données. Uniagramme flot de données permet d’exprimer une fonction deanière graphique.Le Module NI LabVIEW FPGA utilise la technologie embar-

uée de LabVIEW pour cibler des FPGA sur du matériel d’E/Seprogrammables de National Instruments. LabVIEW est parti-ulièrement adapté à la programmation sur FPGA, parce qu’ileprésente parfaitement la parallélisation et les flux de données.vec le Module LabVIEW FPGA, il est possible de créer des

ystèmes personnalisés sans avoir besoin de recourir à un lan-age de description de matériel (HDL) bas niveau, ni même à laonception au niveau du circuit [31].

La programmation par LabVIEW fait gagner beaucoup deemps et peut être très facilement vérifié dans le cas d’un bug.

La programmation des FPGA à l’aide du module LaBVIEWPGA se déroule en trois phases :

la conversion du code LabVIEW en VHDL : génération decode VHDL, vérification de la logique et génération descontraintes ;création d’un « bit stream » à l’aide des outils Xilinx : opti-misation du VHDL, réduction de la logique et création de laconfiguration ;téléchargement du « bit stream » sur le FPGA : sauvegarde du« bit stream », téléchargement et exécution sur le FPGA [32].

Le module LabVIEW FPGA permet de reconfigurer à volontéa cible FPGA en modifiant la fonctionnalité et la synchronisa-ion. Il permet la création et le téléchargement du code graphique’une application spécifique donnée dans la cible FPGA.

.2. Le module d’injection

Le principe de la bio-impédance repose sur l’injection d’unourant de haute fréquence et de faible intensité de l’ordreu mA. L’injection se fait par le biais de deux électrodes eneux points avec deux signaux en opposition de phase. Le

énérateur réalisé est plutôt un générateur de tension qui per-ettra l’obtention de la valeur du courant voulu par simple

jout de résistances. Dans notre cas c’est un signal de formearré, d’amplitude 5 V, d’intensité 0,9 mA et de fréquence

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Fig. 2. Le VI hôte du module d’injection.

0 KHz. Nous avons retenu les mêmes caractéristiques du cou-ant d’injection qu’un pléthysmographe en notre possession dearque Siemens\Direktrheagraph 933, afin de pouvoir compa-

er les résultats issus des deux systèmes. Le paramétrage de ceourant a été effectué par un VI FPGA concu sous LabVIEWPGA. Ce courant a été généré par la carte NI PXI-7814R,omprenant la cible FPGA Virtex-5 LX30, qui est logé danse châssis NI PXI-1033. Le signal est transféré vers le bloc’interfacage, le SCB-68. Au niveau de ce bloc ont été ajoutéesur les deux sorties analogiques des résistances pour avoir unourant d’intensité 0,9 mA. Les câbles patients reliés aux deuxorties analogiques ont été reliés aux électrodes d’injection duourant.

La conception du module d’injection repose sur la concep-ion de deux VI. Un VI FPGA qui représente le programme àélécharger dans la cible FPGA et un VI hôte, qui représente laartie du programme gérée par le PC. La Fig. 2 représente le VIôte.

On a paramétré le sous-VI de linéarisation des paramètresScale param) aux valeurs suivantes : la fréquence 30 KHz,’amplitude 5 V. On précise au sous-VI le signal d’horloge duystème à savoir 40 MHz et le maximum du voltage que la carteeut délivrer à savoir 10 V. La sortie du sous-VI est reliée à’entrée « Square wave propoerties » c.-à-d. les caractéristiquesu signal carré de la fonction de contrôle de la lecture et de’écriture d’une valeur au niveau de la cible.

Si on regarde de près le sous-VI (Scale param), on trouven VI composé d’éléments et de sous-VI (Fig. 3.) qui servent

hacun d’entre eux à la détermination de la correspondance entrene valeur comme la tension ou la fréquence retenue et leursquivalents binaires.

Fig. 3. Le sous-VI de linéarisation des paramètres.

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Fig. 4. Linéarisation de la tension de sortie de 5 V.

Par exemple la conversion de l’amplitude choisie à savoirV va se faire comme suit : sachant que la tension maximaleue peut générer notre FPGA est 10 V et que la quantification seait sur 16 bits, puisque la conversion analogique numérique et laonversion numérique analogique se fait sur 16 bits. La formulee linéarisation est donnée par la formule (3) :

e code binaire = le signal de sortie

10· 215 (3)

Le nombre trouvé sera transformé en un mot binaire entiere 16 bits par la fonction de LabVIEW « I16 » (number to wordnteger) (Fig. 4).

Au niveau FPGA, le VI concu est donné par la Fig. 5.En sortie de ce générateur on aura un signal carré satisfaisant

es caractéristiques programmées. La deuxième sortie symé-rique et donc en opposition de phase est obtenue par une simple

ultiplication du premier signal par « −1 ». Les deux sorties sonteliées aux deux connecteurs, « Sortie analogique » qui corres-ond au connecteur 0/AO0 et « Sortie analogique Neg » c’est laortie négative qui correspond au connecteur 0/AO1.

En sauvegardant le tout et en exécutant le VI FPGA, Lab-IEW va compiler et optimiser la programmation graphiqueour la transformer en code VHDL puis en utilisant les outilse synthèse et d’optimisation de Xilinx, va transformer le codeHDL en BitStream (une série de bytes). Les signaux générésont être transférés vers le bloc de connexion le SCB-68.

.3. Le module d’acquisition et de mise en forme

Les deux signaux recueillis à l’aide des deux électrodese recueil sont deux ondes de fréquence 30 KHz modulées enmplitude par la variation de l’impédance du segment corporelxploré, qui est le bras gauche dans notre application.

Plusieurs types d’électrodes ont été testés : trois électrodesn argent d’épaisseur 200 �m, de largeur 1 cm mais de longueur

espectivement égale à 5, 10 ou 15 cm. (Ag1, Ag2 et Ag3) et troisutres électrodes jetables, l’électrode adhésive 50 × 100 mm,’électrode adhésive 50 × 50 mm et l’électrode ECG de formeirculaire standard.

Fig. 5. VI FPGA du module d’injection.

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Fig. 6. L’emplacement, les distances et le type des électrodes.

Les meilleurs résultats ont été obtenus par l’électrode ECGirculaire ainsi que l’électrode en argent Ag2, avec une légèreréférence pour la première. La simplicité de fixation, l’absence’ajout de gel et la simplicité d’emploi ont favorisé le maintienes électrodes ECG.

Les choix des distances inter-électrodes ont été obtenus suitedes études comparatives et statistiques. La Fig. 6 présente

’emplacement des électrodes au niveau du bras gauche, lesistances inter-électrodes et les électrodes ECG utilisés.

Au niveau donc du VI FPGA concu, présenté par la Fig. 7, on a’abord fixé l’horloge à 1 MHz en connectant au « loop timer »,ui chronomètre une boucle pour s’exécuter sur un intervallepécifique, la valeur 40. Cela veut dire que le loop timer vaompter 40 coups d’horloge qui est de 40 MHz puis exécute leI, cela revient à dire qu’on aura comme vitesse d’exécution le/40 de l’horloge du système et donc une acquisition à un rythmee 1 MHz (c’est la fréquence d’échantillonnage du prototype).

Puis on a utilisé une FIFO de la cible FPGA. Au niveau duproject explorer » on clique par le bouton droit de la souris etn sélectionne « nouveau FPGA FIFO », on précise le type quioit être dans ce cas « target to host DMA » ce qui va permettree rapatrier les données de la carte vers le PC. En cliquant surk, la FIFO apparaît dans l’arbre. L’objet FIFO peut être glisséur le diagramme du VI FPGA, qui va être inclu dans une bouclewhile ».

On glisse aussi l’entrée analogique, qui a été créee de la mêmeanière que les sorties analogiques décrites plus haut, dans le

I FPGA. L’entrée analogique est reliée à l’entrée « element »e la DMA FIFO.

Fig. 7. VI FPGA acquisition.

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Fig. 8. VI hôte d’acquisition par DMA.

Puis on ajoute un timeout, pour cet exemple on ne veut abso-ument pas perdre de point, donc il est important que si la FIFOst pleine, que l’on attende qu’un espace se libère pour insérern point. On choisi donc un timeout de (−1) ce qui veut direue la fréquence d’exécution de la boucle ne sera pas forcémentonstante, dans ce cas précis il n’est pas nécessaire de surveillera sortie « Timed out? ».

On revient au projet et on crée le VI hôte qui va communi-uer avec le VI FPGA. La Fig. 8 représente le VI hôte. On arée un nouveau VI sur le poste du travail, puis on a utilisé laalette FPGA. Elle contient l’ensemble des fonctions utiles. Oncommencé par le nœud ouvrant une référence vers le VI FPGA.ne fois le nœud placé on a sélectionné le VI FPGA qu’on aoulu exécuter. On peut alors configurer la DMA, on sélectionnene méthode, la FIFO DMA apparaît dans les méthodes dispo-ibles, on a choisi de configurer la profondeur de la FIFO ethoisir un buffer suffisamment grand 50 000 points dans ce casfin de ne pas perdre de points et d’aller le plus vite possible.nsuite il faudra démarrer le transfert et venir lire les pointsans le buffer mémoire. On a ajouté une boucle « while » pourouvoir effectuer cette lecture en continu.

Afin d’optimiser le transfert on a optimisé le timeout à 0,ela veut dire qu’on ne veut pas attendre durant l’exécution deette fonction et on veut qu’elle retourne immédiatement. Afine fructifier le transfert on a utilisé une astuce pour être sureue les points qu’on a demandés sont toujours disponibles. Onajouté un registre à décalage dans lequel on a conservé le

ombre d’éléments qui était disponible après l’exécution de cetteonction, et à chaque passage de la boucle on a demandé à lire leombre de point qui était déjà présent à l’exécution précédente,ela garantie que l’on ne perde pas de temps à attendre mais toutimplement accéder à un bloc qui a été déjà rempli.

La sortie « data » va être reliée à un étage de linéarisation quia permettre d’afficher l’amplitude du signal acquis. Pour celaa formule (4) est à appliquer dans ce cas :

′amplitude du signal d′entrée = le code binaire

215 · 10 (4)

Un graphe est inséré dans la boucle pour qu’il soit mis à jourchaque exécution. Lorsque la boucle aura fini de s’exécuter oneut utiliser la méthode « stop »afin d’arrêter le transfert FIFOMA, puis fermer la référence au VI FPGA (Fig. 7).Plusieurs étapes sont nécessaires afin d’aboutir à un signal de

io-impédance exploitable : le filtrage, l’amplification, la démo-ulation synchrone utilisant un VI spécialisé de démodulation’amplitude, le « MT Demodulate AM.vi », la détermination de’impédance de base, la remise à l’axe du signal et son inver-

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4. Les résultats

Le langage graphique a été transformé en langage VHDL,puis en BitStream. Cette opération a duré environ 13 minutes. À

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ion. Le filtrage réalisé est un filtrage passe bande centré autoure 30 KHz. Le signal obtenu étant de faible amplitude, unemplification de gain égal à 200 est alors effectué afin d’obtenirn signal d’amplitude suffisante. En fait pratiquement on s’estimité à programmer la carte FPGA afin de transformer le bancn un appareil médical.

.4. Les paramètres cardiovasculaires

À partir du signal de bio-impédance plusieurs paramètreseuvent être déterminés dont le débit cardiaque et la compliancertérielle. Dans cette section on en présente l’implémentationes algorithmes correspondants.

.4.1. Le débit cardiaqueLa bio-impédance périphérique ne permet d’obtenir que

’indice du débit sanguin et non pas le débit cardiaque. La seuleanière d’arriver à estimer le débit cardiaque à partir du signal de

io-impédance périphérique est de réaliser une corrélation avecne méthode de référence, en l’occurrence, l’échocardiographie.ette corrélation a pour objectif l’établissement d’une relationermettant d’obtenir le débit cardiaque à partir de l’indice duébit sanguin.

Dans ce cadre, une étude de corrélation entre’échocardiographie et la bio-impédance périphérique pour laétermination du débit cardiaque a été engagée en collaborationvec l’hôpital Charles Nicole de Tunis.

L’échographe utilisé est un ATL HDI 5000. C’est un appareile haute résolution qui utilise des sondes de 4 MHz en modeulsé. Les mesures, par bio-impédance et par échographie, ontoncerné 30 sujets entre 20 et 23 ans. Le coefficient de corré-ation obtenu est égal à 0,75. La corrélation trouvée peut êtreonsidérée comme satisfaisante et comparable à celles obtenuesors d’études similaires [33].

Pour la méthode échographique, la sonde étant manipuléeanuellement, le plan de coupe de l’image obtenue peut varier.a qualité des résultats reste donc très dépendante de l’habilitét de l’expérience de l’opérateur. La méthode de référence doittre précise pour que la corrélation reliant la bio-impédance àette méthode soit significative [7].

La corrélation entre les mesures par échographie et par bio-mpédance peut être améliorée en augmentant le nombre deujets examinés, ce qui permet d’établir des formules plus pré-ises. De même, on pense qu’il serait intéressant d’étendre’étude de cette corrélation pour d’autres groupes et notammenteux atteints de divers maladies cardiovasculaires.

La Fig. 9 présente la courbe de régression cubique liant’indice du débit au débit cardiaque. L’analyse de la régressionubique a permis de relier l’indice du débit sanguin Id au débitardiaque Dc (L/min) :

c = 0.035I3d − 0.606I2

d + 3.025Id + 1.139 (5)

Id est l’indice du débit, déterminé à partir du signal de bio-

mpédance grâce à l’équation (6) :

D = FC · ρ ·(

L2

Z20

)· ΔZmax (6)

ig. 9. Corrélation cubique entre la bio-impédance et l’échocardiographie.

Avec :Fc : la fréquence cardiaque ;� : la résistivité qui est égale à 150 �cm ;L : la distance séparant deux électrodes de recueil ;Z0 : l’impédance de base ;ΔZmax: le maximum du signal de bio-impédance.

.4.2. La compliance artérielleL’équation de la compliance artérielle a été déterminée et

alidée pour une centaine de sujets par notre équipe de recherchet sera publiée très prochainement.

La pression artérielle instantanée ainsi que les pressions sys-olique, diastolique et moyenne, sont obtenues directement àartir du signal de bio-impédance par une méthode originaleu’on a élaborée et représente un des points forts du prototyperoposé [34].

p = ρL2Zmax

Z20

(PSys − PDia

) (7)

L’implémentation de la compliance artérielle périphérique estrésentée par la Fig. 10.

Fig. 10. Détermination de la compliance artérielle.

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ea en plus un bouton qui permet le gel d’image. En monito-rage on a la courbe de bio-impédance qui s’affiche en continueavec détection de seuil et alarmes. On a en plus un paramètre

Fig. 11. Les deux signaux d’injection en opposition de phase.

a fin de la configuration un rapport est délivré mentionnant leoût en termes matériel de l’implémentation sur la cible FPGA.

.1. Le module d’injection du courant

Le signal d’injection obtenu est stable, de bonne qualité, et saréquence est très précise. Durant l’utilisation de l’appareil, laréquence minimale enregistrée était de 29,98 KHz et la maxi-al était de 30,01 KHz. L’amplitude était aussi très stable. Leinimum d’amplitude enregistré était de 5,005 V et le maximum

tait de 5,106 V.La Fig. 11 présente les deux signaux d’injection qui sont de

ême fréquence, de même amplitude mais en opposition dehase.

.2. Le signal de bio-impédance

La Fig. 12 présente la courbe de bio-impédance obtenue.’amplitude de la courbe est en Ohm. L’impédance est calcu-ée en utilisant la loi d’ohm. Cette courbe a été obtenue sur

oi-même. La courbe est comparable à celle obtenue par le plé-hysmographe Siemens\Direktrheagraph 933. La précision dea courbe a été validée par des mesures en parallèles, sur une

izaine de sujets sains, de la fréquence cardiaque par un ten-iomètre numérique modèle MP3 FUZZY et par ce prototype et’écart moyen entre les résultats ne dépasse pas un battementardiaque par minute.

Fig. 12. Le signal de bio-impédance.

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Fig. 13. Le mode monitorage.

.3. Examen réel

Les deux figures suivantes présentent la face avant du logiciele traitement et d’affichage. C’est un examen réel qui a permis deracer les courbes de bio-impédance et de la pression artérielleinsi que la détermination de plusieurs paramètres cardiovas-ulaires dont notamment la fréquence cardiaque, la fréquenceespiratoire, les pressions moyenne, systolique et diastolique,’indice du débit, le débit cardiaque, la compliance artérielle,a résistance périphérique et la surface corporelle. Deux modese fonctionnement sont possibles, le mode de surveillance oue monitorage (Fig. 13) et le mode diagnostique (Fig. 14).n mode de diagnostic le système est apte au bout de 10 s’afficher tous les résultats. Ce délai est essentiellement dû auait qu’on a besoin de plusieurs secondes afin d’acquérir plu-ieurs complexes du signal de bio-impédance. Ces complexesermettront ensuite d’en déduire les différents paramètres car-iovasculaires.

Dans les deux modes on a des boutons qui gèrent l’impressiont la sauvegarde des données. Dans le mode monitorage on

upplémentaire, la fréquence respiratoire.

Fig. 14. Le mode diagnostique.

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S. Mansouri et al. / I

L’injection, l’acquisition, le traitement et l’affichage se fontn temps réel. La vitesse du FPGA (jusqu’à 25 ns), la puis-ance de calcul de la cible ainsi que les fonctions optimiséese LabVIEW et les algorithmes utilisés favorisent, tous, le fonc-ionnement en temps réel du système.

L’application concue permet de faire rentrer divers informa-ions utiles qui peuvent servir pour l’archivage et les étudesomparatives, on y trouve le nom, prénom du patient, le sexe,’âge, la taille, le poids, le numéro du dossier, l’opérateur réali-ant l’examen, le lieu et la date.

. Conclusion

Cet article a présenté un bref descriptif d’un prototype de bio-mpédance électrique périphérique dont le noyau est une ciblePGA programmé à l’aide du module LabVIEW FPGA.

La complexité, la lenteur et le risque d’erreur de la pro-rammation VHDL a été contournée avec la programmation enangage G grâce au module LabVIEW FPGA. C’est un outil trèserformant qui permet d’accélérer tout type de conception.

Le prototype proposé se distingue des systèmes existants par’utilisation de la bio-impédance périphérique pour la détermi-ation des paramètres cardiovasculaires, par la déterminatione la pression artérielle directement à partir du signal de bio-mpédance, par son prix abordable (≈3500$) ainsi que par sonaractère totalement évolutif et reconfigurable qui peut per-ettre des mises à jour à volonté et d’éventuelles améliorations

ogiciels et hardwares.En plus de l’investigation de l’hémodynamique cardiaque,

e système s’apprête à une utilisation comme moniteur de sur-eillance ou comme outil de diagnostic de premier niveau. Ilbéit à plusieurs exigences de la norme IEC 62353 relatives àa sécurité électrique et notamment concernant les résistances’isolement, les courants de fuite et les courants d’injections.es tests de sécurité ont été réalisés par l’analyseur de sécuritélectrique, le Rigel 288.

Le système est d’une utilisation simplifiée au maximum grâceson interface graphique souple.

Les perspectives sont multiples, nous pouvons citer princi-alement, l’extension des potentialités de l’appareil vers unetilisation combinée pour le thoracique, le périphérique et poura bio-impédance corporelle. Cela est tout à fait possible car’appareil a huit entrées/sorties analogiques. On a testé avec suc-ès l’acquisition et le traitement du signal ECG et cela fera parties améliorations futures du prototype.

onflit d’intérêt

Pas de conflit d’intérêt.

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