Vraie machine ECG unipolaire pour les mesures de la borne centrale de Wilson
Abstract
Depuis son invention (il y a plus de 80 ans), l’électrocardiographie moderne emploie une référence de tension supposée stable (avec peu de variation pendant le cycle cardiaque) pour la moitié des signaux. Cette référence, connue sous le nom de « Wilson Central Terminal » en l’honneur de son inventeur, est obtenue en faisant la moyenne des tensions des trois électrodes des membres actifs mesurées par rapport à l’électrode de retour à la terre. Cependant, des chercheurs ont soulevé des inquiétudes quant aux problèmes (biais et mauvais diagnostics) associés à la valeur et au comportement ambigus de cette tension de référence, qui nécessite un contact parfait et équilibré d’au moins quatre électrodes pour fonctionner correctement. La borne centrale de Wilson a fait l’objet de peu d’attention de la part des chercheurs au cours des dernières décennies, même si la prise en compte de la pratique médicale récente et répandue (les électrodes des membres sont repositionnées plus près du torse pour l’électrocardiographie de repos) a également suscité des inquiétudes quant à la validité et à l’aptitude au diagnostic des dérivations non référencées à la borne centrale de Wilson. En utilisant un véritable dispositif d’électrocardiographie unipolaire capable de mesurer précisément la borne centrale de Wilson, nous montrons sa variabilité imprévisible au cours du cycle cardiaque et confirmons que l’intégrité des dérivations cardinales est compromise ainsi que la borne centrale de Wilson lorsque les électrodes des membres sont placées près du torse.
1. Introduction
L’électrocardiographie de surface, par définition, est la représentation dans le domaine temporel de l’activité électrique du cœur battant à l’intérieur du thorax, mesurée comme une variation de tension dans le temps par des électrodes de surface placées en contact avec la peau. L’électrocardiographie de surface est représentée par une quantité vectorielle () tournant autour d’un point fixe (le centre électrique du cœur) dans le plan frontal du corps en décrivant un angle () avec une direction fixe identifiée par une ligne imaginaire traversant les épaules . Cette définition a été esquissée à l’origine en 1908 par E. Einthoven, puis révisée en 1931 par F. N. Wilson, qui a nommé le point fixe « borne centrale », et encore modifiée en 1942 par E. Goldberger, qui a inventé les dérivations augmentées. A partir de 1942, la définition mentionnée et les directives d’enregistrement associées ont produit le système ECG dit à 12 dérivations, qui est actuellement considéré comme la meilleure pratique .
L’ECG à 12 dérivations est appelé ainsi car il produit douze signaux ECG. Il utilise une électrode de référence placée sur la jambe droite (RL) et neuf électrodes d’exploration : trois électrodes de membre placées sur le bras droit (RA), le bras gauche (LA) et la jambe gauche (LL) et six électrodes placées sur le torse près du cœur . Le positionnement des électrodes et les signaux enregistrables à partir des six électrodes placées sur le torse ont été appelés les dérivations précordiales (précordiales) et sont également connus sous le nom de « dérivations thoraciques » (voir la figure 1(a)) ou de « dérivations », tandis que les signaux enregistrables à partir des membres ont été appelés les dérivations cardinales (ou fondamentales) d’Einthoven (voir la figure 1(b)) et sont appelés « dérivations I, II et III » ou simplement « dérivations des membres » : Conduite I : ; Conduite II : ; Conduite III : ;avec étant la tension de la conduite I ; la tension de la conduite II ; la tension de la conduite III ; le potentiel au bras gauche* ; le potentiel au bras droit* ; le potentiel à la jambe gauche* *référencé à l’électrode de la jambe droite ().
(a) Placement précordial
(b) Conduites et électrodes des membres
(a) Placement précordial
(b) Conducteurs et électrodes des membres
Les dérivations augmentées sont mesurées comme la différence de tension entre chacun des potentiels de membre et la moyenne des deux autres potentiels de membre. Par exemple, la dérivation augmentée est mesurée comme étant
Parce que tous les potentiels de membre sont implicitement référés au potentiel de la jambe droite, il est possible de déduire que les dérivations cardinales sont enregistrées comme étant le double de la différence de tension. Par exemple, en supposant que le potentiel de la jambe droite est mesuré par rapport à un point au potentiel neutre (c’est-à-dire, terre), la ligne I peut être réécrite comme suit :
Bien qu’à première vue, il puisse sembler que les potentiels s’annuleront ; en raison de la capacité non idéale (non infinie) de rejeter les signaux communs présents simultanément aux entrées, connue sous le nom de rapport de rejet en mode commun (CMRR) des amplificateurs employés, tout déséquilibre de contact entre les trois électrodes peut entraîner une dégradation de la qualité du signal et une dérive imprévisible des composants lents. Intuitivement, l’effet du déséquilibre de l’impédance de contact s’aggrave lorsque l’on considère les sondes augmentées, car elles nécessitent un contact parfaitement équilibré entre les quatre électrodes des membres. Ceci est contre-intuitif car le circuit qu’elles forment dans le corps humain est un triangle équilatéral qui ne tient pas du tout compte de la tension RL (voir figure 1(b)).
De même, la tension d’un point virtuel appelé Wilson Central Terminal (WCT) est soustraite de chacun des potentiels des électrodes précordiales. Le WCT est obtenu en faisant la moyenne des potentiels des membres rapportés à l’électrode de référence de la jambe droite à l’aide de trois résistances identiques (5 kΩ ou plus) connectées à un point unique :
Bien que Wilson lui-même ait eu l’habitude de qualifier les précordiales d' »unipolaires » , il a été souligné à plusieurs reprises qu’il s’agissait d’une appellation erronée en raison de la différence de tension répétée nécessaire pour les obtenir . Il a également été démontré que le WCT ne peut pas être considéré comme un potentiel « nul » et qu’il ne doit pas être confondu avec le potentiel réel du centre du cœur, car les signaux ECG voyagent à travers différents troncs d’un conducteur de volume inhomogène et peuvent être exposés à différentes sources de bruit telles que des expositions différentes aux champs RF et aux artefacts. En 1954, Frank a été le premier à s’inquiéter des fluctuations potentielles du WCT au cours d’un cycle cardiaque et de la façon dont elles pouvaient fausser la mesure de l’ECG. Il a prédit que quelques années plus tard, une nouvelle théorie de la conduction cardiaque et un nouveau système ECG capable de fonctionner sans la dérivation WCT verraient le jour. Au début de l’électrocardiographie moderne, d’autres chercheurs ont également pu confirmer que la CCE n’est pas constante pendant le cycle cardiaque. La confirmation des erreurs et de la variabilité de la CMT pendant le cycle cardiaque a été mesurée à l’aide d’une « électrode intégratrice ». Cette procédure nécessite que le corps humain entier soit enfermé dans une structure métallique, puis immergé dans l’eau (référence neutre) pendant la mesure de l’ECG. Malheureusement, en raison de la lourdeur du processus de mesure, cette technique n’a été utilisée que pour quelques essais expérimentaux. Ces dernières années, la signification du WCT et même son emplacement physique ont également été débattus. Cependant, à part des tentatives notables dans les années 1940 et 1950 , jusqu’à notre étude, le WCT n’a jamais été correctement mesuré sans une procédure lourde et de manière répétable.
Dans ce contexte, il faut mentionner que non seulement le WCT a reçu peu d’attention de la part de la recherche au cours des dernières décennies, mais il y a également un manque généralisé d’études modernes sur le placement général des électrodes et l’impact que le mauvais placement des électrodes (en particulier lorsqu’il est intentionnel) peut avoir sur le diagnostic. La pratique médicale courante et répandue consiste à déplacer les électrodes des membres vers des positions plus proches du torse (épaules et hanches ou côtés du nombril). On pense que cela réduit le caractère gênant de l’enregistrement de l’ECG car les câbles ne sont pas répartis sur tout le corps, ce qui est particulièrement avantageux lors des enregistrements à l’effort. Cependant, il est prouvé que le positionnement des électrodes des membres qui affecte le QRS influence le diagnostic des maladies cardiaques ischémiques (y compris chroniques) . Bien qu’il existe des preuves que, chez les sujets sains, la variation des ECG imposée par l’altération des électrodes des membres ne peut être classée que comme statistiquement pertinente et non comme cliniquement pertinente, en raison du décalage significatif de l’axe cardiaque et de l’amplitude de la forme d’onde qui peut être observé dans les deux plans de l’ECG lorsque les électrodes des membres sont dans des positions différentes des positions standard, la recommandation normalisée pour la pratique clinique de l’ECG confirme que le mauvais placement des électrodes des membres doit être évité ou utilisé uniquement lorsque cela est strictement nécessaire (c’est-à-dire, Au cours des deux dernières années, nous avons développé un nouveau dispositif électrocardiographique qui permet la visualisation en temps réel et la mesure précise de l’amplitude, de la forme et des variations de l’ECG ; en utilisant ce dispositif, nous montrons que l’ECG présente une variation cliniquement significative (>0,1 mV ou >1 mm ) entre différents enregistrements et au cours d’un même enregistrement. Pour l’évaluation présentée dans cet article, nous avons partiellement réutilisé les données ECG unipolaires qui ont été enregistrées à partir d’une petite population de sujets sains qui se sont portés volontaires lors d’une étude précédente et ont accepté que les données soient analysées à des fins de publication par des cardiologues experts. La population de sujets comprend cinq hommes âgés de 29 à 36 ans, l’âge moyen étant de 32,5 ans. Aucun des sujets n’avait d’antécédents de maladie cardiaque, et tous les enregistrements présentaient des rythmes sinusaux normaux. Nous avons également enregistré à nouveau les données d’un sujet volontaire, en effectuant deux enregistrements consécutifs pour montrer l’effet du placement des électrodes des membres près du torse sur les dérivations cardinales.
2. Section expérimentale
Nos principales hypothèses pour cette étude sont les suivantes.(1)Le WCT n’est pas une référence de tension stable présentant une variation de tension cliniquement significative.(2)Le déplacement des électrodes des membres vers une position proche du torse peut affecter la forme et l’amplitude des dérivations cardinales ainsi que la WCT.
Pour démontrer nos hypothèses, nous présentons d’abord la machine unipolaire vraie et une technique de mesure qui nous permet de mesurer et de stocker la WCT de manière fiable ; puis, nous présentons le traitement des données avec un exemple complet de la variabilité de la WCT à travers le cycle cardiaque et à travers un enregistrement. Enfin, nous montrons l’effet que le placement des électrodes des membres près du torse (des chevilles et des poignets aux hanches, aux côtés du nombril et aux épaules) a sur les dérivations des membres et le WCT .
2.1. Développement du matériel
Notre frontal matériel et son évaluation pilote sont correctement décrits dans . Cependant, par souci d’exhaustivité, nous donnons dans cette section un bref résumé du matériel de mesure employé dans cette étude. La figure 2 présente un schéma fonctionnel de l’amplificateur ECG (un seul canal). En principe, nous considérons la mesure de l’ECG unipolaire comme une observation combinée du bruit et du signal utile. Il est donc possible de mesurer le signal local d’intérêt en soustrayant le bruit local (ou ce qui est considéré comme tel) du signal mesuré. Comme on peut l’observer sur la figure 2, le signal mesuré (électrode de mesure) est envoyé à un amplificateur d’instrumentation qui soustrait du signal une version passe-bas du même signal (la fréquence de coupure passe-bas est fixée à 0,1 Hz). Cette technique permet d’obtenir un frontal ECG à couplage CC pseudo-passe-haut, tout en préservant l’entrée ultra-haute de l’amplificateur, ce qui permet l’utilisation d’électrodes sèches. Les expériences ont confirmé que le filtre passe-bas utilisé pour réaliser le filtre pseudo-passe-haut peut être mis en œuvre avec des composants passifs et que sa fréquence de coupure peut être positionnée à très basse fréquence (c’est-à-dire 0,01 Hz), en utilisant des condensateurs et des résistances de grande valeur. Ceci est possible parce que l’impédance d’entrée ultra-haute de l’amplificateur d’instrumentation employé peut faire face à plusieurs MΩ d’impédance.
Le référencement de l’amplificateur est réalisé via la borne de référence de l’amplificateur d’instrumentation étiquetée « Ref ». La borne Ref reçoit une version amortie (low passed) de la sommation de tous les signaux de l’électrode et de l’électrode RL. Cette technique, qui est également connue sous le nom de « bootstrapping de masse modifié » , similaire au bootstrapping de masse standard, permet d’obtenir une suppression du bruit de ligne électrique et du bruit électrodique sans utiliser une technique de jambe droite entraînée .
Les signaux enregistrés à l’aide de cet instrument peuvent être considérés comme étant directement référés à la jambe droite. Par conséquent, une simple soustraction point par point entre les signaux enregistrés permet de calculer en temps réel l’ECG à 12 dérivations. La figure 3 présente un exemple de calcul pour la première dérivation. Dans cet exemple, les signaux préenregistrés du bras gauche et du bras droit ont été simplement soustraits pour obtenir la dérivation I. Avec cette technique d’enregistrement, l’ECG est simplement calculable à partir d’une moyenne point par point des potentiels de membre enregistrés. Afin de permettre la reconstruction des précordiaux traditionnels (obtenus par simple soustraction point par point du WCT), nos précordiaux sont également directement référencés au potentiel de RL . Dans notre étude pilote précédente , nous avons démontré que la corrélation entre les signaux reconstruits et l’enregistrement parallèle des signaux traditionnels dépasse 90% avec des différences minimes, qui sont dues à la tolérance des composants .
2.2. Mesure
Pour cette étude, nous calculons le WCT en faisant la moyenne des potentiels de membres préenregistrés. Comme nous l’avons montré dans notre analyse précédente, le WCT est profondément différent d’un sujet à l’autre et peut avoir la forme de dérivations ECG avec des formes d’ondes caractéristiques parfois très bien marquées telles qu’une onde P, un complexe QRS, et une onde T. Pour cette raison, nous mesurons l’amplitude du WCT à sa plus grande caractéristique qui devrait normalement coïncider avec le complexe QRS. En d’autres termes, nous mesurons cette amplitude comme l’amplitude de crête à crête. Dans cette étude, nous montrons que l’amplitude du WCT varie au cours d’un enregistrement et que, comme cela a déjà été démontré pour les dérivations ECG standard, sa forme et son amplitude sont affectées par la position des électrodes des membres. En utilisant une étude de cas, nous avons également été en mesure de justifier le déplacement communément observé de l’axe cardiaque vers la direction verticale .
3. Résultats et discussion
(1)Le WCT présente une variabilité d’amplitude cliniquement pertinente (>0,1 mV ou >1 mm) au cours de chaque cycle cardiaque ainsi qu’une variation cliniquement significative au cours de l’enregistrement. Afin de montrer cette variabilité de manière concise, nous avons choisi un point de départ aléatoire dans l’enregistrement et mesuré l’amplitude de la TCA pour 10 battements consécutifs après ce point. Comme on peut l’observer sur la figure 4, tous les 10 battements considérés ont une amplitude supérieure à 0,1 mV ; de plus, entre le battement n°3 et le battement n°6, il y a la plus grande étendue de variabilité (0,12 mV) entre les cycles cardiaques.(2)Des analyses similaires effectuées pour les autres sujets de notre base de données donnent des résultats similaires.(3)Nos amplitudes générales de la WCT sont en accord avec les valeurs présentées dans la littérature. Nous rappelons que des amplitudes pour le WCT de l’ordre de 0,2 mV ont déjà été mesurées lors d’une expérience historique qui faisait appel à une procédure lourde. Au cours de cette expérience, un volontaire était immergé dans l’eau tout en étant enfermé dans une structure métallique appelée « électrode intégratrice ». Notre dispositif permet au contraire une mesure continue et précise de la WCT en enregistrant directement à partir des électrodes des membres.(4)Le niveau de bruit de la WCT est directement influencé par les trois potentiels des membres ; par conséquent, les artefacts de mouvement sur l’un des membres ou tout déséquilibre de l’impédance de contact entre les électrodes des membres affecteront directement la qualité du signal de la WCT et dégraderont éventuellement les précordiales. Étant donné que le véritable dispositif unipolaire enregistre les composantes des membres, le bruit affectant l’un des membres peut être évalué à l’avance, et les opérateurs peuvent donc décider de ne pas utiliser le WCT s’il est compromis sans subir la perte de l’ensemble des précordiales. Dans cette mesure, l’amplitude du WCT semble être dominée par la composante du bras droit (RA) (qui est la plus grande composante observable sur la figure 5(b)) ; des observations similaires ont été faites pour les autres sujets inscrits dans notre étude pilote et nous pouvons donc confirmer l’hypothèse précédente selon laquelle le WCT peut nuire à l’exploration du thorax en raison du biais imposé par le bras droit.(5)La position des électrodes des membres affecte directement la forme des dérivations et du WCT. Une simple comparaison des figures 5 et 6 révèle que la caractéristique QRS du WCT est déformée. Lorsque les électrodes sont déplacées vers les épaules et les hanches (voir la figure 6), l’onde S diminue au profit d’une onde R plus importante, ce qui est particulièrement visible dans la dérivation III, où le QRS est nettement plus grand.(6)Dans les composantes unipolaires, on observe une augmentation marquée de l’amplitude de la composante LL et une inversion de la polarité de la composante LA. Pour ces raisons, il est possible de dire que l’augmentation des informations portées par le bas du corps (LL) et la distorsion simultanée des informations portées par le haut du corps (LA) justifient la déviation de l’axe cardiaque en faveur de directions plus verticales, comme observé dans la littérature . Cette constatation est étayée par une analyse intuitive de la formule correcte pour le calcul de l’axe cardiaque. En rappelant que l’axe cardiaque est calculé par ce qui peut être exprimé en composantes unipolaires comme il est facile de conclure qu’une augmentation marquée de LL seul augmentera la composante verticale du vecteur représentant l’activité cardiaque, déplaçant la valeur de son angle vers une valeur plus raide ; on peut noter qu’une réversion de la polarité LA peut également contribuer à une augmentation du numérateur de la formule de calcul de l’axe cardiaque, qui, lorsque les électrodes des membres sont rapprochées du torse, s’accompagne aussi toujours d’une réduction de la plombée I (le dénominateur), ce qui peut encore augmenter le déplacement de vers l’axe vertical.
Enfin, comme les signaux enregistrés avec le dispositif unipolaire vrai sont linéairement indépendants, à l’instar de ce qui se fait avec les enregistrements EEG, il est possible d’augmenter l’espace des signaux via le reréférencement. En d’autres termes, le nombre de traces de signaux pouvant être obtenues à partir des 10 électrodes placées passera de douze à au moins trente (neuf unipolaires indépendantes, neuf référencées à la moyenne commune, et les douze signaux traditionnels), augmentant ainsi la redondance des informations présentes dans l’ECG, comme cela a été recherché depuis son invention il y a plus de 80 ans . En d’autres termes, le corollaire de cette nouvelle méthode est que la pratique actuelle est à la fois améliorée (plus grande robustesse au bruit, plus grande redondance de l’information, et visualisation du WCT) et préservée (le signal et la méthode de diagnostic traditionnels sont également utilisables). Il est à noter que la reconstruction d’un ECG à 12 dérivations basée sur la soustraction point par point des composantes peut être plus robuste au bruit. En effet, les analystes du signal (praticiens médicaux annotant l’ECG avec ou sans l’aide de procédures automatisées) pourront estimer le rapport signal/bruit de chaque composante individuelle (comme le bruit des lignes électriques et les artefacts) et faire fonctionner des filtres logiciels individuels différenciés et personnalisés sur les composantes avant de reconstruire le signal .
4. Conclusions
Nous avons présenté des preuves expérimentales que le WCT n’est pas une référence stable pour les dérivations ECG à travers le cycle cardiaque, que sa forme et son amplitude (mesurée de pic à pic) sont comparables à l’amplitude des autres dérivations ECG, et surtout qu’il présente une variabilité d’amplitude cliniquement significative pendant l’enregistrement. Avec cette étude, nous montrons également que le WCT, comme les dérivations des membres, est directement affecté par la modification de la position de l’électrode et qu’il peut donc transmettre ce biais supplémentaire aux précordiales avec des effets imprévus sur le diagnostic.
En utilisant notre dispositif, dans cette étude, nous avons également pu justifier le déplacement de l’axe cardiaque vers la direction verticale qui a été observé dans plusieurs études indépendantes lorsque les électrodes des membres sont placées plus près du torse (c’est-à-dire l’ECG de stress). Par conséquent, puisque notre analyse et notre expérience confirment les préoccupations concernant l’altération de toutes les dérivations standard lorsque les électrodes des membres sont placées plus près du torse, nous concluons que cette pratique devrait être évitée ou utilisée uniquement lorsque cela est strictement nécessaire (c’est-à-dire lorsque l’enregistrement n’est pas possible autrement).
En dernier lieu, notre technique de mesure des signaux ECG, permettant le calcul du WCT et de l’ECG standard à 12 dérivations, offre la construction d’un plus grand espace de signaux, ce qui ajoute de la redondance à l’ECG, comme cela a été recherché depuis son invention il y a plus de 80 ans . Nous cherchons actuellement à obtenir une autorisation éthique pour un essai de grande envergure afin de confirmer l’étendue et l’impact de nos résultats, en particulier concernant l’effet de la pratique actuellement répandue de placer les électrodes des membres plus près du torse.
Conflit d’intérêts
L’auteur ne déclare aucun conflit d’intérêts.