Surveillance Cardiaque - Thierry PERISSE

Vincent Burger
Jérôme Cervera
Université Paul Sabatier III
Année 2011-2012
Projet de Licence 3 EEA
Surveillance Cardiaque

Introduction
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Année 2011-2012
Le but du projet qui nous a été confié est la surveillance cardiaque, c'est-à-dire, la
réalisation d’une application qui doit relever et afficher l’électrocardiogramme d’un patient
qui est utilisé dans tous les hôpitaux.
L’électrocardiogramme (ECG) d’un patient est le signal électrique qui provient de la
contraction du muscle cardiaque dans l’oreillette droite et se propage aux ventricules le long
de nerfs, appelés faisceau de Hiss, et qui provoque l’apparition de différences de potentiels à
la surface du corps, qui peuvent être enregistrées en différents points de référence.
Ces potentiels seront prélevés grâce à des électrodes positionnées sur le corps humain. Pour
permettre une prise d'information convenable, il faut que la résistance de contact entre
l'électrode et la peau soit la plus faible possible. Pour cela on interpose entre l'électrode
métallique et la peau un matériau conducteur à l'état liquide ou à l'état de gel, à base de
chlorure de potassium le plus souvent ou sinon, certaines pastilles sont déjà recouvertes d’un
gel, évitant ainsi l’ajout d’un tierce produit en plus.

Remerciements
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Nous souhaitons remercier Mr Perisse pour la confiance qu’il nous a accordée en nous
confiant le sujet de la Surveillance Cardiaque, son aide tout au long du projet qui nous a
permit d’avancer jour après jour sur ce projet et le temps qu’il nous a octroyé.
Nous tenons également à remercier Mme Leymarie pour son aide et sa disponibilité.
Enfin, nous tenons à exprimer notre satisfaction d’avoir pu travaillé dans des bonnes
conditions matérielles et un environnement agréable.
Nous remercions également l’ensemble de la classe de Licence 3 EEA pour leur aide.

Sommaire
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Introduction .......................................................................... 2
Remerciements ...................................................................... 3
Présentation ........................................................................... 5
Première Partie : Partie analogique .................................... 6
Récupération de l’ECG ................................................................................. 6
L’amplificateur d’instrumentation ......................................................................................... 7
Analyse du circuit DRL ......................................................................................................... 9
1 er filtrage .................................................................................................... 11
Amplification .............................................................................................. 13
2 ème filtrage .................................................................................................. 15
Alimentation autonome ............................................................................... 19
Création du +5V .................................................................................................................. 19
Réalisation du -5V ............................................................................................................... 20
Deuxième partie : Partie numérique ..................................22
PRESENTATION DE LABVIEW ............................................................. 22
Les instruments virtuels ....................................................................................................... 22
TRAITEMENT DU SIGNAL ..................................................................... 24
Carte d’acquisition............................................................................................................... 24
Description des modules utilisés ......................................................................................... 25
Compteur de front................................................................................................................ 26
Analyse du signal ........................................................................................ 29
Diagramme final .................................................................................................................. 30
Description du fonctionnement ........................................................................................... 31
Estimation des coûts du projet ............................................32
Conclusion ............................................................................34
Resume in English ................................................................35

Présentation
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L'électrocardiographie (ECG) est une représentation graphique du signal électrique
image de l’activité musculaire du cœur. Ce signal est recueilli par des électrodes au contact de
la peau. L'électrocardiographe est l'appareil permettant de faire un électrocardiogramme,
comme celui sur la Figure 1.
Figure 1 : Exemple d’électrocardiographe.
Figure 2 : Explication des impulsions d’un ECG.
L’utilisation d’un électrocardiographe est un
examen rapide, ne prenant que quelques
minutes, indolore et non invasif, il est dénué
de tout danger. Son interprétation reste
cependant complexe et requiert une certaine
expérience du domaine médical. Il permet de
mettre en évidence diverses anomalies
cardiaques et a une place importante dans les
examens diagnostiques en cardiologie. Le
signal ECG est constitué d’impulsions de
forme particulière, comme décrit dans la
Figure 2.
Onde P : contraction des oreillettes, le sang est chassé dans les ventricules.
Onde QRS : contraction des ventricules, le sang est chassé vers les poumons (cœur droit) et
vers les organes (cœur gauche).
La fréquence fondamentale f = 1/T ou rythme cardiaque est de l’ordre f ≈ 1 Hz.
Le signal recueilli est faible (V0 = 1 mV crête environ) et très fortement perturbé par le 50 Hz
du secteur.

Première Partie : Partie analogique
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Comme expliqué précédemment, notre but est d’afficher le signal cardiaque d’un
patient. Pour cela, nous devons créer un système analogique qui nous permettra de récupérer
le signal ECG, de le traiter et de le transférer vers la carte d’acquisition NIDAQ-6008. Nous
allons aussi mettre, au fur et à mesure, les parties traitées sur Pspice afin de simuler et de
vérifier le bon fonctionnement du montage, que nous comparerons aux oscillogrammes
relevés sur le système physique. Tous les relevés effectués sur le montage physique sont
réalisés avec notre alimentation autonome qui est décrite plus loin dans le rapport.
Récupération de l’ECG
Pour commencer, nous devons récupérer des signaux venant des électrodes placées sur
le corps du patient. Ces électrodes sont positionnées suivant une méthode appelée méthode de
dérivations. Pour notre cas, nous utilisons la méthode de dérivation frontale I comme décrit
plus haut dans la partie de présentation. Nous plaçons donc nos électrodes sur le bras droit, le
bras gauche et sur la jambe droite. Les deux électrodes sur les bras nous permettent de relever
le signal électrique (très faible) et celle sur la jambe, nous sert de masse virtuelle.
Chacun des signaux est inutile seul. Si nous voulons avoir l’image électrique de l’activité
cardiaque, nous devons nous servir de la différence de potentiel entre les deux électrodes
positionnées sur les bras.
Afin de récupérer cette différence de potentiel, nous allons nous servir d’un amplificateur
d’instrumentation. Nous choisissons donc l’INA114 de chez Burr-Bown et en parcourant la
documentation technique, nous y trouvons notre schéma final pour la récupération de l’ECG.
Figure 3 : Schéma final pour la récupération d’un ECG.
Nous pouvons voir que pour récupérer l’ECG, il nous faut étudier et réaliser deux choses en
particulier : l’amplificateur d’instrumentation et le circuit de retour pour la masse virtuelle.
Donc, nous allons commencer par l’étude de l’amplificateur d’instrumentation et ensuite, par
le circuit de retour.

L’amplificateur d’instrumentation
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Voici, ci-dessous, le montage interne de l’INA-114 que nous allons utiliser.
Figure 4 : Détails sur l’INA-114.
Bien que nous voyons que nous ne pouvons agir que sur le gain grâce à la résistance RG, nous
allons vous en expliquer le fonctionnement.
Un amplificateur d’instrumentation est en fait composer de deux parties distinctes :
- Un étage d’entrée différentiel symétrique
- Un amplificateur de différence
L’étage d’entrée différentiel symétrique :
Figure 5 : Schéma étage différentiel.
e1-e2 = ri
Vs1-Vs2 = (2R+r)i
Vs1-Vs2 = (e1-e2)
Le but de cet étage est de voir par combien nous
allons amplifier nos signaux d’entrées. Déjà nous
remarquons que les Amplificateurs Opérationnels (AOPs)
fonctionnent en en régime linéaire (contre réaction) donc
V+ = V-. La mise en équation est très simple, le courant
circulant dans r et dans les deux résistances R sera donc le
même, ce qui permet d'écrire :

L’amplificateur de différence :
Figure 6 : Schéma de l’amplificateur de différence.
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Cet étage est tout simplement un amplificateur de différence, et donc nous avons
l’équation de sortie suivante :
Vs =
(Vs2-Vs1)
Réglage du gain :
Maintenant, nous pouvons nous pencher sur la question du gain de notre INA-114, vu
que tous les composants contenus par lui-même sont fixés par le constructeur et que c’est cela
qui nous intéresse. Nous remarquons la formule donné par le constructeur est qui est :
G = 1 +
Donc afin de régler le gain G, il faut que nous déterminions la résistance RG. Mais pour cela,
nous ne devons pas prendre de gain élevé, ce qui réduira les valeurs de RG possible. Oui car
pour un gain élevé, celui-ci crée une erreur additionnelle au gain pour une amplification par
100 environ. Comme dans notre cas nous nécessitons une très grande amplification (plus de
1000), nous risquons d’ajouter une erreur de gain beaucoup trop importante. C’est pour cela
que nous choisissons donc un premier gain G=10. Nous amplifierons par la suite encore avec
un autre AOP.
Ce choix, d’avoir un gain faible, est également préconisé par le constructeur dans sa
documentation technique, comme nous pouvons le constater dans cet extrait de cette
documentation : « Low resistor values required for high gain can make wiring resistance
important. Sockets add to the wiring resistance which will contribute additional gain error
(possibly an unstable gain error) in gains of approximately 100 or greater. »
En appliquant alors la formule pour avoir un gain de 10, nous trouvons :
10 = 1 +
RG =
= 4.5kΩ

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Or dans notre montage, il nous faut diviser RG par deux comme nous l’avons sur la Figure 1.
Donc nous trouvons :
RG/2 =
= 2.25kΩ
Mais comme 2.25kΩ n’est pas une valeur normalisée, nous allons prendre 2.2kΩ qui elle
l’est.
Analyse du circuit DRL
L’intérêt du circuit DRL (Driven Right Leg Circuit) est de réduire les interférences du
mode commun pour les signaux amplifiés comme dans le cas de mesures de signaux très
faible émis par le corps par exemple. Comme le corps humain se comporte comme une
antenne, et donc récupère toutes les interférences électromagnétiques, comme le 50/60 Hz, ces
« bruits » interférent et obscurcissent le signal électrique image de l’activité cardiaque.
Le circuit DRL est composé d’un AOP suiveur et d’un filtre passe bas actif. L’utilité de
l’AOP suiveur est de permettre l’isolation par rapport au reste du montage et ensuite réaliser
un filtre passe bas actif.
Figure 7 : Schéma d’un DRL.
Une différence intervient entre la Figure 5 et notre DRL, par le fait que nous n’avons plus de
condensateur car vu que nous sommes en basse fréquence, le condensateur se comporte
comme un circuit ouvert.

Simulation Pspice :
Oscillogramme :
Figure 8 : Schéma de la récupération de l’ECG.
Figure 9 : Oscillogramme de la sortie de l’INA-114.
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Sur cet oscillogramme, nous voyons déjà la forme du signal apparaitre mais nous remarquons
que le signal est de faible amplitude et qu’il a une composante continue. C’est pour cela que
par la suite, nous allons effectuer des filtrages et une amplification afin de récupérer un signal
comprit entre +/- 5V pour pouvoir l’envoyer sur le DAQ6008.

1 er filtrage
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Maintenant que nous avons une récupérer le signal électrique image de l’activité
cardiaque, nous devons effectuer un filtrage sur ce signal. En effet, comme expliqué
précédemment, le corps se comporte comme une antenne ce qui fait que le signal est noyé
dans le bruit mais il a également une composante continue que nous souhaitons supprimer.
La plage de fréquence pour le choix du filtre utilisé est imposée par le corps humain, et plus
particulièrement par le cœur. Chez l'adulte en bonne sante, au repos, le pouls se situe entre 50
(0.8Hz) et 80 (1.33Hz) pulsations par minute. Pendant un effort, la fréquence cardiaque
maximale théorique est de 220 (3.6Hz) moins l'âge (exemple : 180 a 40 ans). Notre plage de
variation s’étend donc d’environ 0.8Hz a 5Hz.
Nous décidons de récupérer les composantes comprises entre 0.2Hz et 10Hz car la plage peut
très facilement varier entre chaque individu.
Pour commencer, nous effectuons un 1 er filtrage à l’aide d’un filtre passe haut passif afin de
supprimer la composante continue du signal. Le calcul de la fréquence de coupure du filtre est
le suivant :
fc =
Nous imposons, arbitrairement, la valeur du condensateur C = 330nF. Nous avons donc :
R =
=
= 2.4MΩ
Mais comme 2.4MΩ n’est pas une valeur normalisée, nous allons prendre 2.2MΩ qui elle
l’est.
Simulation Pspice :
Figure 10 : Schéma du filtre CR.

Oscillogramme :
Figure 11 : Courbe de sortie du filtre CR.
Figure 12 : Oscillogramme de la sortie du filtre CR.
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Nous pouvons constater qu’effectivement, le filtre CR supprime la composante continue
comme ce que nous souhaitions.

Amplification
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Nous pouvons maintenant amplifier le signal, vu que nous avons supprimé sa
composante continue. L’amplification du signal est nécessaire et obligatoire afin de pouvoir
envoyer le signal sur la carte d’acquisition vu que la précision de la carte est de 7mV. Comme
nous pouvons le voir sur la Figure 8, l’amplitude du signal est de 8mV. Vu que nous voulons
un signal comprit entre +/- 4.5V, nous devons utiliser un montage amplificateur non inverseur
avec l’amplification suivante :
A =
=
= 562
Connaissant l’amplification, nous pouvons en déduire les valeurs des deux résistances
nécessaires à la réalisation de cette amplification grâce à la formule de l’AOP non inverseur :
A = (1 +
A-1 =
= 561
)
Nous prenons alors R2 = 56kΩ et R1 = 100Ω.
Simulation Pspice :
Figure 13 : Schéma de l’AOP non inverseur.

Oscillogramme :
Figure 14 : Courbe prouvant l’amplification.
Figure 15 : Oscillogramme de la sortie de l’AOP non inverseur.
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Sur l’oscillogramme précédant, nous pouvons remarquer que le signal est effectivement
amplifié jusqu’au +/- 4.5V voulu mais qu’il y a toujours une raie très importante sur le 50Hz,
due aux parasites, c’est pour cela que nous allons maintenant effectuer un second filtrage afin
de supprimer cette raie du 50Hz.

2 ème filtrage
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Comme nous l’avons expliqué précédemment, dans l’explication du DRL, nous
devons définir un filtre passe bas afin que les fréquences les plus gênantes pour notre
application, celles aux environs de 50/60Hz, soient fortement atténuer.
Pour réaliser ce filtre passe bas, nous allons prendre un filtre passe bas actif afin de pouvoir
régler le gabarit suivant ce que nous souhaitons et ainsi avoir une atténuation de l’ordre de
40dB pour atténuer aux maximums les effets des fréquences parasites. Pour cela, nous
établissons le gabarit du filtre, ci-dessous, afin de mieux visualiser nos attentes.
Figure 16 : Gabarit du filtre passe bas actif.
Vu que nous avons déjà notre amplification qui est réglée, nous allons nous porter vers un
filtre qui n’ajoutera pas de gain et le fait de vouloir une pente de -40dB nous dirige vers un
filtre passe bas du 2 nd ordre. Avec ces données, notre choix se porte un filtre Sallen Key passe
bas Butterworth ayant comme fonction de transfert :
H(p) =
Et ayant pour schéma, le suivant :
Figure 17 : Schéma du filtre Sallen Key passe bas Butterworth.

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Afin de calculer les valeurs des quatre composants passifs, il suffit d’appliquer la formule :
Ca =
et Cb =
Pour nous permettre de calculer ces valeurs des condensateurs, nous sommes obligés de fixer
les valeurs des résistances nous-mêmes de façon arbitraire. Nous choisissons Ra = Rb = 12k
et fc = 30Hz, ce qui nous donne :
Ca = 6.69*10 -7 F = 669nF
Cb = 3.34*10 -7 F = 334nF
Nous prenons comme valeurs normalisées : Ca = 680nF et Cb = 330nF.
Simulation Pspice :
Figure 18 : Schéma du filtre Sallen Key passe bas Butterworth sous Pspice.
Figure 19 : Courbe de sortie du filtre Sallen Key passe bas Butterworth.

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Pour vérifier le bon fonctionnement de nos filtres, nous allons les simuler l’ensemble 1 er
filtrage, amplification et 2 ème filtrage, ce qui donne les schémas et les courbes suivantes :
Figure 20 : Schéma complet du filtrage et de l’amplification.
Figure 21 : Courbe de sortie du schéma complet du filtrage et de l’amplification.
Nous remarquons que notre bande passante est bien comprise entre [0.2Hz ; 30Hz], avec une
atténuation de 40dB par décade vers les fréquences « hautes ».

Oscillogramme :
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Figure 22 : Oscillogramme de la sortie du filtre Sallen key passe bas butterworth.
Nous avons sur l’oscillogramme précédant, la confirmation que notre filtre marche bien, car il
répond au cahier des charges que nous nous étions fixés. Nous avons bien une atténuation de
-40db (-37.5dB en vrai, mais la tolérance des composants fait que nous ne pouvons pas avoir
une atténuation précise et souhaitée à 100%).
Système physique :
Figure 23 : Photo de la partie physique de récupération et de traitement de l’ECG.

Alimentation autonome
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Nous décidons de mettre en place une source d’alimentation autonome au lieu de
devoir avoir une alimentation fixe reliée au secteur. Pour cela, nous utiliserons une pile +9V –
200 mA/h dont nous allons convertir la tension de 9V pour avoir une tension de 5V et ensuite,
retraiter cette tension afin d’avoir du -5V également.
Création du +5V
Pour avoir du +5V, nous devons abaisser la tension fournie par la pile. Pour cela, nous
utilisons le régulateur LM7805 avec deux condensateurs. Le premier de 330 nF pour filtrer la
tension d’entrée et éviter d’avoir une tension inférieur à la tension voulu, et un second de
100nF pour améliorer la régulation de la tension de sortie. Nous rajoutons une diode par
précaution pour éviter l’endommagement ou la destruction du régulateur si la pile n’est pas
branchée dans le bon sens. Les valeurs de ces condensateurs nous sont données par le
constructeur comme nous pouvons le voir sur la Figure 8.
Simulation Pspice :
Figure 24 : Schéma constructeur du câblage du LM78015.

Simulation Pspice :
Réalisation du -5V
Figure 25 : Schéma de câblage du LM78015.
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Pour la réalisation du -5V, nous utilisons un MAX735 et comme précédemment,
toutes les valeurs des composants reliés au MAX735 sont donnés par le constructeur comme
nous le voyons sur la Figure 8 :
Figure 26 : Documentation technique du MAX735.
Nous apercevons une diode zéner sur le schéma constructeur qui en fait permet d’éviter tout
retour de courant sur la sortie LX.

Simulation Pspice :
Système physique :
Figure 27 : Schéma du MAX735 sous Pspice.
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Figure 28 : Photo de la partie physique de la réalisation de l’alimentation.
Grâce au fonctionnement de notre alimentation autonome, qui nous fournis notre +/- 5V, nous
pouvons alors la reliée à notre projet et nous nous rendons compte que tout fonctionne
correctement.

Deuxième partie : Partie numérique
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Cette partie présente les concepts de base de labview et l’interprétation du signal en
réalisant le moyennage du rythme cardiaque en temps réelle en fonction d’une période.
PRESENTATION DE LABVIEW
LabView (Laboratory Virtual Instrument Engineering Workbench) est un langage de
programmation dédié au contrôle d’instruments et l’analyse de données. Contrairement à la
nature séquentielle des langages textuels, LabView est basé sur un environnement de
programmation graphique utilisant la notion de flot de données pour ordonnancer les
opérations.
LabView intègre l’acquisition, l’analyse, le traitement et la présentation de données.
Pour l’analyse et le traitement des données, la bibliothèque d’analyse étendue contient les
fonctions pour la génération et le traitement de signaux, les filtres, les fenêtres, les
statistiques, la régression, l’algèbre linéaire et l’arithmétique matricielle.
Les instruments virtuels
Les programmes LabView s’appellent des Instruments Virtuels (VIs). Ces VIs ont
trois parties principales : la Face Avant, le Diagramme et l’Icône/Connecteur.
La face avant d’un VI est avant tout une combinaison de commandes et d’indicateurs. Les
commandes sont les entrées des VIs, elles fournissent les données au diagramme. Les
indicateurs sont les sorties des VIs et affichent les données générées par le diagramme. Vous
pouvez utiliser plusieurs types de
commandes et d’indicateurs tels que les
commandes et les indicateurs numériques,
à curseur, booléens, chaîne de caractères,
les tables et les graphes (Cf. Figure 30).
Commandes
Indicateurs
Figure 30 : La face avant d’un diagramme.

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Le diagramme contient les terminaux, les sous VIs, les fonctions, les constantes, les structures
ainsi que les fils qui relient les différents objets pour leur transmettre les données. (Cf. Figure
31).
La barre d’outils principale est présente sur la face avant, elle donne accès aux outils
d’exécution et de présentation.
Lance l’exécution du VI.
Indique que le VI est en cours d’exécution.
Indique que le VI est en cours d’exécution et qu’il s’agit d’un sous VI.
Relance continuellement le VI après chaque fin d’exécution (équivalent à déposer le
VI dans une boucle infinie). Les boutons stop ou pause arrêtent l’exécution.
Arrête l’exécution du VI.
Suspend l’exécution du VI, l’icône devient rouge pour indiquer que le Vi est en pause,
appuyer de nouveau sur le bouton pour continuer l’exécution.
La palette de fonctions est accessible dans
le diagramme par les mêmes méthodes que
celles de commandes. Elle contient
l’ensemble des fonctions de Labview
regroupées par type de fonctionnalités
(Programmation, acquisition, traitement
mathématiques, connectivité (Cf. Figure
32).
Figure 31 : Diagramme de la face avant précédente.
Figure 32 : Palette de fonctions.

TRAITEMENT DU SIGNAL
Carte d’acquisition
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Pour relever le signal de la plaque Labtec on utilise un périphérique DAQ. C’est un
périphérique qui acquiert ou génère des données et qui peut contenir plusieurs voies. Le DAQ
se contente de convertir le signal entrant en signal analogique que l’ordinateur est capable de
traiter (Cf. Figure 33).
Figure 33 : DAQ 6008.
Les cartes d'acquisition de données, DAQ pour Data Acquisition en
anglais, permettent d'acquérir des signaux électriques et ainsi les
convertir en données manipulables par un
logiciel. Ce sont des signaux dont la tension est
l'image d'une mesure physique tel que, par
exemple, la pression, la température, la vitesse
ou autres phénomènes électriques.
Figure 34 : VI DAQ.
La carte DAQ permet d’acquérir et de visualiser le signal
en entrée (Cf.
Figure 35).
Nous avons choisit une période de relevé
du rythme cardiaque de 10s que nous
réglons directement dans la DAQ. Ceci
induit donc un temps d’attente entre
chaque nouveau motif de 10s.
Le DAQ va enregistrer une période de
10s du signal qu’il va ensuite envoyer sur
le diagramme de labview. Le signal à
exploiter sera donc « figé » durant cette
séquence. Ceci est essentiel à savoir car
le traitement du signal ce fera en
conséquence.
Période à déterminer.
Figure 35 : Interface DAQ.

Description des modules utilisés
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Le VI Déclenchement permet d’extraire un segment du signal. Les conditions du
déclenchement peuvent être basées sur un seuil de déclenchement de démarrage d’arrêt, ou
peuvent être statique. Lorsqu’une condition de déclenchement est statique, le déclenchement
se produit immédiatement
et ce VI renvoie un nombre
prédéfini d’échantillons.
(Cf. Figure 36).
Figure 36 : Configuration du VI Déclenchement. Figure 37 : VI Déclenchement.
Le VI Statistique renvoie le paramètre sélectionné pour le premier signal d’une waveform
(forme du signal). Nous avons sélectionné comme caractéristique : Nombre total
d’échantillons. Il dispose de
plusieurs options qui
permettent d’effectuer de
nombreuses mesures sur un
signal.
Figure 38 : VI Statistique.
Figure 39 : Affichage de la configuration du VI.
VI indexer un tableau. Lorsque nous câblons ce tableau il se redimensionne automatiquement
et permet de stocker une (ou plusieurs) valeurs.

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Nous utilisons un VI simuler un signal carré dans un premier temps pour effectuer des tests.
Nous voulons avoir 10 carrés à chaque impulsion de période (Cf. Figure 41).
Règle la période, ici 1s.
Règle le nombre de carrés
par période.
Figure 40 : VI simuler un
signal affiché sur la face avant. Figure 41 : Palettes de fonction.
Compteur de front
Voila les VI précédemment décrient assemblés (Cf. Figure 40) sur le diagramme.
Nous simulons un signal carré d’amplitude 2V, nous réglons le VI déclenchement sur : Front
montant, niveau 1 (tension 1V de seuil choisit) et statistique sur Nombre total
d’échantillons. La face avant nous donne le nombre de déclenchement de front (Cf. Figure
42).
Figure 42 : VI assemblé.
Figure 43 : Nombre de déclenchement : 1.
Ce VI convertie des données
dynamiques en données scalaire :
Nombre à virgule flottante (solution
retenue) ou booléen.

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Résultat obtenue : Ce montage est incomplet car, il compte un seul front montant sur la
période. De plus le signal carré s’arrête automatiquement après une période.
Nous rajoutons une première boucle while pour répéter le nombre de période qui sont
simulées. La boucle while répète le sous diagramme situé à l’intérieur de la boucle jusqu’à ce
que le terminal de condition d’entrée reçoive une valeur booléenne particulière (Cf. Figure
44).
Figure 44 : nouveau VI assemblé.
Figure 45 : Nombre de déclenchement : 3.
Terminal de condition
Résultat obtenue : Avec l’ajout de la boucle on génère en permanence une période. Cependant
notre système compte un seul front montant sur chaque nouvelle séquence (ici nous avons 3
périodes).

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Pour finir avec le traitement du signal nous ajoutons une seconde boucle, un registre à
décalage ainsi qu’un additionneur. La seconde boucle va répéter les VIs : Déclenchement,
Statistique, Indexer un tableau ainsi qu’un additionneur (Cf. Figure 48).
Les registres à décalages sont présents uniquement dans les boucles, et permettent à une
itération I, de connaître la valeur d’une variable évaluée à
l’itération I-1 (mais aussi I-2, I-3…). Nous insérons un registre à
décalage en cliquant à droite, à l’aide de la bobine, sur le coté
d’une boucle et en choisissant l’option « Ajouter un registre à
décalage » (Cf. Figure 46).
Figure 46 : Registre à décalage.
Un additionneur calcule la somme des entrées x+y (Cf. Figure 47).
Figure 47 : Additionneur.
Astuce : Brancher l’itération de la boucle directement sur le VI
déclenchement, permet d’extraire un segment à chaque front
de la période.
Figure 48 : Diagramme complet pour compter les nombres de fronts.
Figure 49 : Nombres de déclenchements : 21.
Résultat obtenue : Nous avons maintenant le nombre de déclenchement sur un front montant
qui évolue en fonction du nombre de période.

Analyse du signal
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Dans cette partie nous utiliserons le signal traité précédemment pour avoir le rythme
cardiaque sur une minute et le moyenner en temps réel après chaque période.
Nous travaillerons de nouveau avec l’assistant DAQ pour cette partie.
Nous relevons le nombre d’impulsion du rythme cardiaque sur 10s. Nous devons la multiplier
par 6 pour avoir sa valeur sur 1 min.
Cependant à chaque nouvelle itération de 10s, nous devons moyenner l’ensemble des valeurs
du rythme cardiaque pour les avoir en temps réel, et non une valeur figée à un instant t.
Nous choisissons 10s de relevé pour avoir à la fois, assez de motif sur une période, et un
temps d’acquisition pas trop long.
Pour réaliser ceci nous utilisons deux nouveaux Vis : Condition vrai/faux , Nœud de
rétroaction.
Condition vrai/faux : La valeur câblée au terminal du sélecteur de condition détermine la
condition à exécuter (vrai ou faux), elle peut être de type booléen, chaîne, entier, etc. (Cf.
Figure 50 et Figure 51).
Figure 50 : Répète l’action
quand la condition d’entrée
est vrai (booléen : 1).
Nœud de rétroaction : Il enregistre les données d’une exécution de VI ou de boucle à la
suivante (Cf. Figure 52).
Figure 52 : Représentation VI
Exemple d’une application condition vrai avec un nœud de rétroaction. (Cf. Figure 53).
X
Y
Figure 53 : Condition vrai.
Figure 51 : Répète l’action
quand la condition d’entrée est
fausse (booléen : 0).
A l’entré de l’additionneur on crée un constante : 1 => afficheur = 1
Si la condition est de nouveau vrai :
Constant = 1 (voie y) + 1 (voie x)= valeur précédente => afficheur = 2
Si la condition est de nouveau vrai :
Constant = 1 (voie y) + 2 (voie x)= valeur précédente => afficheur = 3
Si la condition est de nouveau fausse (Cf. Figure 51).
Aucune action est câblé à l’intérieur de la boucle, l’afficheur = 3

Diagramme final
Figure 55 : Signal traité et analysé.
Figure 54 : Diagramme complet.
Valeur du rythme cardiaque (ici au bout de la seconde séquence).
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96 2
Le compteur compte le nombre de séquence (2 ème séquence donc 2 ème acquisition
de la carte DAQ).
192
Nombre total d’impulsions après 2 périodes.

1
2
3
4
5
6
Description du fonctionnement
1
1 2 …
16
1
Figure 56 : Diagramme final.
31
1 1 1
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La carte DAQ relève le signal en sortie de la plaque Labtec que nous visualisons à l’aide du
graphique sur la face avant de labview.
L’assemblage de ces 4 VIs permet de compter les fronts de chaque impulsion. Dans un
premier temps le VI déclenchement va extraire un segment du signal (réglé sur -2V sur front
descendant, nous choisissons de compter le front descendant. Car sur la face avant précédente,
nous constatons qu’il y a 2 pics de tension pour un motif du signal et cela évite de rajouter des
VIs pour corriger le fait d’avoir ces 2 pics). Le VI statistique va récupérer l échantillons
inferieurs -2V qui va être convertis puis stocké dans le tableau.
Ces 2 modules vont compter le nombre de front sur une période, les additionner et les
multiplieront par 6 pour avoir la valeur du rythme cardiaque sur 1 min.
Nous créons un booléen vrai si la valeur est différente de zéro, ceci nous permet juste de
pouvoir toujours avoir la condition vraie en sortie.
La condition vraie est la première étape pour réaliser le moyennage en temps réel. Elle va
compter le nombre de période envoyé par la DAQ.
Pour terminer, l’étape 6 va diviser le nombre total d’impulsion par le nombre de période pour
avoir la moyenne du rythme cardiaque avec l’évolution du temps.
5
6
2
96
…
3
Si nous avons 16
impulsions nous
enverrons successivement
16 « 1 » dans le tableau.
1
6 12 …
96
4
Valeur du rythme
cardiaque sur 60s.
Sommes de toutes les
impulsions.

Estimation des coûts du projet
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Maintenant que tout notre projet fonctionne, aussi bien la partie analogique que la
partie numérique, nous allons déduire le prix de l’intégralité du système. Nous allons
commencer par la partie numérique. Cette partie est composée de la carte d’acquisition DAQ-
6008 à 169 € et du logiciel LabView à 1049 €. Ce qui fait que rien que pour la partie
numérique, le prix total est de 1218 €.
Pour la partie analogique, nous avons fait un tableau récapitulatif du prix de chaque
composant suivant les différentes parties plus bas. Car en plus des composants, il faut aussi
ajouter le prix de la plaquette Labtec qui est de 25.44 €.

Désignation Nombres Valeur Prix unitaire
(€)
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Prix total (€)
Récupération de l’ECG
INA-114 1 - 10.54 10.54
RG/2 2 2.2kΩ 0.25 0.50
R2DRL, R3DRL 2 390kΩ 0.25 0.50
R1DRL 1 10kΩ 0.25 0.25
TL072 1 - 0.90 0.90
Total 12.69
1 er filtrage
C1 1 330nF 0.64 0.64
R1 1 2.2MΩ 0.25 0.25
Total 0.89
Amplification
TL071 1 - 0.41 0.41
R3 1 56kΩ 0.25 0.25
R2 1 100Ω 0.25 0.25
Total 0.91
2 ème filtrage
TL071 1 - 0.41 0.41
Ra, Rb 2 12kΩ 0.25 0.50
Cb 1 330nF 0.64 0.64
Ca 1 680nF 0.23 0.23
Total 1.78
Alimentation autonome
LM78015 1 - 0.28 0.28
C2 1 330nF 0.64 0.64
C3 1 100nF 0.34 0.34
1N4148 1 - 0.38 0.38
MAX735 1 - 6.27 6.27
C4 1 47µF 0.80 0.80
C5 1 10µF 0.32 0.32
C6 1 100µF 0.78 0.78
L1 1 10µH 1.10 1.10
1N5158 1 - 0.86 0.86
Total 11.77
Composants de la partie analogique 28.04 €
Donc le prix total de la partie analogique est de 53.48 €
Le prix total du projet est alors de 1271.48 €.

Conclusion
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Ainsi, à travers le projet de surveillance cardiaque de 50h, nous avons pu mettre en
application nos connaissances théoriques et pratiques acquises tout au long de la licence. De
plus, il nous a permis d’approfondir, de découvrir et d’apprendre de nouveaux logiciels.
Durant le projet nous nous sommes confrontés aux difficultés réelles de l’électronique
analogique (le bruit, la tolérance des composants, etc) et numérique (découverte de nouveaux
supports, etc).
Nous avons eu la chance d’avoir à réaliser plusieurs tâches complexes et enrichissantes propre
à notre thème.
Chacune de ces tâches s’inscrivent dans le bon fonctionnement du projet et font référence à
des connaissances importantes de l’enseignement reçus.
Nous pensons, tout deux, que ce projet est une bonne expérience, car il conforte notre idée
d’option pour le master 1.

Resume in English
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Année 2011-2012
We have choose the cardic monitoring for our subjet because we thought it was the
project the most intersting. Today lots of person think electronics is just used for TV,
walkman, and computeur. The medical field is forgotten but it's a very important part of
electronics.
we have to realize an electronics's system who pick up the heart signal and give back a clean
signal amplified because, the heart signal have a really low voltage. For the realisation of this
project, with separate it into two parts, an analogique one and a digital one.
In the analog part, we have to pick up the heart signal with three electrods on right and left
arm and also the leg. Just after we filter the signal to cut off the direct current. Then we
amplify the signal to put him between +/- 5V to be able to be detected by the converter DAQ
6008. But after the amplification, we have to filter the same signal again, but this time, it’s for
to delete the surrounding noise provocated by the 50/60HZ who scramble the signal. And
finally, we can connect the converter into us board.
So now, in the digital part, we have to put on the monitoring screen, the number of beats per
minute. To do that, we used the software Labview to calculate the average value of the heart
frequency and then, we can show the beat per minute of the original signal pick up with the
electrodes.