2 Fiabilisation d’une brassière pour le monitoring cardiaque
2.4 Evaluation du système ECG
2.4.1 Introduction
Le module électronique propre au système CardioNexion14 est développé à part de la thèse d’ANKHILI Amale. Dans le cadre du développement d’électrodes, compte tenu du grand nombre d’échantillons (nombre de supports textiles important, nombre de lavages important, etc…) nous avons besoin de réaliser des mesures rapides, discriminatoires et pertinentes.
Les mesures rapides, et déjà présentées, concernent la résistivité de surface des électrodes. Cette mesure rend compte de la « santé » de l’électrode (après lavage par exemple) et permet de faire globalement un tri entre les électrodes suffisamment conductrices ou non. Par contre, cette mesure se réalise sur électrode seule et ne rend pas compte du système complexe corps humain/peau/électrode parcouru par des signaux électriques de multiples fréquences.
Des mesures d’impédances de contact permettent de mener des caractérisations sur un système plus réaliste mais au final plus complexe à mettre en œuvre et à interpréter. Au final, nous avons développé un système de mesure ECG simple, et validé par des cardiologues, qui va nous permettre de quantifier la qualité des électrodes développées.
2.4.2 Mesure de l’impédance de contact
L’impédance de contact est une mesure plus pertinente du comportement électrique du système peau/électrode. Une valeur d’impédance faible permet la mesure d’un meilleur signal ECG et de réduire le bruit. Le but de l’étude est de déterminer l’impédance de contact de nos électrodes en coton imprégné de PEDOT:PSS et de la comparer avec les valeurs obtenues pour des électrodes médicales commerciales argent/chlorure d’argent (Ag/AgCl).
13http://www.inntex.com, référence PW020, Juillet 2018
14
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Comme postulé dans d’autres études, l’interface peau/électrode est similaire à une interface électrode/électrolyte puisque le derme et l’épiderme renferment de nombreux ions conducteurs. Nous avons utilisé un circuit équivalent proche de ce que propose WEBSTER [174] et présenté à la Figure 89 avec Rs la résistance totale de l’électrode, de la peau et des câbles, RCt la résistance due au
transfert des charges entre la peau et l’électrode et Cdl, la capacité entre la peau et l’électrode. Pour
ce circuit, l’impédance équivalente est donnée par l’Équation 11.
Figure 89 : Circuit équivalent modèle de l’interface peau/électrode [84]
Un potentiostat Autolab équipé d’un module FRA (Metrohm B.V.) est utilisé pour mesurer la magnitude et la phase. La mesure est réalisée en configuration 2 électrodes (la contre électrode CE et l’électrode de référence RE sont connectées) et effectuée entre 0,1 Hz et 200 Hz. Les valeurs de Rs, RCt et Cdl sont estimées par optimisation simultanée de la magnitude et de la phase dans l’Équation
14 et l’Équation 15 (programme Matlab) [84].
Équation 11
Équation 12
Équation 13
Équation 14
Équation 15
La Figure 90 et la Figure 91 présentent les mesures et les courbes modèles de magnitude et de phase pour l’électrode de référence (Ag/AgCl) et l’électrode coton imprégné de PEDOT:PSS.
Z ω = Rs + 𝑅𝑐𝑡 𝑗 ω × 𝐶𝑑𝑙 𝑅𝑐𝑡 +𝑗 ω × 𝐶𝑑𝑙1 Re (Z ω ) =𝑅𝑠 + 𝑅𝑐𝑡 + (ω 2× 𝐶𝑑𝑙2× 𝑅𝑠 × 𝑅𝑐𝑡2 ) 1 + (ω2× 𝐶𝑑𝑙2× 𝑅𝑐𝑡2) 𝐼𝑚 𝑍 ω = − ω × 𝐶𝑑𝑙 × 𝑅𝑐𝑡2 1 + (ω2× 𝐶𝑑𝑙2× 𝑅𝑐𝑡2) Z ω = 2 × 𝑅𝑒(𝑍 ω ² + 2 × 𝐼𝑚(𝑍 ω ² Ɵ = tan−1 2 × 𝐼𝑚 𝑍 ω 2 × Re (Z ω )
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Figure 90 : Mesures et modèles de la magnitude et de la phase pour l’électrode de référence Ag/AgCl [84]
Figure 91 : Mesures et modèles de la magnitude et de la phase pour l’électrode coton imprégnée de PEDOT:PSS [84]
Comme attendu, le comportement de l’électrode de référence est « propre » et se modélise assez bien. Par contre, en ce qui concerne l’électrode en coton imprégné, le modèle usuel semble trouver ses limites. Pour les deux électrodes, les valeurs de Rs, RCt et Cdl estimées sont présentées dans le
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Tableau 17 : Paramètres du modèle pour les électrodes Ag/AgCl et coton imprégné de PEDOT:PSS [84]
Les valeurs de résistances obtenues pour l’électrode à base de coton sont, comme attendu, plus élevées, que pour l’électrode médicale commerciale. La présence d’argent en tant que matériaux conducteur de l’électrode explique cette différence. La valeur plus élevée de Cdl pour l’électrode
Ag/AgCl est expliquée par la constante diélectrique plus importante du gel que l’interface sans gel. L’ensemble des valeurs obtenues pour notre électrode est cohérent et modérément éloigné des valeurs de l’électrode de référence. Ces mesures d’impédance tendent à montrer une utilisation possible de notre électrode en coton imprégné de PEDOT:PSS pour obtenir un ECG de bonne qualité. Néanmoins, pour caractériser nos électrodes, ces mesures d’impédance et les calculs qui en découlent sont assez difficiles à mettre en œuvre et seront de toute façon, à la demande de notre partenaire, à confirmer avec des mesures d’ECG sur des volontaires. Ainsi, nous avons orienté nos caractérisations d’électrodes vers l’application finale en développant un système de mesures d’ECG simple.
2.4.3 Mesure d’ECG
Les ECG sont mesurés soit avec (i) un appareil médical portable (Colson CardiPocket 2) qui imprime les relevés pour validation ultérieure par un cardiologue soit avec (ii) une carte SHIELD-EKG-EMG (OLIMEX) connectée sur un Arduino et dont les données sont traitées sous Matlab (filtre Butterworth 0,5 – 100 Hz pour éliminer les artefacts de mouvement et filtre Notch 50 Hz pour supprimer la composante secteur).
La mesure avec l’appareil médical portable puis le contrôle par un cardiologue de la présence sur l’enregistrement des informations nécessaires à un diagnostic est nécessaire compte tenu de l’application finale du produit. Cette mesure référence nous permet également de valider le bon fonctionnement du système développé en interne par ANKHILI Amale. En exemple, une comparaison de deux enregistrements est donnée à la Figure 92.
Ag/AgCl Cotton based PEDOT:PSS Rs (Ω) 8.1282×103 1×105 Rct (Ω) 3.4798×104 4×106 Cdl (F) 1.35×10-7 7×10-9
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Figure 92 : Exemple d’ECG mesuré avec (a) un appareil médical portable (Colson CardiPocket 2) et (b) une carte SHIELD-EKG-EMG (OLIMEX) connectée sur un Arduino connecté à des électrodes en coton
imprégné de PEDOT:PSS
Comme l’exemple présenté en Figure 92 et en accord avec les cardiologues, toutes nos mesures montrent une très bonne efficacité du système de mesures développé. Ainsi, le système mis en place va nous permettre d’évaluer nos électrodes au fil des lavages subis et d’être plus réactif dans nos développements.
Les développements sont encore en cours, l’une des étapes suivantes serait la mise en place d’outils de quantification de la qualité des électrodes. Une première piste est de se baser sur le SNR en travaillant avec une peau modèle pour se passer de la dispersion des mesures dues aux individus.
2.5 Conclusion
Cette étude sur le développement de sous vêtement pour le monitoring ECG illustre concrètement les besoins en ce qui concernent la durabilité et les difficultés lièes à la caractérisation et à la mise en place de tests et mesures fiables qui rendent compte de la réalité.
Les électrodes développées à base de PEDOT:PSS modifié donnent des résultats satisfaisants du point de vue du maintien de la résistivité surfacique au fil des lavages. Concernant l’impédance de surface et des ECG obtenus, ces électrodes donnent également satisfaction avant lavage. Les mesures sur électrodes lavées sont en cours de réalisation. La mesure d’ECG nous semble le moyen d’évaluation le plus pertinent mais il nous reste à mettre en place les outils de quantification de la qualité des électrodes.
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Une des lacunes de cette étude est le manque d’investigation des effets du lavage sur les éléments du dispositif (électrodes, liaisons électriques et module électronique). Des travaux complémentaires essentiels seront menés dans ce sens.
Les activités sur la fiabilisation d’une brassière pour le monitoring cardiaque ont été valorisées par 1 publication [23] et 2 conférences [82], [84].