Obtention des données

3.2.3 Traitements des données . . . . 73

3.3 Gestion des conditions expérimentales . . . . 76

3.3.1 Contrôle de la température . . . . 76

3.3.2 Positionnement de la sonde . . . . 77

3.3.3 État physiologique des tissus biologiques . . . . 80

3.4 Génération des brulures . . . . 83

3.4.1 Générateur Radiofréquence . . . . 83

3.4.2 Système d’irrigation du cathéter . . . . 84

3.4.3 Profondeurs de brulure incertaines . . . . 86

3.4.4 Mesure optique des brulures . . . . 87

3.5 Simulation des données . . . . 88

3.5.1 Le logiciel . . . . 88

3.5.2 Estimation de la permittivité . . . . 89

3.6 Récapitulatif du dispositif expérimental . . . . 92

3.7 Conclusion du chapitre . . . . 93

Lors de ces travaux, une salle de manipulation dédiée à la mesure de profondeur de

brulure a été mise en place au sein du Centre Hospitalier Universitaire de Dijon puis dans

les locaux du GERM au laboratoire Interdisciplinaire Carnot de Bourgogne. Fondé sur

la stratégie évoquée au chapitre précédent, le dispositif expérimental prend en compte

les paramètres évoqués. De la réalité de l’opération d’ablation de la fibrillation, nous

tirons un modèle expérimental pour l’étude de la brulure. Pour cela, nous présentons

dans ce chapitre les étapes de la chaine de mesure, la gestion des paramètres mis en

jeu dans cette étude ainsi que la création de la brulure. Cela conduit à une nécessaire

estimation de la permittivité pour la réalisation des simulations associées à l’étude.

3.1 De la réalité médicale à un modèle expérimental

Étant aux prémices de cette étude, la mesure directe sur le cœur s’avère être

pré-somptueuse. La mise en place d’un modèle est nécessaire afin de simplifier les conditions

expérimentales. Un rappel des paramètres biologiques et physiques du cœur est donc

effectué afin d’expliquer le choix de notre modèle représentatif.

3.1.1 Description des paramètres du cœur

Les paramètres biologiques sont les premiers à être développés. Le cœur est

constitué de fibres musculaires et d’un réseau de tissu de conduction. Cette matrice

fait du cœur un matériau composite complexe. Le mouvement incessant du cœur dans

l’organisme représente un problème lors de mesures. Le sang est un autre facteur à ne pas

négliger. En plus d’être toujours en mouvement, sa concentration en différents ions est

susceptible d’avoir un impact sur la conduction électrique et les potentiels en présence.

Les paramètres physiques sont la température du cœur (37°C), la pression

san-guine variant selon l’instant du cycle cardiaque (de 9300 Pa en diastole à 16000 Pa en

systole) [161]. Enfin, la pression appliquée et la position de la sonde lors de la mesure

du coefficient de réflexion sont deux autres paramètres difficiles à gérer.

3.1.2 Établissement et simplification du modèle

La mesure micro-onde sur des cœurs humains n’étant pas envisageable, les cœurs

porcins présentent une bonne alternative du fait de leur bonne disponibilité et leur taille

similaire à celle du cœur humain. Cependant, de part la complexité d’échantillonnage

des cœurs (due entra autre à la forme arrondie), l’utilisation de viande bovine est un

bon compromis puisque les permittivités diélectriques de ces tissus sont similaires [140].

Les échantillons de viande bovine, achetée chez un boucher, sont découpés en pavé de

2cm x 2cm à partir de tranche de gite de noix d’une épaisseur de 10 mm environ. Ainsi,

le nombre d’échantillons par tranche est important.

Fig. 3.1 – Tissus étudiés au cours de la thèse : a) cœur porcin, b) viande bovine.

Afin de simplifier drastiquement les conditions expérimentales, certaines hypothèses

sont établies à partir des paramètres cités au paragraphe précédent. Le mouvement

des échantillons est évité en les fixant sur un support. Du fait de son opacité et de

sa difficulté d’approvisionnement et de conservation, le sang est remplacé par du sérum

physiologique. La concentration des ions en présence est ainsi contrôlée. Seule la pression

sanguine n’est pas reproduite dans l’enceinte de la cuve. L’utilisation de viande bovine

comme échantillon amène cependant un problème puisque l’évolution post-mortem de

celle-ci a un impact sur ses propriétés diélectriques [135].

Ainsi, lors des mesures, la physiologie des tissus doit être gardée. Le sérum

physio-logique, incolore, rend la manipulation des échantillons aisée en solution. La gestion des

derniers paramètres (la température, le positionnement de la sonde et l’état

physiolo-gique de la viande) est décrite après présentation de la chaine de mesure.

3.2 Chaine de mesure

3.2.1 Obtention des données

Pour mémoire, la gamme de fréquence établie pour cette étude se situe entre 100

MHz et 20 GHz (fréquences de relaxation des molécules d’eau). En hyperfréquence, le

principal appareil de mesure est l’analyseur de réseau pour déterminer les paramètres S

d’un quadripôle Q (actif ou passif) [162] représenté sur la figure ci-dessous :

Fig. 3.2 – Schéma d’un quadripôle [162].

Un quadripôle est un circuit à 2 voies d’accès. Ainsi, les coefficients a et b de

Ku-rokawa [163] présentés sur cette figure répondent au système d’équations suivant où la

matrice S est caractéristique du quadripôle :

[S] =







S₁₁ S₁₂

S₂₁ S₂₂

















b₁ =S₁₁a₁+S₁₂a₂

b₂ =S₂₁a₁+S₂₂a₂ (3.1)

Les différents paramètres S, appelés coefficients de répartition, forment une matrice

représentant l’outil de base pour l’étude des circuits et des composants en

hyperfré-quence. Dans notre cas, la mesure doit, à terme, se faire à l’intérieur du cœur. Pour

des raisons évidentes et de praticité, nous ne considérons qu’un seul port en entrée a1

(a₂ = 0). Ainsi, deux paramètres sont à notre disposition (S₁₁ et S₂₁) correspondant

respectivement, pour cette condition, au coefficient de réflexion Γ et au coefficient de

transmission T de l’onde électromagnétique définis au chapitre précédent (page 53

pa-ragraphe 2.2.6).

La détermination du coefficient de transmission implique de placer une deuxième

ligne de transmission en regard de la première. Cette solution n’est pas envisageable

pour des mesures intracorporelles. Ainsi, seule l’analyse du S₁₁ est envisagée dans la

suite de ce rapport pour estimer la profondeur de brulure.

Les analyseurs de réseaux sont scalaires s’ils mesurent le module des paramètres S et

sont vectoriels s’ils mesurent le module et la phase. Dans cette étude, un analyseur de

réseau vectoriel est utilisé pour réaliser les mesures. Il fournit les couples réel/imaginaire

pour chaque fréquence dans la gamme de mesure. La figure 3.3 présente l’analyseur de

réseau vectoriel (analyseur de spectre FSH 8 en mode Vector Network Analyzer (VNA)

commercialisé par la société "Rohde & Schwarz") relié à l’ordinateur de mesure.

Fig. 3.3 – Analyseur de réseau et ordinateur de mesure.

Bien que ses performances soient inférieures à un autre analyseur de réseau de l’équipe

(comme indiqué dans le tableau ci-dessous), cet analyseur est suffisamment performant

et a l’avantage d’être portatif ce qui facilite le déplacement de celui-ci entre la salle

de manipulation et le laboratoire de recherche. Néanmoins, les fréquences situées aux

extrémités de la gamme ne sont pas considérées lors des mesures afin d’avoir plus de

points aux basses fréquences. Les fréquences utilisées sont comprises entre 100 MHz et

6 GHz. La puissance du signal est fixée à 0 dBm (1 mW).

Dans le document CAThéter Hyperfréquence pour ARythmies : CATHAR : détermination de la profondeur de brulure de tissus biologiques par voie microonde (Page 68-74)