La photopléthysmographie au contact

La photopléthysmographie contact (PPG) consiste à mesurer la variation du volume sanguin en un point du corps [10]. Pour cela, une lumière dédiée éclaire la peau. Cette lumière traverse les différents tissus et liquides et est altérée par ceux-ci. En considérant que le flux sanguin est le seul à varier dans le temps, la variation de lumière mesurée dépend principalement de ce flux sanguin. Ainsi, en ne conservant que la partie variable du signal, on peut connaître la variation du volume de sang artériel dans les capillaires. Cette variation est corrélée au rythme cardiaque, mais également au rythme respiratoire. Certaines études ont par ailleurs démontré la possibilité d’employer le capteur PPG afin de mesurer la tension en mesurant le décalage entre le signal ECG et le signal PPG [135] ou en utilisant des réseaux de neurones [119]. D’autres articles ont étudié la détection de maladies données, comme les battements ectopiques [37], les asystolies [106] ou la sténose artérielle de la jambe [162]. Le rythme cardiaque est présent dans le signal PPG du fait de la variation de volume qui se produit à chaque battement. Cette variation de volume va modifier la quantité de lumière absorbée. La manière dont la lumière interagit avec les tissus et le sang est présentée sur la figure 2.6.

On peut reconstruire un signal cardiaque à l’aide de cette variation de la lumière transmise dans la peau (ou réfléchie depuis la peau). La pulsation PPG obtenue pour chaque battement cardiaque est généralement composée de deux parties : la systole et la diastole. La systole correspond au sang envoyé par le battement de cœur. Elle est représentée par le pic le plus haut et arrivant le plus tôt dans le signal. Durant la descente du pic systolique, un second pic plus faible est présent sur l’onde PPG. Il s’agit du pic diastolique, qui correspond au retour de l’onde dans les veines vers les ventricules. Cette onde est plus faible que la première car elle a parcouru plus de trajet depuis qu’elle a quitté le cœur (le trajet représentant le cœur vers les extrémités puis le retour vers le point de mesure). Il lui arrive dans certains cas de disparaître, notamment chez les personnes âgées. De manière générale, on ne divise

Artères Veines

Lumière non modifiée (spéculaire) Lumière modifiée (diffuse)

Lumière incidente

Figure 2.6 – Principes de l’interaction lumière-tissu.

pas la pulsation PPG en deux ondes mais en considérant le « creux » provoqué par l’onde diastolique que l’on nomme l’entaille dichrotique. Ces points sont représentés sur le schéma 2.7.

Systole _Diastole

Entaille dichrotique

Figure 2.7 – Le battement PPG.

Modulation de ligne de base (BW : Baseline Wander)

Modulation fréquencielle (FM : Frequency Modulation)

Modulation d'amplitude (AM : Amplitude Modulation) Signal de base

Figure 2.8 – Présentation des modulations du signal PPG par la respiration (Source : Charlton et al. [22]).

Le signal photopléthysmographique contient également des informations liées à la respiration de la personne. Ces modulations, très similaires à ceux présents sur l’ECG (figure 2.4) sont représentées sur la figure 2.8. Lors de l’inspiration, une diminution de la pression dans la cage thoracique est provoquée par son augmentation de volume. Cette diminution de la pression permet à l’air d’entrer dans les poumons : la pression intérieure diminue ce qui provoque un débit d’air entrant. Cependant cette diminution de la pression est également relative au reste du corps (tête et membres). Cela provoque de manière similaire une « aspiration » du sang depuis ces zones vers le thorax. De ce fait, l’inspiration de la personne provoque une diminution du volume sanguin dans les artères des membres et du visage, ce qui est visible sur un signal PPG. L’aspiration du volume sanguin provoque une surcharge des ventricules du cœur et donc une augmentation du volume expulsé par battement. On retrouve donc une modification de l’amplitude des pulsations PPG qui augmentent durant l’inspiration.

Enfin, comme indiqué dans le paragraphe sur l’ECG (figure 2.5), une réponse physiologique à ces changements provoque une augmentation du rythme cardiaque durant l’inspiration. Cette augmentation permet d’optimiser les échanges gazeux au niveau du poumons lorsque ceux-ci sont pleins. Cette réponse est provoquée par la surcharge des ventricules qui étire les cavités. De petits capteurs de pression sont situés sur la paroi cardiaque et informent le nœud sinusal du travail supplémentaire à effectuer. En réponse à cela, le nœud sinusal augmente son rythme d’impulsion pour gérer la charge de travail. On peut comparer ce phénomène à un coup de feu dans un restaurant.

Les trois modulations présentées sont visibles sur l’ECG et sur le signal PPG. Néanmoins, à part la modulation fréquentielle, les modulations d’amplitude et de ligne de base sont liées à des phénomènes différents. De manière générale, les études publiées ont démontré l’utilité de fusionner les estimations de chaque modulation de manière à avoir un résultat aussi fiable que possible [22]. Il faut également noter que certaines réponses physiologiques dépendent de l’état de santé du patient. Ainsi, la modulation de fréquence liée à la respiration est moins visible sur des personnes âgées [30]. Par la suite, la plupart des méthodes développées se sont basées sur la variation de la ligne de base afin d’estimer le rythme respiratoire car celle-ci ne nécessite pas d’algorithmes complexes pour la démodulation. Les principes physiologiques associés à la respiration sont résumés sur la figure 2.9.

98% 80 bpm 98% 80 bpm BW AM _AM BW Mouvements respiratoires Flux veineux Flux artériel

Figure 2.9 – Les effets de la respiration sur l’ECG et l’oxymètre.

Figure 2.10 – Un exemple d’oxymètre utilisé pour la mesure de la saturation en oxygène (Source : Rama on Wikimedia CeCILL).

Enfin, la principale mesure effectuée à l’aide d’un capteur PPG au contact est la saturation pulsée en oxygène (SpO2) [12]. La saturation en oxygène est la concentration relative en sang oxygéné (oxyhémoglobine) par rapport au sang total. Il existe plusieurs variantes de celle-ci (SaO2 pour la mesure faite par prise de sang, SpO2 pour la mesure faite via un

oxymètre) qui dépendent principalement de la méthode de mesure. La S_pO₂ se mesure à l’aide d’un oxymètre de pouls (voir figure 2.10). Pour obtenir la concentration relative, on utilise les différences dans le spectre d’absorption du sang oxygéné et du sang désoxygéné. Ces spectres sont présentés sur la figure 2.11. La mesure de la S_pO₂ nécessite d’une part d’isoler le sang des différents tissus présents entre la source de lumière et le capteur, et d’autre part de différencier le sang oxygéné du sang désoxygéné. La comparaison du sang oxygéné et du sang désoxygéné se fait à l’aide de deux signaux PPG mesurés à deux longueurs d’onde différentes (dans le rouge et le proche infrarouge). Sur la figure 2.11, la longueur d’onde rouge est représentée avec PPG R tandis que la longueur d’onde du proche infrarouge est montrée avec PPG NIR. Ces absorptions sont situées à proximité d’un point de bascule, appelé point isobestique. Sur des longueurs d’onde inférieures à ce point de bascule, l’oxyhémoglobine est moins absorbée que la désoxyhémoglobine (d’où la couleur rouge du sang artériel). Sur les longueurs d’onde plus grandes, les courbes d’absorption s’inversent et l’oxyhémoglobine absorbe plus la lumière que la désoxyhémoglobine.

Figure 2.11 – Spectres d’absorption de l’oxyhémoglobine et de la désoxyhémoglobine. Ces valeurs d’absorption affectent la lumière reçue selon la loi de Beer-Lambert [140]. Cette loi est présentée dans l’équation (2.1) :

A(λ) = (λ) × L × C (2.1)

avec λ la longueur d’onde de la lumière, A(λ) l’absorbance de la lumière, (λ) le cœfficient d’extinction molaire qui correspond à une valeur du spectre d’absorption. L est la longueur du trajet parcouru par la lumière dans le milieu et C est la concentration du milieu. Cette loi exprime la façon dont la lumière est atténuée par son parcours dans un milieu (par exemple le sang), en fonction de la longueur de traversée et de la concentration en un produit (les hémoglobines). Dans notre cas, cette loi permet de retrouver la SpO2 en faisant un ratio entre les valeurs obtenues par le capteur. La valeur de la lumière reçue par le capteur vaut alors :

I(λ) = Ie(λ) × 10^−A(λ) (2.2)

avec I l’intensité reçue et I_e l’intensité émise par la lumière. Il est possible de décomposer l’équation (2.2) de façon à montrer la contribution du sang oxygéné, du sang désoxygéné et des autres tissus dans l’intensité reçue par l’oxymètre :

I(λ) = I_e(λ) × 10^−(Atissus(λ)+A_HbO2(λ)+A_Hb(λ)). (2.3) Dans cette équation, les absorptions du sang oxygéné et désoxygéné dépendent de la même longueur de traversée Lsang. Lors du battement cardiaque, cette longueur de traversée est

augmentée de δL_sang. Comme la longueur de traversée des tissus reste la même lors du battement cardiaque, le fait de diviser l’intensité lumineuse reçue lors d’un battement par celle reçue au repos permet de supprimer la contribution des tissus :

log₁₀

 Ir,pic(λ)

I_r,creux(λ) 

= _Hb(λ) c_Hb δL_sang+ _HbO2(λ) c_HbO2 δL_sang. (2.4) En considérant le ratio de l’équation (2.4) sous deux longueurs d’onde différentes, il est possible de supprimer la dépendance à δL_sang :

R = ^{log10(Ir,pic(λ1)/Ir,creux(λ1))}

log₁₀(I_r,pic(λ₁)/I_r,creux(λ₁)) ⁼

Hb(λ1) cHb+ HbO₂(λ1) cHbO₂

_Hb(λ₂) c_Hb+ _HbO2(λ₂) c_HbO2^{. (2.5)} R est généralement appelé dans la littérature le « ratio des ratios » du fait de l’équation (2.5). De manière générale, les longueurs d’onde utilisées sont prises dans le rouge et le proche infrarouge pour améliorer la qualité de la mesure, du fait de l’inversion des courbes d’absorption de l’oxyhémoglobine et de la désoxyhémoglobine (comme montré sur la figure 2.11). Le ratio des ratios de l’équation (2.5) permet de retrouver théoriquement la SpO2 via l’équation (2.6) :

S_pO₂= ^cHbO2

cHbO₂+ cHb

= ^{Hb(R) − R Hb(R)}

(Hb(R) − HbO₂(R)) − R (Hb(N IR) − HbO₂(N IR))^{. (2.6)} Cette équation permet d’obtenir une valeur correspondante à la SpO2. Plusieurs problèmes compliquent ce modèle. Tout d’abord le modèle de Beer-Lambert ne prend pas en compte la diffusion de la lumière dans les tissus. Afin de régler ce problème, un étalonnage est effectué pour corriger ces valeurs. Cela permet d’avoir des valeurs fiables sur une plage physiologique allant de 80% à 100% de saturation. Comme la courbe réelle n’est pas linéaire, les valeurs en dessous de 80% s’écartent de la saturation réelle. L’autre problème posé par ce calcul est le besoin de pouvoir déterminer efficacement les pics et les creux du signal rPPG de façon à pouvoir faire le ratio de l’équation (2.4). Dans le cas où le signal serait bruité à cause de mouvements du capteur, la détection de pics et de creux serait moins efficace et ne permettrait pas de donner une saturation fiable. Par exemple, il est parfois nécessaire d’évaluer une personne non consentante lorsque son état est grave et que celle-ci n’est pas en capacité d’exprimer un avis éclairé (personne mineure, sous tutelle, sous stupéfiants ou présentant un trouble psychologique comme le délire paranoïaque ou l’épisode psychotique qui peuvent être associés à une idée de persécution). Une autre limitation liée à ce ratio est que la composante variante du signal doit être peu bruitée pour avoir une mesure précise. L’utilisation de l’oxymètre est donc proscrite sur des doigts vernis ou lorsque la personne est en hypothermie (constriction des vaisseaux). Enfin, une dernière limitation de cette technique est qu’elle ne peut pas distinguer l’oxyhémoglobine de la carboxyhémoglobine. Cette dernière correspond à de l’hémoglobine chargée en monoxyde de carbone. En effet, le monoxyde de carbone se fixe à l’hémoglobine pour former du carboxyhémoglobine en prenant la place de l’oxygène. La carboxyhémoglobine n’est généralement pas présente en grande quantité dans l’organisme, sauf en cas d’intoxication au monoxyde de carbone. Elle présente un spectre similaire à l’oxyhémoglobine sur les longueurs d’onde étudiées. De ce fait, la mesure obtenue considère la carboxyhémoglobine comme de l’oxyhémoglobine, alors que la première ne joue pas son rôle dans l’oxygénation des organes.

Malgré ces inconvénients, cette méthode est très peu coûteuse, rapide à mettre en œuvre et non-invasive. Elle peut-être utilisée afin de mesurer l’état de santé d’un patient, mais également pour surveiller le bon fonctionnement d’un organe (en étudiant la consommation d’oxygène par celui-ci) [99]. Elle est également présente dans des appareils portables comme des montres connectées afin de mesurer le rythme cardiaque notamment [142]. Néanmoins, elle nécessite un contact avec la peau et perd de sa fiabilité dans un certain nombre de cas d’utilisation.