Microsystème électrostatique tridimensionnel de récupération d'énergie pour alimenter un stimulateur cardiaque sans sonde

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Microsystème électrostatique tridimensionnel de

récupération d’énergie pour alimenter un stimulateur

cardiaque sans sonde

Sarah Risquez

To cite this version:

Sarah Risquez. Microsystème électrostatique tridimensionnel de récupération d’énergie pour alimenter un stimulateur cardiaque sans sonde. Micro et nanotechnologies/Microélectronique. Université Paris Saclay (COmUE), 2017. Français. �NNT : 2017SACLS044�. �tel-01519356�

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NNT : 2017SACLS044

THESE DE DOCTORAT

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° 575

Electrical, Optical, Bio-physics and Engineering

Spécialité de doctorat : Electronique et Optoélectronique, Nano et Microtechnologies

Par

Mme Sarah RISQUEZ

Microsystème électrostatique tridimensionnel de récupération

d’énergie pour alimenter un stimulateur cardiaque sans sonde

Thèse présentée et soutenue à Bures-sur-Yvette, le 28 février 2017

Composition du Jury :

M. BASROUR Skandar Professeur Université Joseph Fourier TIMA

Président du Jury Mme DUFOUR Isabelle Professeur Université de Bordeaux

IMS

Rapporteur Mme LISSORGUES Gaëlle Professeur Université Paris-Est

ESIEE-Paris

Rapporteur M. GALAYKO Dimitri Maître de conférences Université Pierre et Marie Curie

LIP6

Examinateur Mme WOYTASIK Marion Maître de conférences Université Paris-Sud

C2N

Co-encadrante de thèse M. LEFEUVRE Elie Professeur Université Paris-Sud

C2N

Directeur de thèse M. BOUTAUD Bertrand Directeur général MISTIC Membre invité M. COUDERC Pascal Manager R&D 3D PLUS Membre invité

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« Le paradoxe de la science est qu'il n'y a qu'une réponse à ses méfaits et à ses périls :

encore plus de science. »

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Remerciements

Ces travaux de thèse ont été réalisés à l’Institut d’Electronique Fondamentale (IEF) devenu par la suite le Centre de Nanosciences et de Nanotechnologies (C2N) lors de sa fusion avec le Laboratoire de Photonique et de Nanostructures (LPN). Ma thèse a été financée par le 7ème programme cadre (bourse n° 604360) de l’Union Européenne dans le cadre du projet européen MANpower. J’en profite pour remercier tous les membres du consortium européen que j’ai eu le plaisir de rencontrer à de nombreuses reprises et avec lesquels j’ai pu faire progresser ma thèse grâce à nos discussions.

Je remercie vivement mon directeur de thèse M. Elie LEFEUVRE, professeur à l’Université Paris-Sud, ainsi que mon encadrante Mme Marion WOYTASIK, maître de conférences à l’Université Paris-Sud pour avoir dirigé et encadré mes travaux de thèse. J’ai beaucoup appris durant ces trois années de thèse à votre contact et j’apprécie la confiance et l’autonomie qui m’ont été accordées.

J’exprime mes sincères remerciements à M. Skandar BASROUR, professeur à l’Université Joseph Fourier pour avoir accepté de présider mon jury de thèse. Je remercie Mme Isabelle DUFOUR, professeur à l’Université de Bordeaux et Mme Gaëlle LISSORGUES, professeur à l’Université Paris-Est pour l’intérêt qu’elles ont porté à ce travail en acceptant d’en être les rapporteurs. Je souhaite également remercier M. Dimitri GALAYKO, maître de conférences à l’Université Pierre et Marie Curie d’avoir accepté d’examiner mes travaux. Je remercie M. Bertrand BOUTAUD, ancien Manager R&D de LivaNova (anciennement Sorin) d’avoir accepté d’assister à ma soutenance en qualité de membre invité. J’adresse mes plus sincères remerciements à M. Pascal COUDERC, Manager R&D de 3DPlus d’avoir accepté l’invitation d’assister à ma soutenance de thèse. Je le remercie également pour les découpes laser réalisées avec le savoir-faire de M. Eric LEROY au sein de 3D PLUS.

Je tiens à remercier André DE LUSTRAC, directeur et Daniel BOUCHIER, directeur adjoint de l’IEF pour leur accueil au laboratoire à mon arrivée. Je tiens également à remercier Giancarlo FAINI, directeur du C2N ainsi que toute la nouvelle équipe de direction du C2N.

Je remercie vivement Alain BOSSEBOEUF, chercheur CNRS et responsable du département Micro Nano Bio et Microsystèmes de l’IEF pour m’avoir accueillie à mon arrivée au sein du département. Par ailleurs, je le remercie pour ses conseils qui m’ont été d’une aide précieuse. Je souhaite également exprimer ma gratitude envers Pierre-Yves JOUBERT, professeur à l’Université Paris-Sud, directeur adjoint du C2N et responsable du département MicroSystèmes et NanoBiofluidique pour sa confiance et son soutien.

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Je remercie bien sûr chaleureusement tous mes collègues du département de recherche pour avoir su m’intégrer dans l’équipe avec gentillesse et bienveillance. J’ai eu beaucoup de plaisir à travailler avec eux dans la bonne humeur. Je pense surtout à Emile MARTINCIC pour son aide récurrente et pour la réalisation des circuits; à Fabien PARRAIN pour m’avoir fourni à de nombreuses reprises les moyens nécessaires à la réalisation de tests ou simulations; à Johan MOULIN pour ses conseils et mesures magnétiques sur le développement du nickel phosphore; à Philippe COSTE pour son aide régulière en profilométrie optique ; ainsi que : M. Mehdi AMMAR, Bernard BARTENLIAN, Elisabeth DUFOUR-GERGAM, Samson EDMOND, Filippo FABBRI, Philippe GOGOL, Niko HIDEBRANDT, Xavier LEROUX, Jean-Michel LOURTIOZ, Hervé MATTHIAS, Souhil MEGHERBI, Gilles RENO, Seonho SEOK, Ming ZHANG, et Gregory BARBILLON. J’aimerais également remercier Julien RIZZI et Sylvain PERROT de la société FOGALE Nanotech qui ont toujours suivi avec intérêt mes résultats de thèse.

Un grand merci à tous mes collègues doctorants et docteurs de l’équipe, qui ont partagé mon quotidien et notamment: Meritxell CORTES pour son écoute et son soutien infaillible, Thi Hong Nhung DINH pour son amitié et ses conseils en salle blanche, Ming WU pour m’avoir accompagnée et motivée tout au long de ma thèse, Thomas SOHIER pour nos discussions toujours passionnées, Olivier LEVEBVRE pour sa gentillesse et son écoute, Sylvain LEMETTRE pour les sorties culturelles et conseils cinématographique toujours écoutés et souvent discutés, mais aussi Jie WEI, Alexandre HOUDOUIN, Jean-François BRYCHE, Zhichao SHI, Gilbert SASSINE, Guillaume LEHEE, Hong Ha CAO, Gayathri MASILAMANY, Bogdan VYSOTSKYI, Seiffeddine MAAROUFI, Xiaojiao REN, Tao PENG, Xu WEI, Mengze WANG, Jingbo XU, Alexis BRENES, Rafael CORDER-ALVAREZ et Claire GALLAND. Merci également à Martin DETERRE, d’avoir toujours pris le temps de répondre à mes questionnements.

J’aimerais également remercier tous les stagiaires avec qui j’ai eu plaisir de travailler au cours de cette thèse et plus particulièrement Huijuan CAI et Hadrien PHILIPPE qui ont participé avec beaucoup d’intérêt et de rigueur au développement du Ni-P et Aida VALLS pour sa grande gentillesse et son soutien. Je pense également à Baptiste, Maïté, Aurélia, Frédéric, Aurélien, Gaëlle, Clément, Nathan, Cora et bien d’autres…

Je souhaite également remercier tous les autres membres de l’IEF et de l’IR4M dont j’ai eu le plaisir de partager des discussions intéressantes dans les couloirs ou en salle blanche durant mes trois années de thèse. Je remercie entre autres Guillaume AGNUS, Ratni BADREDDINE, Hervé BERTIN, Adel BOUSSEKSOU, Khaoula BOUAZIZI-VERDIER, Philippe BOUCAUD, Doriane DJOMANI, Michel GEAHEL, Geneviève GUILLOT, David LE BOURDAIS, Philippe LECOEUR, Lu LU, Albine PINSEEL, Marie POIRIER-QUINOT, Iännis ROLLAND, Jean-Pierre RUAUD, Yijia ZENG. Je souhaite remercier en particulier Marie et Geneviève avec qui j’ai effectué mon stage de fin d’études, qui ont toujours été à ma disposition pour répondre à mes questionnements.

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Ma reconnaissance s’adresse particulièrement au personnel de la Centrale de Technologie Universitaire (CTU) pour m’avoir formée sur les équipements de la salle blanche avec rigueur et méthode, pour votre disponibilité et pour votre un soutien technique quotidien. Je pense à Abdelhanin AASSIME, Fabien BAYLE, Benoît BELIER, David BOUVILLE, Jean-René COUDEVYLLE, Samson EDMOND, Frédéric HAMOUDA, Etienne HERTH, Nathalie ISAC, François MAILLARD, Antoine MARTIN, Jean Luc PERROSSIER, Marie-Paule PLANTE, Cédric VILLEBASSE. Je remercie tout particulièrement Nathalie pour m’avoir transmis une partie de son savoir-faire en polissage mécanique et pour avoir toujours libéré du temps pour m’aider, Jean-René pour son aide et ses conseils au quotidien et Fabien pour ses conseils et son aide dans le projet du développement du Ni-P.

Je souhaite remercier toute l’équipe de gestion du site d’Orsay et notamment Ophélie BOUZID, Isabelle DALAC, Alain CLEMENT, Ingrid FREY, Lydia PACTOLE, Sylvie LAMOUR, Maxime PROVENZIANO, Annie ROY, André THEMELIN et Amanda TREPAGNY ainsi que l’ensemble du personnel du bureau d’étude mécanique Abdelkader BOULKRIT, Serge JACOB, Zouhire LAOUDIHI, et plus particulièrementKoro SOKHONA pour sa bonne humeur contagieuse et Alexis POIZAT pour la réalisation du support de polissage.

J’aimerais adresser mes sincères remerciements à tout le personnel du Service d’Activités Industrielles et Commerciales (SAIC) (aujourd’hui Direction des Activités de Recherche et de l’Innovation, DARI). Je remercie M. Eric HENRIET, directeur et Mme Soizic LEFEUVRE, responsable de la valorisation et du partenariat, pour l’accueil qui m’a été fait et la confiance qui m’a été accordée. Je me suis trouvée une réelle passion pour la valorisation des résultats de la recherche à votre contact. Je souhaite également remercier Allan BEKE, Chahrazed BELGACEM, Louis-Hervé BILOO, Florence BOUGERET, Tania DI GIOIA, Eric FRANQUEVILLE, Dominique GOVIN, Hélène FRADIN, Nicolas LECOMPTE, Céline MARIEL, Aurélie MOREAU, Isabelle NURES, Catherine OUMAROU, Elisa PAREDES, Gregory PEIGNON, Marie-Aude RICHARD, Stéphanie SOUPLET, Sandrine VUILLEMARD, J’aimerais particulièrement remercier Tania de m’avoir donné l’opportunité de travailler au SAIC et Marie-Aude pour m’avoir formée et accompagnée durant ces trois années, pour m’avoir transmis sa rigueur et donné l’occasion de participer à des formations et des conférences très intéressantes.

J’ai une pensée pour tous les membres du club de plongée Le Beluga de Bourg-La Reine et l’Hippocampe de Massy : j’ai découvert une vraie passion pour la plongée au cours de ma thèse qui m’a aidée à m’évader de la magnifique vue bétonnée depuis chez moi.

Merci à tous mes amis qui m’ont fait passer de bons moments au cours de ma thèse : Anne, Aurélie, Carole, Elise, Corentin, Paul, Magali, Youcef, Albin, Marielle, Edouardo, Gina, Pierre R., Pierre L., Florian et Shayma.

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Je tiens à remercier évidemment Adrien qui m’apporte beaucoup de joie et me soutient quotidiennement.

Je tiens à remercier en dernier lieu toute ma famille qui m’a encouragée, soutenue et supportée durant ces trois années à savoir mes grands-parents, mes oncles, tantes et cousins. Je remercie plus particulièrement mes parents Jose et Dolores, ma sœur Rosalia, mon beau-frère Jean-Baptiste, mon frère Rafael et enfin Azzurra.

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Table des matières

Liste des abréviations et des acronymes ... XV Liste des paramètres ... XVII

Introduction générale ... 1

-Chapitre I. La récupération d'énergie pour implants médicaux actifs ... 5

-I.1. Introduction ... - 6 -

I.2. Le cœur humain ... - 6 -

I.2.1. Le rythme cardiaque ... - 6 -

I.2.1.1. La circulation sanguine ... - 6 -

I.1.1.1. L’activité électrique ... - 7 -

I.1.1.2. Le cœur sain en chiffres ... - 9 -

I.2.2. Les troubles du rythme cardiaque (arythmies) ... - 9 -

I.3. Le stimulateur cardiaque (pacemaker) ... - 10 -

I.3.1. Les pacemakers classiques ... - 10 -

I.3.2. Le stimulateur cardiaque sans sonde (leadless pacemaker) ... - 11 -

I.4. Le projet européen Manpower ... - 13 -

I.5. La récupération d’énergie pour alimenter un pacemaker ... - 14 -

I.5.1. Etat de l’art de la récupération d’énergie dans le cœur ... - 14 -

I.5.1.1. Récupération d’énergie du mouvement ... - 14 -

I.5.1.1.1. Transduction électromagnétique. ... - 15 -

I.5.1.1.2. Transduction électrostatique ... - 16 -

I.5.1.1.3. Transduction piézoélectrique... - 17 -

I.5.1.2. Récupération d’énergie des variations de pression sanguine ... - 19 -

I.5.1.3. Récupération du flux sanguin et variation de pression sanguine dans les artères - 19 - I.5.2. Etat de l’art sur les autres sources d’énergie récupérable ... - 21 -

I.5.2.1. La respiration ... - 21 -

I.5.2.2. L’énergie solaire ... - 22 -

I.5.2.3. Les piles organiques au glucose ... - 22 -

I.5.2.4. Le transfert de puissance : ondes radiofréquences ou ultrasons. ... - 23 -

I.5.3. Conclusions relatives aux solutions existantes ... - 24 -

I.6. Solutions d’optimisation de la récupération d’énergie vibratoire ... - 24 -

I.6.1. Problématiques des systèmes résonants ... - 24 -

I.6.1.1. Un peu de théorie… ... - 24 -

I.6.1.1.1. Description du résonateur mécanique ... - 24 -

I.6.1.1.2. Puissance maximale théorique ... - 25 -

I.6.1.2. Déplacement statique dû à la gravité ... - 28 -

I.6.1.3. Conclusion sur les systèmes résonants ... - 28 -

I.6.2. Ajustement de la fréquence de résonance ... - 29 -

I.6.3. L’augmentation la bande passante ... - 29 -

I.6.3.1. La conversion de fréquence « fréquence-up conversion » ... - 29 -

I.6.3.2. Bistabilité ... - 31 -

I.7. Conclusion ... - 32 -

Chapitre II. Conception d’un récupérateur d’énergie électrostatique tridimensionnel 33 -II.1. Introduction ... - 35 -

II.2. Récupération d’énergie électrostatique ... - 35 -

II.2.1. Principaux types de transducteurs capacitifs ... - 36 -

II.2.2. Deux catégories de transducteurs ... - 37 -

II.2.2.1. Transducteurs avec électret ... - 37 -

II.2.2.2. Transducteurs sans électret ... - 37 -

II.3. Cycles de conversion d’énergie et circuits d’interface associés ... - 38 -

II.3.1. Conversion d’énergie à charge imposée et à tension imposée... - 39 -

II.3.2. Circuit à pompe de charge avec retour inductif ... - 42 -

II.3.3. Circuit à pompe de charge doubleur de Bennet et ses évolutions ... - 44 -

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II.3.3.2. Circuit à pompe de charge avec multiplicateur de tension ... - 46 -

II.3.3.3. Circuits à Pompe de charge avec un interrupteur ... - 46 -

II.3.3.4. Autres variantes du circuit de Bennet ... - 48 -

II.3.4. Synthèse et choix d’un circuit d’interface ... - 48 -

II.4. Conception d’un transducteur électrostatique tridimensionnel ... - 51 -

II.4.1. Contraintes liées à l’application ... - 51 -

II.4.1.1. Contraintes dimensionnelles ... - 51 -

II.4.1.2. Effet de la pesanteur ... - 52 -

II.4.1.3. Spectre d’accélération cardiaque ... - 53 -

II.4.1.4. Paramètres principaux du résonateur mécanique ... - 54 -

II.4.2. Structures hors plan à peignes interdigités existantes ... - 55 -

II.4.3. Structure hors plan à peignes interdigités étudiée ... - 56 -

II.4.4. Conception de la micro-capacité variable ... - 57 -

II.4.4.1. Longueur maximale et longueur totale des électrodes ... - 57 -

II.4.4.2. Contraintes de fabrication et gap minimum ... - 58 -

II.4.4.3. Critère de stabilité électrostatique et largeur minimum ... - 59 -

II.4.5. Etude de la variation de capacité ... - 60 -

II.4.5.1. Simulations par éléments finis ... - 60 -

II.4.5.2. Limites d’observation de l’effet de multiplication de fréquence ... - 61 -

II.4.5.3. Optimum de l’inter-peigne ... - 62 -

II.4.6. Modèle analytique de la capacité variable ... - 63 -

II.4.7. Synthèse sur la méthode de conception de la capacité variable ... - 64 -

II.4.8. Propositions de dimensions réalisables ... - 65 -

II.5. Simulation des performances à l’aide d’un modèle comportemental... - 65 -

II.5.1.1. Spectres d’accélérations cardiaques ... - 66 -

II.5.1.2. Modèle circuit ... - 66 -

II.5.2. Circuit d’interface ... - 67 -

II.5.3. Résultats de simulation ... - 67 -

II.6. Conception des ressorts de suspension ... - 69 -

II.6.1. Etat de l’art ... - 69 -

II.6.2. Paramètres de conception de la suspension ... - 71 -

II.6.3. Réduction de la contrainte maximale ... - 71 -

II.6.3.1. Conception par la méthode des éléments finis ... - 71 -

II.6.3.2. Propriétés mécaniques du nickel électrodéposé ... - 72 -

II.6.3.3. Critère de Von Mises ... - 72 -

II.6.3.4. Paramètres d’influence ... - 73 -

II.6.3.4.1. Influence du rayon ... - 73 -

II.6.3.4.2. Influence des paramètres géométriques ... - 74 -

II.6.3.5. Comparaison de différents modèles ... - 75 -

II.6.4. Effets non désirés ... - 76 -

II.6.4.1. Rotation dans le plan ... - 76 -

II.6.4.2. Modes de résonance supérieurs ... - 76 -

II.6.4.3. Effets de la pesanteur ... - 77 -

II.6.5. Conclusion sur les ressorts de suspension ... - 78 -

II.7. Conclusion ... - 78 -

Chapitre III. Réalisation d’un récupérateur d’énergie tridimensionnel par procédé additif 81 -III.1. Introduction ... - 83 -

III.2. Procédés de micro-fabrication additive tridimensionnelle de métaux ... - 84 -

III.2.1. Structuration de poudres métalliques sèches ... - 84 -

III.2.2. Structuration par jet d’encre métallique ... - 85 -

III.2.3. Structuration par solution de cations métalliques ... - 86 -

III.2.3.1. Utilisation d’un moule métallique sacrificiel ... - 87 -

III.2.3.2. Utilisation d’un cantilever de microscope à force atomique ... - 89 -

III.2.4. Conclusion sur l’état de l’art ... - 90 - III.3. Procédé de fabrication d’un MEMS tridimensionnel et problématiques associées- 92 -

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III.3.1. Description du procédé de fabrication choisi ... - 92 -

III.3.2. Problématiques liées à la fabrication du transducteur tridimensionnel ... - 93 -

III.3.3. Géométries des prototypes fabriqués ... - 95 -

III.4. Etapes de développement du procédé de fabrication ... - 97 -

III.4.1. Etude des substrats ... - 97 -

III.4.2. Dépôt de la sous-couche conductrice ... - 98 -

III.4.2.1. Choix des matériaux ... - 98 -

III.4.2.2. Principe de la pulvérisation cathodique ... - 98 -

III.4.2.3. Paramètres de dépôt ... - 98 -

III.4.2.4. Etude des contraintes de la sous-couche ... - 99 -

III.4.2.5. Etude de la résistivité de la couche ... - 101 -

III.4.2.6. Gravure des croix de référence ... - 102 -

III.4.3. Micromoulage du nickel ... - 104 -

III.4.3.1. Structuration du moule par lithographie UV ... - 104 -

III.4.3.1.1. Enduction ... - 104 -

III.4.3.1.2. Recuit et enlèvement du bourrelet ... - 104 -

III.4.3.1.3. Insolation ... - 105 -

III.4.3.1.4. Développement ... - 107 -

III.4.3.1.5. Inspection des flancs de résine et de l’alignement ... - 107 -

III.4.3.2. Croissance électrolytique du nickel ... - 108 -

III.4.3.2.1. Préparation de l’état de surface : plasma d’oxygène... - 108 -

III.4.3.2.2. Réactions électrochimiques et dispositif expérimental ... - 109 -

III.4.3.2.3. Choix de la composition du bain ... - 110 -

III.4.3.2.4. Paramètres d’influence ... - 111 -

III.4.3.2.5. Influence de la densité de courant ... - 112 -

III.4.3.2.6. Elaboration des dépôts structurés ... - 113 -

III.4.4. Croissance électrolytique du cuivre ... - 114 -

III.4.4.1. Dispositif expérimental ... - 114 -

III.4.4.2. Densité de courant optimale ... - 115 -

III.4.4.3. Résolutions de problématiques par l’optimisation de la croissance électrolytique de cuivre ... - 116 -

III.4.4.3.1. Réduction des contraintes sur le substrat et planéité de polissage - 116 - III.4.4.3.2. Défauts de remplissage ... - 117 -

III.4.5. Le polissage mécanique ... - 118 -

III.4.5.1. Introduction au polissage de métaux ... - 118 -

III.4.5.1.1. Polissage mécano-chimique (CMP) ... - 118 -

III.4.5.1.2. L’électro-polissage ou électroérosion ... - 120 -

III.4.5.1.3. Les papiers abrasifs ... - 120 -

III.4.5.2. Choix de la technique de polissage ... - 121 -

III.4.5.3. Présentation de l’outil de polissage ... - 122 -

III.4.5.4. Protocole de polissage ... - 123 -

III.4.5.4.1. Protocole de réglage des ergots ... - 123 -

III.4.5.4.2. Protocole de polissage ... - 124 -

III.4.5.4.3. La rugosité ... - 125 -

III.4.5.5. Etat de surface et défauts dus au polissage ... - 125 -

III.4.5.5.1. Effet cuvette ... - 125 -

III.4.5.5.2. Etalement de la matière ... - 126 -

III.4.6. Libération des motifs : gravure humide du cuivre ... - 127 -

III.4.7. Séparation électrique par découpe laser ... - 128 -

III.5. Conclusion ... - 129 -

Chapitre IV. Caractérisation des dispositifs ... 133

-IV.1. Introduction ... - 134 -

IV.2. Caractérisation de la géométrie du transducteur après libération ... - 134 -

IV.2.1. Défauts de dimensions ... - 134 -

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IV.2.2.1. Déformation du cadre fixe et du cadre mobile ... - 135 -

IV.2.2.2. Déformation des peignes mobiles et fixes. ... - 138 -

IV.2.2.3. Déformation des ressorts ... - 139 -

IV.2.2.4. Discussion sur les déformations de la structure ... - 140 -

IV.3. Propriétés mécaniques des ressorts de suspension ... - 141 -

IV.3.1. Dispositif de test mécanique ... - 141 -

IV.3.2. Etude du domaine de déformation ... - 142 -

IV.3.3. Raideur de la suspension ... - 143 -

IV.3.4. Préparation aux caractérisations en vibration ... - 145 -

IV.4. Caractérisation des circuits de conditionnement ... - 146 -

IV.4.1. Fonctionnement du circuit ... - 146 -

IV.4.2. Rendement et pertes ... - 148 -

IV.4.3. Miniaturisation du circuit ... - 149 -

IV.5. Conclusion ... - 151 -

Chapitre V. Vers la compatibilité pour l’Imagerie par Résonance Magnétique : Etude du nickel phosphore ... 153

-V.1. Introduction ... - 154 -

V.2. Risques de l’Imagerie par Résonance Magnétique ... - 154 -

V.2.1. Principe de l’IRM ... - 154 -

V.2.2. Risques liés au champ magnétique statique ... - 155 -

V.2.3. Risques liés aux gradients de champ magnétique ... - 156 -

V.2.4. Risques liés aux champs radiofréquence ... - 156 -

V.2.5. Cas du stimulateur cardiaque sans sonde ... - 156 -

V.2.6. Cas du transducteur ... - 157 -

V.3. Propositions de matériaux non ferromagnétiques électrodéposables ... - 157 -

V.3.1. Le cuivre (Cu) ... - 157 -

V.3.2. L’or (Au) ... - 158 -

V.3.3. L’argent (Ag) ... - 158 -

V.3.4. Le palladium (Pd) ... - 159 -

V.3.5. Couples de matériaux structurels et sacrificiels ... - 159 -

V.3.6. Un alliage de choix : le nickel phosphore ... - 160 -

V.4. Procédé de croissance électrolytique d’un matériau non magnétique : le nickel phosphore - 160 - V.4.1. Paramètres d’influences ... - 161 -

V.4.1.1. Composition du bain ... - 161 -

V.4.1.2. Densité de courant ... - 161 -

V.4.1.3. Température du bain... - 161 -

V.4.2. Choix de la composition du bain ... - 162 -

V.4.2.1. Démarche ... - 162 -

V.4.2.2. Réactions électrolytiques. ... - 163 -

V.4.3. Développement du nickel fortement dopé au phosphore ... - 163 -

V.4.3.1. Préparation des substrats et présentation des motifs ... - 163 -

V.4.3.2. Dispositif expérimental ... - 164 -

V.4.3.3. Vitesse de dépôts ... - 164 -

V.4.3.4. Adhérence des dépôts ... - 165 -

V.4.3.5. Quantité de phosphore ... - 166 -

V.5. Caractérisation des dépôts de nickel-phosphore fortement dopés ... - 166 -

V.5.1. Structure cristalline des dépôts ... - 167 -

V.5.2. Caractérisation magnétique ... - 167 -

V.5.2.1. Les catégories de matériaux magnétiques ... - 167 -

V.5.2.2. Le cycle d’hystérésis ... - 168 -

V.5.2.3. Résultats expérimentaux ... - 169 -

V.5.3. Caractérisation électrique ... - 170 -

V.5.4. Caractérisation mécanique ... - 170 -

V.5.5. Micromoulage des motifs de peignes interdigités ... - 171 -

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Conclusion générale et perspectives ... 173

Annexes... 177

-Annexe A Code Spice de la capacité variable ... 179

-A.1 Code Spice ... - 179 -

A.2 Symbole LTSpice du composant ... - 179 -

Annexe B Caractérisation des dépôts de nickel ... 181

-B.1 Etat de l’art ... - 181 -

B.2 Définition de l’étude ... - 181 -

B.3 Fabrication des poutres de tests ... - 182 -

B.4 Estimation du module d’Young du nickel ... - 183 -

B.4.1 Flexion de micropoutres ... - 183 -

B.4.2 Résonance de micropoutres ... - 184 -

B.4.3 Micro-indentation ... - 186 -

B.4.4 Charge-déplacement des structures tridimensionnelles ... - 187 -

B.4.5 Conclusion sur l’étude du module d’Young ... - 189 -

B.5 Estimation des contraintes ... - 189 -

B.5.1 Le gradient de contrainte ... - 190 -

B.5.2 La contrainte moyenne ... - 191 -

Annexe C Prise de contact pour la caractérisation électrique ... 193

-Annexe D Préparation des substrats pour le dépôt de nickel phosphore ... 195

-D.1 Nettoyage des substrats ... - 195 -

D.2 Oxydation des substrats ... - 195 -

D.3 Pulvérisation cathodique de Ti/Cu ... - 195 -

D.4 Préparation des moules en résine ... - 196 -

D.5 Modifications de surface du moule par traitement plasma ... - 196 -

Annexe E Liste des publications ... 197

-E.1 Articles de revues internationales ... - 197 -

E.2 Conférences internationales avec actes publiés ... - 197 -

E.3 Communications nationales et internationales ... - 198 -

(15)

(16)

-Liste des abréviations et des acronymes

Liste des abréviations et des acronymes

at% Pourcentage atomique

wt% Pourcentage massique

3D Tridimensionnel

Au Or

Bpm Battement par minute

C2N Centre de Nanosciences et de Nanotechnologies

CRT-P Resynchronisation avec fonction pacemaker (« Cardiac Rythm Therapy – Pacemaker »)

Cu Cuivre

CTU Centrale de Technologie Universitaire

D Diode

DMD Dépôt direct de métaux (« Direct Metal Deposition ») DMLS Frittage laser de métaux (« Direct Metal Laser Sintering ») EBM Fusion par faisceaux d’électrons (« Electron Beam Melting »)

ECG Electrocardiogramme

EFAB Procédé de fabrication breveté par MicroFabrica

FDA Agence américaine des produits alimentaires et médicamenteux FEM Méthode des éléments finis (« Finite Element Method »)

FUI Fond Unique Interministériel

Ga Gallium

HBS « Heart Beat Scavenging »

HF Acide Fluoridrique

ICD Défibrillateur cardiaque

In Indium

IRM Imagerie par Résonance Magnétique

LIGA Procédé de fabrication basée sur la lithographie aux rayons X et galvanoplastie (« Röntgenlithographie, Galvanoformung, Abformung” »)

MEMS Microsystème électromécanique (« microelectromechanical system ») MEB Microscopie Electronique à Balayage

Ni Nickel

Ni-P Alliage de nickel phosphore

NPJ Jet de nanoparticules (« Nanoparticules jetting »)

Pd Palladium

PZT Zico-Titanate de Plomb

REEV Récupération d’énergie électrostatique vibratoire

RF Radio Fréquence

Rh Rhodium

RMN Résonance Magnétique Nucléaire

SOI Silicium sur isolant (« Silicon On Insulator »)

Sn Etain

SW Interrupteur

TSV Via traversant le silicium (« Through-Silicon Via »)

TIMA Technique de l’Informatique et de la Microélectronique pour l’Architecture des systèmes intégrés

(17)

(18)

Liste des paramètres

Paramètre

Définition

Unité

𝐴𝑒𝑥𝑡 Amplitude maximale du signal d’accélération 𝐴𝑒𝑥𝑡 = 𝑌0∙ 𝜔02 𝑚. 𝑠−2

𝐵0 Champ magnétique statique 𝑇

𝐵1 Champ magnétique Radio Fréquence 𝑇

C Capacité - notation générale F

𝐶𝑚𝑎𝑥 Capacité maximale 𝐹

𝐶𝑚𝑖𝑛 Capacité minimale 𝐹

𝐶𝑚𝑖𝑛,1 Capacité au premier minium 𝐹

𝐶𝑟𝑒𝑠 Capacité de réservoir de charge 𝐹

𝐶𝑠𝑡𝑜𝑟𝑒 Capacité où est stockée temporairement la charge 𝐹

𝐶𝑣𝑎𝑟 Capacité du transducteur électrostatique 𝐹

𝜀0 Constante de permittivité du vide (𝜀0= 8.85𝑒−12 𝐹/𝑚) 𝐹. 𝑚−1

𝐸 Module d’Young du film – Notation générale 𝑃𝑎

𝐸𝑠𝑢𝑏𝑠 Module d’Young du substrat

𝑓0 Fréquence propre du résonateur mécanique 𝐻𝑧

Fpar Force d’amortissement parasite 𝑁

𝐹𝑡𝑟𝑎𝑛𝑠 (𝑧(𝑡)) Force de transduction 𝑁

ℊ Constance de gravitation (ℊ =9,81 𝑚. 𝑠−2₎ _{𝑚. 𝑠}−2

𝑔 Gap ou espace inter-électrodes entre deux peignes de la même couche 𝑚

𝑔𝑒 Erreur d’alignement provoquant une variation du gap g 𝑚

ℎ𝑖 Épaisseur de l’intercouche ℎ𝑖 = ℎ𝑛𝑠+ ℎ𝑠 𝑚

ℎ𝑓 Épaisseur de la couche de peignes 𝑚

ℎ𝑠 Épaisseur de la couche de suspension 𝑚

ℎ𝑛𝑠 Épaisseur de l’intercouche sans ressort 𝑚

ℎ𝑡𝑜𝑡 Hauteur totale de la structure 𝑚

ℎ𝑓𝑖𝑙𝑚 Épaisseur du film 𝑚

ℎ𝑠𝑢𝑏𝑠 Épaisseur du substrat 𝑚

𝐻𝑐 Champ Coercitif A. 𝑚−1

I Moment quadratique 𝑚4

k Raideur du ressort – Notation générale 𝑁. 𝑚−1

𝑘𝑧 Raideur du ressort hors-plan 𝑁. 𝑚−1

𝑘𝑥,𝑦 Raideur du ressort dans le plan 𝑁. 𝑚−1

𝐿𝑓,𝑚𝑎𝑥 Longueur maximale d’un peigne 𝑚

𝐿𝑓,𝑡𝑜𝑡𝑎𝑙 Longueur totale des peignes 𝑚

𝑚 Masse sismique 𝑘𝑔

𝑀𝑠 Aimantation à saturation A. 𝑚−1

𝑀𝑟 Aimantation rémanente A. 𝑚−1

µ𝑚 Coefficient d’amortissement visqueux mécanique 𝑘𝑔. 𝑠−1

µ𝑒 Coefficient d’amortissement visqueux lié au transducteur 𝑘𝑔. 𝑠−1

𝜈 Coefficient de Poisson- Notation générale 1

𝜈𝑠𝑢𝑏𝑠 Coefficient de Poisson du substrat 1

𝑛𝑓 Nombre de couches de peignes 1

𝑛𝑙 Nombre total de couches 1

(19)

Liste des paramètres

𝑃𝑚𝑎𝑥 Puissance maximal théorique récupérée 𝑊

𝑄 Charge 𝐶

𝑄𝑒𝑞 Facteur de qualité équivalent du système 1

𝑄𝑚 Facteur de qualité mécanique 1

𝑄𝑒 Facteur de qualité électrique 1

𝑅𝑎 Rugosité moyenne arithmétique 𝑚

𝑅0 Rayon de courbure avant dépôt 𝑚

𝑅 Rayon de courbure après dépôt 𝑚

𝜌 Masse volumique 𝑘𝑔. 𝑚−3

𝜎 Contrainte – Notation générale 𝑃𝑎

𝑉0 Amplitude de la vitesse de la masse sismique 𝑚. 𝑠−1

𝑉𝑠𝑐 Tension imposée dans un circuit à tension constante 𝑉

𝑉𝑚𝑎𝑥 Tension maximale aux bornes de la capacité variable 𝑉

𝑉𝑏𝑎𝑡 Tension de la batterie 𝑉

𝑊 Energie 𝐽

𝜔0 Pulsation propre du résonateur 𝑟𝑎𝑑. 𝑠−1

𝜔𝑠 Largeur des ressorts 𝑚

𝜔𝑓 Largeur des peignes 𝑚

𝑦(𝑡) Déplacement du cadre 𝑚

𝑌0 Amplitude maximale de déplacement de la masse sismique 𝑚

𝑧𝑚𝑎𝑥 : Déplacement maximal de la structure (hors plan) 𝑚

𝑧𝑒𝑞𝑢 Déplacement statique de la masse sismique due à la gravité 𝑚

𝑍𝑙 Débattement maximal du transducteur 𝑚

𝑧(𝑡) Déplacement de la masse sismique 𝑚

(20)

Introduction générale

L’apparition de technologies de rupture en microfabrication a permis la miniaturisation d’un grand nombre de composants électroniques et du packaging qui leur est associé. Aujourd’hui, il est possible de disposer tous les composants d’un stimulateur cardiaque dans une capsule plus petite que le capuchon d’un stylo bille. Ce niveau de miniaturisation a permis le développement d’un nouveau type de stimulateur cardiaque sans sonde et directement implanté dans le cœur. Cette avancée technologique augmente la fiabilité de la stimulation et permet un meilleur confort pour le patient. Pour l’instant ce type de pacemaker est proposé pour le traitement de rythmes cardiaques anormalement lents nécessitant un seul point de stimulation électrique.

Toutefois, la durée de vie de la batterie (7-10 ans) est inférieure à la durée de vie moyenne d’un patient implanté, ce qui explique l’intérêt croissant porté à la récupération d'énergie en vue d’augmenter l’autonomie des pacemakers. Plusieurs approches ont été développées dans la littérature, exploitant différentes formes d’énergies mécaniques disponibles dans le corps humain (pression sanguine, respiration, vibration cardiaque). Nous pensons que la solution la plus prometteuse aujourd’hui consiste à récupérer une toute petite partie de l’énergie mécanique fournie par le cœur sous forme de vibration pour la convertir en énergie électrique. Les dispositifs résonants permettent de maximiser l’énergie récupérée : ils mettent en œuvre des microsystèmes électromécaniques (MEMS) comprenant un résonateur mécanique associé à un transducteur.

La conception d’un récupérateur d’énergie pour l’alimentation d’un pacemaker sans sonde constitue un défi particulièrement important, notamment en raison de contraintes liées à la miniaturisation et à l’exploitation d’un gisement d’énergie de vibration basse fréquence, de faible amplitude, et dont les caractéristiques ont une grande variabilité.

Ce travail de thèse a été mené dans le cadre du projet européen MANpower (7ème_{projet cadre)}

regroupant six partenaires académiques : Tyndall Institute, KU Leuven, Cork Institute of Technology, Technische Universiteit Eindhoven, Fraunhofer EMFT, Université Paris-Sud ; ainsi que trois partenaires industriels : LivaNova, 3D PLUS, Communicraft. Le consortium s’est formé dans le but de développer les différents composants d’un pacemaker sans sonde alimenté par un récupérateur d’énergie basse fréquence exploitant les mouvements du cœur.

Les travaux exposés dans ce manuscrit portent sur la conception et l’étude d’un procédé de fabrication additive d’un récupérateur d’énergie tridimensionnel à transduction électrostatique (ou

(21)

capacitive) pour répondre aux besoins en énergie du pacemaker sans sonde. L’originalité de cette thèse réside dans l’étude d’un microsystème tridimensionnel qui met en œuvre une structure originale permettant de réaliser un effet de multiplication de fréquence, pour lequel un procédé collectif de fabrication additive a été entièrement développé.

Le Chapitre I présente les problématiques liées à la récupération d’énergie pour des implants médicaux actifs de type pacemaker. Nous introduisons tout d’abord les connaissances relatives à l’environnement de l’application visée et présentons les problématiques liées au pacemaker sans sonde. Nous présentons ensuite en détails le cahier des charges défini dans le projet européen MANpower concernant le transducteur. Nous analysons enfin l’état de l’art des différentes approches proposées pour la récupération d’énergie en vue d’alimenter un pacemaker. Ce chapitre s’ouvre sur différentes solutions proposées pour maximiser l’énergie récupérée.

Le Chapitre II est consacré à la conception du transducteur électrostatique résonant. Dans un premier temps nous présentons le principe de fonctionnement d’un système capacitif de récupération d’énergie vibratoire. Puis, nous étudions en détail l’état de l’art des circuits d’interface et concluons sur les solutions les plus adaptées. Une étude de la conception du micro-transducteur, étayée par des modèle analytiques et par élément finis, est réalisée en vue d’optimiser la géométrie du transducteur. Les performances globales du système de récupération d’énergie sont évaluées théoriquement à l’aide d’un modèle comportemental en utilisant des signaux d’accélération cardiaque. Enfin, l’étude de conception des ressorts de suspension du résonateur permettant de grands déplacements hors-plan conclut ce chapitre.

Le Chapitre III est dédié à l’étude et au développement d’un procédé collectif de fabrication additive qui repose sur l’élaboration couche par couche de la structure par croissance électrolytique d’un matériau structurel et d’un matériau sacrificiel. L’enjeu de ce chapitre est de proposer un procédé fiable et reproductible pour la fabrication de microsystèmes tridimensionnel. Après avoir identifié et levé de nombreux verrous technologiques liés à ce procédé peu répandu, des dispositifs tridimensionnels complexes en nickel ont été élaborés avec succès.

Le Chapitre IV s’attache à caractériser mécaniquement ces premiers micro-dispositifs. Nous mettons l’accent sur l’analyse des déformations du microsystème une fois séparé du substrat. Puis, nous étudions le comportement des ressorts de suspension sous l’effet de déformation quasi-statiques. Enfin, nous présentons la caractérisation de prototypes des circuits d’interfaces et la conception de circuits miniaturisés.

(22)

Le Chapitre V s’intéresse enfin à la question de matériaux compatibles avec l’Imagerie par Résonance Magnétique. Il s’agit d’une problématique qui focalise une attention croissante dans le cadre des implants médicaux. Après avoir exposé en détail les risques de l’Imagerie par Résonance Magnétique pour les stimulateurs intracardiaques sans sonde, nous proposons d’identifier quelques couples de matériaux compatibles avec le procédé de fabrication décrit dans le Chapitre III. Nous exposons enfin les développements réalisés en vue de l’élaboration de microstructures à base d’un alliage de nickel et de phosphore ne présentant quasiment pas de propriétés ferromagnétiques.

(23)

(24)

Chapitre I :

La récupération d'énergie pour implants médicaux actifs

Chapitre I.

La récupération d'énergie pour implants

médicaux actifs

I.1. Introduction ... - 6 - I.2. Le cœur humain ... - 6 - I.2.1. Le rythme cardiaque ... - 6 - I.2.1.1. La circulation sanguine ... - 6 - I.1.1.1. L’activité électrique ... - 7 - I.1.1.2. Le cœur sain en chiffres ... - 9 - I.2.2. Les troubles du rythme cardiaque (arythmies) ... - 9 - I.3. Le stimulateur cardiaque (pacemaker) ... - 10 - I.3.1. Les pacemakers classiques ... - 10 - I.3.2. Le stimulateur cardiaque sans sonde (leadless pacemaker) ... - 11 - I.4. Le projet européen Manpower ... - 13 - I.5. La récupération d’énergie pour alimenter un pacemaker ... - 14 - I.5.1. Etat de l’art de la récupération d’énergie dans le cœur ... - 14 - I.5.1.1. Récupération d’énergie du mouvement ... - 14 - I.5.1.1.1. Transduction électromagnétique. ... - 15 - I.5.1.1.2. Transduction électrostatique ... - 16 - I.5.1.1.3. Transduction piézoélectrique... - 17 - I.5.1.2. Récupération d’énergie des variations de pression sanguine ... - 19 - I.5.1.3. Récupération du flux sanguin et variation de pression sanguine dans les artères - 19 - I.5.2. Etat de l’art sur les autres sources d’énergie récupérable ... - 21 - I.5.2.1. La respiration ... - 21 - I.5.2.2. L’énergie solaire ... - 22 - I.5.2.3. Les piles organiques au glucose ... - 22 - I.5.2.4. Le transfert de puissance : ondes radiofréquences ou ultrasons. ... - 23 - I.5.3. Conclusions relatives aux solutions existantes ... - 24 - I.6. Solutions d’optimisation de la récupération d’énergie vibratoire ... - 24 - I.6.1. Problématiques des systèmes résonants ... - 24 - I.6.1.1. Un peu de théorie… ... - 24 - I.6.1.1.1. Description du résonateur mécanique ... - 24 - I.6.1.1.2. Puissance maximale théorique ... - 25 - I.6.1.2. Déplacement statique dû à la gravité ... - 28 - I.6.1.3. Conclusion sur les systèmes résonants ... - 28 - I.6.2. Ajustement de la fréquence de résonance ... - 29 - I.6.3. L’augmentation la bande passante ... - 29 - I.6.3.1. La conversion de fréquence « fréquence-up conversion » ... - 29 - I.6.3.2. Bistabilité ... - 31 - I.7. Conclusion ... - 32 -

(25)

Chapitre I :

I.1. Introduction

Ce chapitre s’intéresse tout d’abord aux problématiques liées à la récupération d'énergie dans le cœur humain pour l'alimentation d'un nouveau type de stimulateur cardiaque (pacemaker), sans sonde (leadless). Nous présentons ensuite l'objectif du projet européen Manpower dans lequel s'inscrit cette thèse. L'état de l'art présenté par la suite concerne la récupération d'énergie dans l’environnement du corps humain et a pour but d'identifier différentes approches permettant de lever les verrous scientifiques et techniques de l'application pacemaker sans sonde.

I.2. Le cœur humain

I.2.1.

Le rythme cardiaque

I.2.1.1.

La circulation sanguine

Le cœur humain est l'organe du corps qui gère la circulation de l'oxygène et des nutriments dans le sang en le collectant et le propulsant dans l'organisme (Figure I.1). Il est toujours représenté comme si l'on regardait dans un miroir c’est-à-dire que la partie droite du cœur est représentée à gauche (Figure I.2). Plus précisément, on assimile très souvent le cœur à deux pompes synchronisées en série. Chacune des pompes est composée d’un ventricule, d’une oreillette et de deux valves.

L’oreillette droite de la pompe de droite (représentée à gauche) récupère le sang pauvre en oxygène (en bleu) provenant des organes et des muscles du corps à travers les veines caves supérieures et inférieures et le renvoie, à partir du ventricule droit, vers le système circulatoire des poumons où le sang y est réapprovisionné en oxygène ;

L’oreillette gauche de la pompe de gauche (représentée à droite) récupère le sang riche en oxygène (en rouge) et nutriments provenant des poumons et le renvoie vers le système circulatoire de l’organisme à partir de l’aorte.

La circulation du sang dans le cœur se décompose en deux phases : la diastole et la systole (Figure I.3). La systole correspond à une phase de contraction des muscles alors que la diastole correspond à une phase de relaxation. Au cours de la phase de diastole, le cœur se remplit de sang ; les valves aortiques et pulmonaires se referment ; les oreillettes se contractent ; les ventricules se remplissent. Au cours de la phase de systole, les valves aortiques et pulmonaires s’ouvrent ; les ventricules se contractent et le sang est expulsé [Abdallah, 2008].

(26)

Chapitre I :

La contraction des muscles permettant de fournir l’énergie mécanique pour expulser le sang est elle-même commandée par un réseau d’impulsions électriques.

I.1.1.1.

L’activité électrique

La conduction électrique dans le cœur est directement responsable des contractions musculaires dans le cœur et est synchronisée avec celle-ci (Figure I.4). Le système de conduction cardiaque est composé d’un réseau électrique de cellules cardiaques différenciées pour la conductibilité et l’excitabilité. Le réseau débute au nœud sinusal qui fait seulement quelques millimètres de diamètre et se propage ensuite vers le nœud auriculo-ventriculaire puis vers la branche droite et gauche du faisceau de His et enfin vers les fibres de conduction de Purkinje (Figure I.5) [Fedecardio].

Figure I.1 : Schéma du système de circulation

sanguine. Image traduite [Reece, 2014]. Figure I.2 : Vue en coupe du cœur humain [Saemann].

Diastole complète

(début) Diastole complète (fin) Systole auriculaire Systole ventriculaire

(27)

Chapitre I :

Diastole

(fin) auriculaire Systole ventriculaire Systole Diastole (début)

Figure I.4 : Cycle de conduction électrique du cœur (en jaune). Image adaptée [Pearson Education].

Figure I.5 : Système de conduction du cœur. Image traduite [Madhero88].

L’activité électrique dans le cœur est enregistrée à l’aide d’un électrocardiogramme (ECG). Sur la

Figure I.6 on peut observer une courbe typique enregistrée à l’ECG qui est composée de cinq ondes caractéristiques :

 l'onde P correspond à la dépolarisation lors de la contraction des oreillettes (systole auriculaire) ;

 l'intervalle PR correspond au temps nécessaire à la conduction électrique du nœud sinusal des oreillettes jusqu'au réseau de Purkinje c’est-à-dire les muscles ventriculaires ;

 le complexe QRS indique la dépolarisation ventriculaire (systole ventriculaire);  l'intervalle QT correspond à la repolarisation ventriculaire globale ;

 l'onde T désigne la fin de la repolarisation ventriculaire.

(a) (b)

Figure I.6 : Correspondance d’un électrocardiogramme (ECG) avec l’activité cardiaque (même code couleur) (a) Schéma d’un ECG (b) schéma du réseau de conduction dans le cœur [Fedecardio].

(28)

Chapitre I :

I.1.1.2.

Le cœur sain en chiffres

La taille du cœur est à peine plus grande que le poing humain soit environ 13 centimètres de long et 8 centimètres de large pour un poids moyen d'à peine 300 grammes ce qui correspond à moins de 0,5% de la masse totale du corps. Pourtant c'est le troisième organe le plus énergivore puisqu'il prélève 10% de la consommation du corps en oxygène pour son fonctionnement juste après le foie (21%) et le cerveau (20%).

Le débit sanguin moyen au repos est de 5 litres par minute ce qui correspond à un peu plus de 7000 litres par jour. Par ailleurs, le rythme cardiaque diminue avec l’âge : il est de 129 battements par minute (bpm) vers 1 an, de 96 bpm à l’âge de 5 ans, de 83–78 bpm à l’adolescence puis se stabilise vers 72 bpm à l’âge adulte [Ostchega, 2011]. Un cœur normal au repos bat 115 000 fois par jour soit plus 42 millions de fois par an.

Le muscle cardiaque du ventricule gauche peut être jusqu’à 3 fois plus volumineux que le muscle cardiaque du ventricule droit puisqu’il doit pouvoir pousser le sang jusqu’aux organes périphériques. La pression d’éjection du sang est environ 5 fois plus importante dans le ventricule gauche que dans le ventricule droit. La pression sanguine est maximale lors de la systole ventriculaire : elle est de 120 mmHg (16 kPa) pour le ventricule gauche contre 25 mmHg (3 kPa) pour le ventricule droit.

I.2.2.

Les troubles du rythme cardiaque (arythmies)

Les maladies cardio-vasculaires sont nombreuses et ici on ne traitera que les troubles liés au rythme cardiaque appelées arythmies. Plus précisément, on parle d’arythmie lorsque la pulsation cardiaque n’est pas comprise entre 60 et 100 battements par minute chez un homme moyen au repos.

Il existe deux principales familles d’arythmies :

- La bradycardie se caractérise par un rythme cardiaque anormalement lent soit en dessous de 60 battements par minute pour un adulte moyen. Ce trouble apparait plus généralement chez les personnes âgées de plus de 65 ans et est principalement dû à la dégénérescence des tissus de conduction électrique. Elle se caractérise par des fatigues chroniques, des essoufflements, des malaises et sans traitement, elle peut entrainer des infarctus. Cette arythmie est traitée très souvent par la pose d’un stimulateur cardiaque qui délivre régulièrement de très faibles impulsions électriques au cœur pour augmenter le rythme cardiaque.

- La tachycardie se caractérise par un rythme cardiaque anormalement rapide soit au-dessus de 100 battements par minute pour un homme au repos. La tachycardie est traitée le plus souvent par la prise de médicaments voire par la pose d’un défibrillateur cardiaque qui délivre de brèves mais fortes impulsions électrique afin de stopper les fibrillations induites par la tachycardie.

(29)

Chapitre I :

Un rapport statistique [Ostchega, 2011] conduit sur la période 1999-2008 sur 7348 hommes et 6852 femmes et visant à étudier le rythme cardiaque sur la population américaine âgée de plus de 20 ans montre (Tableau I.1) que :

 l’homme et la femme ont plus de risques avoir une arythmie de type bradycardie ;  l’homme a 2 fois plus de risques de souffrir de bradycardie que la femme ;

 la femme a 1,5 fois plus de risques de souffrir de tachycardie que l’homme.

Tableau I.1 : Prévalence de la bradycardie sur la tachycardie, hommes et femmes Bradycardie

< 60 bpm Tachycardie >100 bpm

Homme 15,2 % 1,3 %

Femme 6,9% 1,9%

Par ailleurs, l’augmentation de la durée de vie se traduit par une population de plus en plus vieillissante. En 1901, la population de plus de 75 ans représentait 2,5 % de la population française contre 9,1% en 2013 [Bellamy, 2013]. Une projection l’évalue à plus de 16% en 2060 [Blanpain, 2010]. Sachant que les problèmes cardiaques interviennent la plupart du temps avec l’âge, le vieillissement de la population se traduit par une augmentation constante du nombre d’arythmie dans le monde. Il est donc clair que l’amélioration des techniques et des dispositifs de traitement des troubles des rythmes cardiaques est un enjeu important aussi bien pour la médecine que pour le marché des implants cardiaques.

I.3. Le stimulateur cardiaque (pacemaker)

Le pacemaker est utilisé pour traiter la bradycardie et plus particulièrement pour traiter les anomalies au niveau du nœud sinusal ou au niveau de la jonction auriculo-ventriculaire (faisceau de His). Le pacemaker est un dispositif intelligent : son rôle est de détecter les arythmies et d’envoyer de très faibles impulsions électriques afin d’augmenter le rythme cardiaque du patient traité.

Il est important de remarquer que 45% des patients implantés avec un pacemaker classique survivent plus de 10 ans après leur première implantation et 21% survivent plus de 20 ans d’où l’importance d’avoir un dispositif fiable sur le très long terme [Brunner, 2004]. La compatibilité IRM est un enjeu de taille dans le domaine des pacemaker puisqu’il est estimé qu’entre 50% et 75% des personnes implantées auraient besoin d’un IRM au cours de leur vie [Kalin, 2005].

I.3.1.

Les pacemakers classiques

Le stimulateur cardiaque classique est implanté sous la peau au niveau de la poitrine et est composé d’un boitier en titane contenant une batterie (en lithium) et d’un module combinant de l’électronique permettant de réaliser la stimulation cardiaque, les calculs d’impulsions, la surveillance du rythme cardiaque et du niveau de charge de la batterie. Le boitier est relié, par un bloc connecteur en

(30)

Chapitre I :

polyuréthane, à une ou plusieurs sondes passant dans les veines et permettant de délivrer les impulsions électriques au cœur (Figure I.7).

(i) (ii)

Figure I.7 : Le pacemaker classique (mono-chambre) (i) schéma des principaux éléments le constituant. Image traduite [Vitatron] (ii) photo d’un pacemaker avec la sonde [Fruitsmaak, 2007].

Il existe plusieurs types de pacemakers pour traiter différents types de bradycardies : les pacemakers mono-chambre, les pacemakers double-chambre et les pacemakers triple-chambre. En 2009, ils représentaient respectivement 21,4%, 75,4% et 3,2% des implantations en France [Tuppin, 2011]. Le pacemaker mono-chambre est implanté dans le ventricule droit ; le pacemaker double-chambre dans le ventricule droit et l’oreillette droite; et le pacemaker triple-chambre couramment appelé CRT-P est implanté dans le ventricule droit, l’oreillette droite et est au contact du ventricule gauche permettant la resynchronisation des contractions des ventricules gauche et droit.

Le pacemaker classique a considérablement évolué depuis les premiers prototypes des années 1960 : la miniaturisation et la fiabilité de l’électronique ont permis d’augmenter la durée de vie des dispositifs, le développement des piles en lithium a permis d’augmenter la densité d’énergie des batteries, l’amélioration de la configuration de l’électrode a permis d’augmenter l’impédance des sondes et de diminuer l’énergie minimale nécessaire à la stimulation cardiaque aussi appelée seuil de stimulation

[Lau, 2010]. En conséquence, la taille du boitier du pacemaker a été divisée par 4,5 en 30 ans : il était ainsi de 36 cm3_{(72 g) en 1977 et de 8 cm}3_{(30 g) en 2007. Ce gain en poids et en taille a permis}

d’améliorer considérablement le confort du patient.

Par ailleurs, il existe des pacemakers classiques compatibles avec l’Imagerie par Résonance Magnétique (IRM) tel que le modèle EnRhythm MRI SureScan commercialisé par Medtronics en 2008

[Wollmann, 2014] ou le modèle Solia S ProMRI commercialisé par Biotronik en 2016 pour lesquelles les conditions d’examen sont consultables en ligne [Biotronik].

I.3.2.

Le stimulateur cardiaque sans sonde (leadless pacemaker)

Etant donné la taille actuelle des composants électroniques et batteries, il est possible de faire tenir toute l’électronique dans une petite capsule d’environ 1 cm3_{en titane dont l’implantation est réalisée}

(31)

Chapitre I :

par rapports aux pacemakers classiques. Tout d’abord, aucune incision n’est nécessaire au niveau de la poitrine, donc aucune cicatrice n’en résulte. Par ailleurs, il élimine les éventuelles complications dues à l’incision de la poitrine et à la fiabilité des sondes.

Aujourd’hui il existe deux principales technologies de pacemakers sans sonde (Figure I.8): le dispositif Micra (0.8 cm3_{) commercialisé par Medtronics et le dispositif Nanostim (1 cm}3_{) commercialisé}

par St Jude Medical. Le pacemaker Micra revendique une biocompatibilité IRM sous certaines conditions

[Medtronics]. Ce dernier a d’ailleurs reçu une autorisation de commercialisation en avril 2016 de la part de l’Agence américaine des produits alimentaires et médicamenteux [FDA, 2016].

(a) (b)

Figure I.8 : Pacemakers sans sonde : (a) Nanostim [Business Wire] et (b) Micra [Sperzel, 2015]. Bien sûr, le pacemaker sans sonde étant à ses débuts, il pose d’autres problèmes : capable de stimuler une seule zone, il est limité à la fonction mono-chambre, ce qui ne permet pas de traiter la majorité des patients qui ont besoin d’un stimulateur double-chambre, ce qui pourrait le cantonner à un marché de niche [Gold, 2015];

 risque de blessure due à l’ancrage du dispositif dans le muscle cardiaque ;  risque d’embolie en cas de largage du dispositif dans la circulation sanguine ;

 l’extraction du dispositif est difficile, voire impossible sur le long terme à cause de la fibrose des tissus.

Les résultats d’une récente étude d’implantation du pacemaker Micra [Ritter, 2016] effectuée sur 12 mois sur 726 patients semblent cependant assez optimistes sur le court-terme :

 un taux de réussite d’implantation de 99,2% réalisé dans 94 endroits différents dans le monde ;

 4% de patients ont eu une complication majeure ce qui représente près de 2 fois moins de complications que pour le pacemaker classique : parmi ces complications il n’y a eu ni infection ni dislocation de l’implant. 75% de ces complications ont eu lieu dans les 30 jours après l’implantation, 19% entre 1 et 6 mois et 6% après 6 mois d’implantation, 1 décès ;  2 fois moins d’hospitalisations et 5 fois moins de révisions du dispositif par rapport aux

pacemakers classiques ;

(32)

Chapitre I :

Enfin, les pacemakers sans sonde Micra et Nanostim utilisent une batterie lithium ayant une durée de vie maximale d’une dizaine d’année, ce qui pose de nombreuses questions quant à la viabilité d’un tel produit sur le long terme. Si par exemple la fibrose empêche le retrait du pacemaker, il faudra alors le désactiver complètement et en réimplanter un autre à côté. On peut alors se demander : combien de pacemakers sans sonde le cœur humain peut-il supporter ? Une alternative aux batteries consisterait à récupérer l’énergie environnante pour alimenter le pacemaker. Il existe de nombreuses sources mécaniques exploitables (vibrations, pression sanguine, respiration etc.). De cette façon on pourrait idéalement envisager un dispositif implanté, totalement autonome en énergie pour toute la durée de vie du patient.

I.4. Le projet européen Manpower

Ce travail de thèse a été mené dans le cadre du projet européen Manpower qui s’est déroulé de novembre 2013 à octobre 2016 et fait partie du 7ème_{programme cadre (subvention n° 604360). Le}

projet vise à développer un pacemaker sans fil alimenté par récupérateur d’énergie basse fréquence exploitant les mouvements du cœur. Le consortium est coordonné par Tyndall Institute et regroupe cinq autres partenaires académiques (Université Paris-Sud, KU Leuven, Cork Institute of Technology, Technische Universiteit Eindhoven et Fraunhofer EMFT) et trois partenaires industriels (LivaNova anciennement Sorin Group, 3D PLUS et Communicraft).

Le cahier des charges du projet fourni par LivaNova précise les dimensions et performances attendues pour le dispositif de récupération d’énergie :

 une capsule en titane d’un diamètre de 6 mm et d’une longueur de 40 mm (soit environ 1 cm3_{) dans laquelle reposent tous les composants ;}

 une puissance moyenne fournie par le récupérateur d’énergie comprise entre 6 µW et 14 µW nécessaire au fonctionnement de l’électronique du pacemaker ;

 une électronique fortement intégrée, de volume total inférieur à 0,35 cm3 _;

 un super-condensateur de 20 mm3_{capable d’assurer l’autonomie en énergie pour une durée}

de 6 à 12 mois ;

 une durée de vie supérieure à 20 ans pour l’ensemble des composants du système.

Au cours du projet, deux solutions technologiques différentes ont été étudiées pour la récupération d’énergie vibratoire :

 un microdispositif piézoélectrique a été développé à Tyndall Institute ;

 le microdispositif électrostatique qui fait l’objet de cette thèse a été développé à l’Université Paris-Sud.

Pour mieux comprendre pourquoi deux solutions technologiques différentes ont été retenues dans ce projet, il faut regarder de plus près l’état de l’art de la récupération d’énergie basse fréquence dans le

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Chapitre I :

cœur : aucune solution n’est aujourd’hui suffisamment mature pour être industrialisée dans le contexte applicatif considéré. Tout d’abord, nous nous proposons d’étudier l’état de l’art de la récupération d’énergie spécialement appliquée à alimenter un pacemaker. Ensuite, nous présentons d’autres solutions prometteuses qui pourraient être mises en œuvre pour cette application.

I.5. La récupération d’énergie pour alimenter un pacemaker

L’alimentation d’un implant cardiaque de type pacemaker par un dispositif de récupération d’énergie semble, du moins à première vue, tout à fait envisageable aujourd’hui étant donné la puissance relativement faible qui est nécessaire. Néanmoins, parmi les solutions proposées dans l’état de l’art en vue de répondre à ce besoin, peu semblent prendre en compte les contraintes réelles permettant d’atteindre les objectifs du concept «implant and forget» qui est la clé des implants médicaux du futur.

Parmi les nombreux paramètres à prendre en compte pour proposer un produit viable obtenant les autorisations nécessaires à une mise sur le marché il y a notamment :

 le moyen d’introduction du récupérateur d’énergie ;

 la biocompatibilité du packaging ou des matériaux composant le récupérateur d’énergie ;  la compatibilité IRM des éléments du récupérateur d’énergie car plusieurs problèmes

peuvent apparaitre lors de l’acquisition des images IRM. Nous reviendrons dessus au cours du Chapitre V (§V.2);

 la fiabilité mécanique des composants et particulièrement du transducteur : pour durer 10 ans, le transducteur doit supporter 400 millions de cycles cardiaques.

I.5.1.

Etat de l’art de la récupération d’énergie dans le cœur

Le cœur humain développe une puissance mécanique moyenne d’environ 0,9 Watt [Starner, 1996], ce qui correspond approximativement à 100 000 fois la puissance électrique moyenne nécessaire au fonctionnement d’un pacemaker. De ce point de vue, il semble donc tout à fait possible de récupérer une fraction de l’énergie mécanique du cœur pour alimenter un pacemaker sans perturber le fonctionnement biomécanique de cet organe. Parmi les formes d’énergies mécaniques présentes dans le cœur, on trouve principalement : la variation de pression sanguine, la variation de flux, et les mouvements et vibrations musculaires dus au battement cardiaque.

I.5.1.1.

Récupération d’énergie du mouvement

La récupération d’énergie du mouvement est déjà très étudiée pour de nombreuses applications portables. Par ailleurs, un grand intérêt est porté sur les sources d’énergies provenant du corps humain.

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Chapitre I :

La plus prometteuse en termes d’énergie disponible provient des mouvements au cours de la marche à pied [Duffy, 2004; Hou, 2013; Fourie, 2010; Meier, 2014]. Pour convertir l’énergie mécanique en énergie électrique, trois principaux principes de conversion électromécanique sont utilisés : l’électromagnétisme, l’électrostatique et la piézoélectricité.

I.5.1.1.1. Transduction électromagnétique.

La transduction électromagnétique s’appuie sur le principe de l’induction magnétique : le mouvement d’un aimant vis-à-vis d’une bobine induit une variation du flux magnétique donnant naissance à une force électromotrice. Lorsque la bobine est connectée à une charge, un courant est alors créé dans la bobine. La puissance électrique convertie dépend de la longueur totale de la bobine, du champ magnétique de l’aimant, de la vitesse de l’aimant, ainsi que d’autres paramètres physiques du dispositif.

L’une des premières solutions technologiques à la récupération d’énergie dans le cœur est inspirée des montres automatiques [Goto, 1999]. Pour la première fois un transducteur électromécanique commercial extrait d’une montre automatique à quartz Seiko (Figure I.9) est testé in vivo sur des chiens anesthésiés, permettant ainsi de récupérer 13 µJ par battement cardiaque. Zurbuchen et al. [Zurbuchen, 2013] propose plus tard un récupérateur d’énergie électromagnétique similaire (Figure I.10). Les résultats des tests in vivo effectués sur des cœurs de moutons donnent des performances similaires à celles du premier dispositif de Goto et al. : 17 µW à 90 battements par minute (11,1 µJ/battement).

Ces dispositifs basés sur la technologie des montres automatiques permettent de récupérer suffisamment d’énergie pour alimenter un pacemaker, mais on peut souligner plusieurs inconvénients pour cette application. Tout d’abord, le dispositif est volumineux par rapport au cœur de mouton (taille similaire au cœur humain) ce qui exclut l’implantation intracardiaque. L’implantation à la surface extérieure du cœur serait possible, mais elle supposerait une opération plus complexe que dans le cas du pacemaker sans sonde implanté dans le cœur. Par ailleurs ces dispositifs ne sont a priori pas compatibles avec l’IRM du fait des matériaux magnétiques dont ils sont constitués (ici des aimants).

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Chapitre I :

Figure I.9 : Mécanisme de la montre Seiko Kinetic

[Goto, 1999]. Figure I.10[Zurbuchen, 2013]. : Prototype de Zurbuchen et al.

I.5.1.1.2. Transduction électrostatique

La transduction dite électrostatique consiste à faire varier mécaniquement la capacité d’un condensateur, tout en contrôlant la tension à ses bornes, de manière à convertir l’énergie mécanique en énergie électrique. Le condensateur variable est généralement composé de deux électrodes (une mobile, une fixe) séparées par de l’air ou un diélectrique déformable (fluide ou polymère, par exemple). Le condensateur variable doit être associé à un circuit spécifique permettant de générer des cycles de charge et de décharge synchronisés avec la variation de capacité, autrement dit avec le mouvement.

L’un des premiers dispositifs électrostatiques appliqués à la récupération d’énergie cardiaque pour alimenter un pacemaker a été proposé il y a plus d’une dizaine d’année [Tashiro, 2002]. Le design de ce transducteur est assez original : similaire à un réseau de nid d’abeille, il est composé de couches d’un polymère recouvertes d’un film d’aluminium et séparées par un ruban adhésif (Figure I.11). Le prototype final a été testé sur table vibrante, et a montré qu’il était possible de récupérer 36 µW à 180 battements par minute soit environ 12 µJ par battement cardiaque pour un système résonant à 6 Hz (masse de 0,78 kg). Déjà, Tashiro et al. évoque la technologie MEMS comme solution future pour obtenir un dispositif dont le volume serait inférieur à 1 cm3_{. Le principal inconvénient d’un tel dispositif est la}

nécessité qu’un circuit de conditionnement pour gérer la charge et la décharge du transducteur. Or aucun circuit n’était satisfaisant à l’époque.