Soutenance mémoire
Positionnement et dimensionnement
Un système RFID ne semble être composé que njd’une antenne émettrice et d’une antenne réceptrice comme tout système de télécommunication sans fil. Comme observé dans le chapitre Physics and Geometry of RFID du livre RFID Handbook (Hawrylak, Mats, & Mickle, 2008), il s’agit plutôt d’un principe de transformateur à noyau d’air où la bobine principale est incorporée au lecteur et la bobine secondaire se situe dans le transpondeur passif. Ce mécanisme est basé sur le phénomène physique de l’induction électromagnétique et est régi par la loi de Faraday (Bevelacqua, 2012), une importante constituante des équations de Maxwell. En effet, comme les moteurs électriques ou les transformateurs, l’alimentation par induction mise sur le fait qu’il y a apparition d’une force électromotrice dans un conducteur électrique lorsque celui-ci est soumis à un flux magnétique variable. Cette force électromotrice engendre un courant électrique dans le conducteur, en l’occurrence dans la bobine d’un transpondeur exposée à un champ magnétique oscillant.
L’enroulement primaire est connecté à un transpondeur actif doté d’un circuit de réception sensible et d’un circuit de transmission de puissance par lequel est émis un signal modulé qui allume et qui interroge le tag passif pour obtenir une information spécifique. À son tour, le tag, contenant la bobine secondaire, doit être placé dans le champ généré afin de s’allumer, de recevoir et de traiter la requête reçue. Le champ capté se traduit en une induction de courant causant une différence de potentiel aux bornes de la bobine secondaire. La réponse du tag est émise à nouveau de manière pratiquement instantanée, c’est le principe du Backscattering. La figure 1.3 indique le fonctionnement global d’un tel système de couplage. Le lecteur a une fonction Full Duplex impliquant qu’il peut à la fois transmettre et recevoir, alors que le transpondeur est considéré Half Duplex, car il ne peut que séparément recevoir ou transmettre de manière non-simultanée. Le signal échangé entre le lecteur et le transpondeur est modulé soit en amplitude ou en phase selon une porteuse située à 13.56 MHz. Le lecteur contient un circuit de détection d’enveloppe afin de démoduler le signal reçu et de procéder à la récupération de l’information transmise. Celui-ci, représenté à la figure 1.4 consiste en une diode qui rectifie le signal, puis d’un filtre RC. Sur le demi-cycle positif du signal, le condensateur se charge et sur le demi-cycle négatif, il se décharge selon la constante de temps du circuit RC. Ainsi, le signal de la porteuse disparait et seule l’information utile est transigée.
Électrocardiogramme
Le test de l’électrocardiogramme (ECG) est une méthode de diagnostic communément utilisée pour observer l’activité électrique du coeur. Aux soins intensifs, c’est un indicateur clé de l’état de santé général du patient. La mesure de l’ECG se fait généralement à l’aide de multiples électrodes disposées sur la peau à différents endroits du corps. En passant par des électrodes jetables à celles les plus sophistiquées, plusieurs technologies sont disponibles pour faire des lectures sures et précises. En revanche, ces électrodes sont souvent sujettes à des turbulences de différentes sources bruitant la stabilité des lectures. L’impédance de la peau fait partie des facteurs majeurs qui peuvent influencer le comportement des électrodes. Pour contrer cet effet, une large variété d’électrodes a été développée en prenant compte des propriétés électriques de la peau. En d’autres termes, certaines ont été prévues pour s’adapter plus ou moins précisément à l’impédance de la peau du corps humain. Le fait d’utiliser du ruban adhésif pour tenir les électrodes en place peut modifier les propriétés électriques du corps. En effet, le fait d’enlever le ruban adhésif altère l’impédance en surface de la peau puisqu’une quantité de celle-ci reste collée au ruban lorsque l’électrode est déplacée ou arrachée.
Il existe aussi des turbulences causées par le mouvement. Lorsque le corps est en déplacement, il peut y avoir un certain mouvement entre la peau et la surface de l’électrode qui génère de minimes charges électriques pouvant fausser les résultats de l’ECG. Apparemment, ce phénomène est causé par la couche supérieure de la peau, Stratum Corneum, ayant des propriétés diélectriques et piézoélectriques causant une différence de potentielles lorsqu’elle entre en friction avec l’électrode. Il a été prouvé que ce problème peut être réglé par l’utilisation de papier abrasif pour polir la partie supérieure de la peau. Cependant, cette technique n’est pas recommandée puisqu’elle enlève la couche protectrice de la peau et ouvre une voie aux maladies infectieuses. À première vue, l’utilisation d’un implant dans cette situation semble être idéale pour éviter les turbulences dues à la manipulation et aux variations de propriétés électriques de l’épiderme. L’implantation du capteur éviterait ce problème, mais pourrait en causer de nouveaux. Le signal capté par les électrodes est généralement très amplifié afin de pouvoir déceler la plus imperceptible anomalie. Ainsi, les électrodes sont si sensibles qu’elles captent des bruits électriques provenant de plusieurs autres sources telles que les lignes d’alimentation électrique à haute tension. Il est donc nécessaire d’utiliser des filtres pour atténuer certaines fréquences. Il reste à vérifier à quel point le système d’alimentation par induction de l’implant peut négativement affecter les lectures d’un capteur ECG. Bien que pratiquement n’importe quel standard RFID soit opéré à des fréquences bien au-delà de la plage fréquentielle de la pulsation cardiaque, les effets de l’induction d’un fort champ magnétique et électrique agissant sur une électrode sont plutôt faibles, mais demeurent inconnus.
L’emplacement du capteur joue un rôle primordial dans la qualité de la prise de mesure. L’implantation invasive d’un appareil de mesure permanent permet un contact direct avec les vaisseaux sanguins et ouvre la voie pour la prise d’une vaste gamme de mesure autrement difficile ou impossible à obtenir de manière non-invasive. L’emplacement idéal pour une prise de mesure de qualité se situe au niveau de l’hypoderme. Étant situé en surface du corps, cette région est accessible pour l’allumage et la communication par RFID spécialement à la fréquence désignée de 13.56 MHz. Comme indiqué sur la figure 1.6, la surface de la peau est premièrement composée de l’épiderme. Cette couche superficielle a une épaisseur variant habituellement de 0.5 à 1.5 millimètre. La plupart des capteurs commerciaux actuels tentent de prendre des mesures en surface de cette couche. Par exemple, les bracelets d’activités portés au poignet mesurent traditionnellement la pulsation cardiaque en utilisant une technologie optique. Tel que révélé par l’article Wearable Multisensor Heart Rate Monitor par Grajales et Nicolaescu (2006), des difficultés telles que les différentes pigmentations de peau, l’épaisseur, la présence de turbulence comme la sueur et la qualité du contact contribuent à l’incertitude des mesures. Le derme est le tissu intermédiaire alimentant l’épiderme par diffusion. Ces deux couches superposées forment conjointement la peau. Le derme peut atteindre une épaisseur d’un millimètre et contribue principalement à la thermorégulation du corps, tel un revêtement d’isolation thermique. Sous le derme se retrouve l’hypoderme, cette couche n’est pas considérée comme une composante de la peau, mais demeure intimement liée au support du derme. Elle repose sur les muscles et tendons puis elle est largement composée de réseaux sanguins et de quelques tissus adipeux. Cette couche se situe à environ 2.5 millimètres de profondeur et occupe à son tour un rôle de protection thermique. La présence d’une riche vascularisation constitue un environnement de choix pour la prise d’une multitude de mesures sous-cutanées typiquement hors d’atteinte par un appareil externe.
Communication entre le bracelet et l’implant
En ce qui a trait à la communication entre le bracelet et l’implant, il existe une large variété de méthodes existantes pour la transmission de données. Par exemple l’utilisation d’un simple émetteur FM modulant l’information acquise par les capteurs. Dans la plupart des systèmes de transmission étudiés pour ce projet, deux problèmes majeurs subsistent. Il faut utiliser une certaine méthode pour énergiser le tag, puis développer un autre système pour la transmission d’informations. Le fait d’avoir deux systèmes indépendants complique énormément l’effort de miniaturisation et engendre nécessairement une plus grande consommation électrique, impliquant donc la nécessité d’une batterie. Une exception s’applique cependant en utilisant la technologie RFID. Avec cette méthode, le circuit d’activation de l’implant est le même que celui de communication, permettant ainsi de pallier au problème d’espace et de puissance. Le NFC, sous-standard très répandu de la RFID, opère sur une fréquence désignée à 13.56 MHz. Tel qu’expliqué dans la section de revue de littérature, l’utilisation de cette fréquence en champ proche est idéale puisque l’échange de données repose sur le champ magnétique et non sur le champ électrique. Ainsi, les tissus organiques n’ont pas d’effet d’absorption sur le signal transmis.
Une technologie RFID à plus haute fréquence comme les populaires transpondeurs UHF (900 MHz) sont à éviter dans ce genre de situation. L’autre avantage d’utiliser la fréquence 13.56 MHz est que le projet demeure réaliste puisqu’il suit les standards d’émission et d’exposition électromagnétique imposés par des agences d’autorité gouvernementale comme FCC aux États-Unis ou Industrie Canada au Canada. Somme toute, la technologie NFC permet efficacement de transmettre l’information acquise dans le milieu hostile, soit les tissus organiques, vers le bracelet externe. Étant donné que l’alimentation se fait par induction magnétique, la distance d’alimentation est très limitée et constitue un avantage de sécurité. Il est pratiquement impossible d’activer l’implant à plus d’une dizaine de centimètres de distance. La probabilité qu’un intrus puisse intercepter les données personnelles émises par le bracelet est donc fortement improbable. Les données transigées sont d’ordre médical et exposent donc naturellement la vie privée des utilisateurs, il va de soi qu’elles puissent être rendues inatteignables. Une solution simple peut être d’utiliser une unité de calcul sur l’implant pour effectuer un cryptage basique des données envoyées afin de s’assurer qu’un message intercepté ne puisse pas être décodé par un lecteur non autorisé.
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Table des matières
INTRODUCTION
CHAPITRE 1 REVUE DE LITTÉRATURE
1.1 Fréquence d’opération
1.1.1 Contrainte du milieu
1.1.2 Positionnement et dimensionnement
1.1.3 Normes d’exposition et d’émission électromagnétique
1.2 Plateforme de capteur existante
1.3 Types de capteurs biomédicaux
1.3.1 Mesure de température
1.3.2 Capteur de pression
1.3.3 Électrocardiogramme
1.4 Emplacement du capteur
1.5 Conclusion sur l’état de l’art
CHAPITRE 2 ARCHITECTURE SYSTÈME ET MÉTHODOLOGIE
2.1 Alimentation du capteur
2.2 Communication sans fil
2.2.1 Communication entre le bracelet et l’implant
2.3 Communication entre le bracelet et le téléphone intelligent
2.4 Méthodologie
2.5 Simulation
2.6 Conception électronique et mécanique
2.7 Réalisation
2.8 Assemblage électronique
CHAPITRE 3 DIMENSIONNEMENT DU SYSTÈME PAR SIMULATION ÉLECTROMAGNÉTIQUE
3.1 Structure d’antenne du bracelet
3.1.1 Format rectangulaire-planaire
3.1.2 Format circulaire
3.1.3 Comparaison
3.2 Structures d’antenne de l’implant
3.2.1 Modèle hélicoïdal
3.2.2 Modèle circulaire avec rayon de 2 mm
3.3 Effet de l’angle entre les plans du bracelet et de l’implant
3.3.1 Rotation par rapport à l’axe Z
CHAPITRE 4 CONCEPTION ET RÉALISATION DU BRACELET
4.1 Transpondeur RFID
4.2 Adaptation d’impédance
4.3 Conception du système d’alimentation
4.4 Conception du système de communication usager sans-fil
4.5 Développement et débogage
4.6 Forme du lecteur
CHAPITRE 5 CONCEPTION ET RÉALISATION DU CAPTEUR IMPLANTABLE
5.1 Récolte d’énergie (Energy harvesting)
5.2 Traitement de signal et interface capteur
5.3 Utilisation de la mémoire EEPROM
5.4 Mesure de la température
5.5 Géométrie du capteur et prototypes
5.6 Étapes de miniaturisation
5.7 Conclusion
CHAPITRE 6 VALIDATION EXPÉRIMENTALE
6.1 Protocole d’expérimentation
6.1.1 Liste de matériel
6.1.2 Procédure
6.1.3 Montage réel
6.2 Choix du milieu
6.3 Prise de mesure
6.4 Résultats de mesure de température en submersion
CHAPITRE 7 ANALYSE DES RÉSULTATS OBTENUS ET DISCUSSION
7.1 Preuve de concept bracelet/implant
7.2 Polyvalence et qualité des données
7.3 Miniaturisation et fabrication
7.4 Application de concepts logiciels
7.4.1 Code exécuté sur l’implant
7.4.2 Code exécuté sur le bracelet
7.4.3 Application pour téléphone mobile
7.5 Retour sur la revue de littérature
CONCLUSION ET TRAVAUX FUTURS
LISTE DE RÉFÉRENCES BIBLIOGRAPHIQUES
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