Théorie et concept généraux de la photopléthysmographie

La pulsation du sang

La lumière qui traverse les tissus biologiques (par exemple, le doigt ou lobe de l’oreille) est absorbée par les différentes substances absorbantes. Les premiers absorbeurs de lumière dans la région d’intérêt sont les pigmentations de la peau, les os et le sang artériel et veineux. Au lieu de faire les mesures sur le sang in vitro avec un échantillon de sang artériel et d’un spectrophotomètre, la photo pléthysmographie sur le doigt utilise la pulsation artérielle. La Figure 1.5 illustre la quantité de lumière transmise et absorbée dans les tissus vivants en fonction du temps. Les artères contiennent plus de sang pendant la systole que pendant la diastole, et donc, leur diamètre augmente à cause de l’augmentation de pression. Cet effet ne se produit que dans les artères et les artérioles, mais pas dans les veines. L’absorbance de la lumière dans les tissus augmente au cours de la systole principalement en raison de la plus grande quantité de substances (hémoglobine), et au fait que la longueur du chemin optique d dans les artères augmente.

Cette alternance d’absorption nous permet de faire la différence entre l’absorbance à cause de sang veineux, d’une partie constante du sang artériel et d’autres composants non pulsatile, tels que les pigmentations de la peau (composante DC de l’absorption totale) et de l’absorption due à la composante pulsatile du sang artériel (composante AC). L’alternance de la lumière absorbée par le tissu vivant généralement ne dépasse pas 1% à 2% de la constante d’absorption de la composante DC. L’intensité de la lumière passant à travers les tissus au cours de la diastole est élevée (IH). Les absorbeurs qui sont présents pendant la diastole sont les éléments DC. Tous les composants DC on retire la composante artérielle non pulsatile sont représentés collectivement par εDC(λ), C DC et dDC .le diamètre des vaisseaux artériels est minime (dmin), et donc l’absorption due à l’hémoglobine artérielle est minime et la quantité de la lumière transmise est élevée (IH) . Elle est donnée par l’équation 1.11 ci-dessous.

Validation de loi de Beer dans la photo pléthysmographie

La lumière Incidente qui passe par le tissus humains n’est pas seulement divisée en lumière absorbée et transmise telle que proposée par la loi de Beer. Certaines parties de la lumière se reflètent et d’autres sont dispersées. La lumière réfléchie à la surface de la peau et la lumière absorbée par le tissu (on exclut la pulsation artérielle) sont surmontés en utilisant la forme d’onde Pléthysmographique. Toutefois, la surface de la peau, les tissus, les muscles, l’os, et en particulier le sang cause l’augmentation de l’absorption de la lumière. Le sang est un liquide non homogène, avec une absorption non linéaire de la lumière, par exemple, la concentration de l’hémoglobine change [11]. La variation d’absorbance en lumière n’est pas entièrement due à l’augmentation de la longueur du chemin optique au cours de la systole. Si le changement de diamètre, a été la seule raison, l’écart serait beaucoup moins. La raison est un changement dans l’axe des globules rouges, qui change ainsi leur absorption. Les globules rouges ont la forme d’un disque biconcave. Leur diamètre est aligné parallèlement à la direction de l’écoulement du sang au cours de la diastole et s’aligne perpendiculairement à la direction de l’écoulement au cours de la systole. Par conséquent, la longueur du chemin optique est plus grande au cours de la systole et augmente l’absorbance de la lumière. Même la réflexion de la lumière change avec l’axe des globules rouges, ce qui est important pour l’utilisation des sondes de réflexion. En raison de ces propriétés, l’absorption et la réflactance du sang en mouvement varies dans le cycle cardiaque et avec la vitesse du flux sanguin [19].

Les résultats des mesures avec la photopléthysmographie diffèrent des résultats de la théorie fondée sur la loi de Beer. Un phénomène physique appelé diffusion de la lumière augmente l’absorption de la lumière. Néanmoins, la photopléthysmographie est utilisée dans des cas commerciaux et cliniques à des circonstances différentes qui exigent un certain niveau de précision. Cela est dû au fait que la plupart des photopléthysmographes utilise une courbe d’étalonnage reposant sur des données empiriques. Plusieurs approches ont été faites pour créer des modèles qui décrivent le processus réel avec certaines limites de précision.

L’absorption de lumière dans le sang : Malheureusement, la loi de Beer ne s’applique pas pour le sang total. L’absorbance de la lumière n’est pas simplement proportionnelle à la concentration de l’hémoglobine ou à la longueur du chemin optique. La loi de Beer n’assume aucune diffusion de la lumière, ce qui n’est pas vrai dans le sang, outre le fait que les LED n’émettent pas de lumière monochromatique. Shymada et Yoshida ont vérifié que l’influence de la diffusion multiple ne peut être surmontée en soustrayant de la DC comme cela était prévu [23]. Kramer et a1 a déclaré que l’absorption de lumière due à l’oxyhémoglobine et l’hémoglobine réduite est augmentée dans le sang par rapport au sang hémoglobine par des facteurs de l’ordre de cinq [23]. Les raisons de l’augmentation de l’absorbance sont principalement la diffusion et la diffusion multiple.La diffusion de la lumière provoque la déviation d’un faisceau lumineux de sa direction initiale. Elle se produit lorsque la lumière est réfractée par un objet d’une taille similaire à la longueur d’onde de la lumière et un changement dans l’indice de réfraction à l’interface de cet objet.

Les longueurs d’onde de la lumière rouge et infrarouge ont le même ordre de grandeur que les dimensions géométriques de globules rouges (environ 7 μm de diamètre). La discontinuité de l’indice de réfraction à l’interface entre le plasma et la grande proportion des globules rouges qui augmente la diffusion moyenne de la lumière dans le sang. La lumière est dispersée une fois, elle sera dispersée probablement de nouveau par les cellules et donc c’est la diffusion multiple qui se produit [24]. La diffusion multiple augmente la longueur du chemin optique et donc une augmentation de l’absorbance. L’intensité de la lumière diffusée par les tissus dépend de plusieurs facteurs tels que la concentration des globules rouges dans le sang, la taille, la forme, l’orientation et l’indice de réfraction de la dispersion des particules, l’épaisseur des tissus, et l’ouverture du cône du détecteur [25]. L’épaisseur du tissu, la distance entre la LED et la photodiode et la concentration de l’hémoglobine varient de patient à patient ainsi que la forme et l’orientation des globules rouges est irrégulière. Ainsi, il est difficile de développer un modèle physique qui peut être utilisé dans des circonstances différentes.

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Table des matières

Liste des figures.
Liste des tableaux
Résumé
Introduction générale
Chapitre 01 : Théorie et concept généraux de la photopléthysmographie
1.1 La loi de Beer
1.1.1 Transmission et absorption de la lumière
1.1.2 Les différents absorbeurs
1.1.3 Coefficient d’extinction d’hémoglobine
1.2 L’hémoglobine fonctionnelle
1.3 Hémoglobine dysfonctionnelle
1.3.1 Méthémoglobine
1.3.2 Carboxyhémoglobine
1.3.3 Sulfhémoglobine et carboxysulfhemoglobine
1.4 Le spectre d’absorption d’hémoglobine
1.5 La photopléthysmographie
1.5.1 Origine de la photopléthysmographie
1.5.2 Critères pour le choix de la longueur d’onde
1.5.3 Absorbance des solutions à hémoglobine
1.5.4 La pulsation du sang
1.6 Validation de loi de Beer dans la photopléthysmographie
1.7 Diffusion de lumière
1.7.1 L’absorption de lumière dans le sang
1.7.2 Modèles d’absorption de lumière
1.7.3 La théorie de Twersky pour la diffusion multiple
1.7.4 Comparaison des différents modèles
1.8 Limitations et morbidité
1.8.1 Limitations techniques
1.8.1.1 Les artefacts mécaniques
1.8.1.2 L’interférence électromagnétique
1.8.2 Les limitations dangereuses de la photopléthysmographie
1.8.3 Limitations physiologiques
1.9 Le temps de transit (PTT Pulse transit time
1.9 La vélocité de l’onde de pouls (PWV Pulse wave velocity
1.10 Conclusion
Chapitre 02 : Étude et conception du système développé
2.1 Le capteur ou sonde
2.1. A La source lumineuse
2.1.A.1 Description, matériaux, et opération
2.1.A.2 Considérations de la bande passante
2.1.A.3 Caractéristiques des Diodes électroluminescentes
2.1.B Les photodétecteurs
2.1.B.1 Les dispositifs de photodétection
2.1.B.2 Les cellules photo-électriques
2.1. B.3 Les photodiodes
2.1. B.4 Les phototransistors
2.1. B.5 Capteur a circuit intégré (Ic)
2.1.C Les sondes
2.1.C.1 Sondes de transmittance
2.1.C.2 Sondes de réflexion
2.1.C.3 Avantages et inconvénients des sondes de réflexion par rapport aux sondes de transmission
2.1.C.4 La sonde IRM
2.1.C.5 Sondes réutilisables
2.1.C.6 Sondes jetables
2.1.C.7 Sources d’erreurs (sonde et placement)
2.2 Monitorage de la photodiode avec un amplificateur opérationnelle
2.2.1 Le convertisseur courant tension
2.2.2 La bande passante
2.3 Interface de communication avec le PC
2.3.1 Le port série
2.3.2 Communications asynchrones et synchrones
2.3.3 Le protocole RS-232
2.3.4 Universal Serial Bus (USB)
2.4 Conclusion
Chapitre 03 : Etude et réalisation pratique du système.
3.1 La mise en forme du signal
3.1.1 Le circuit émetteur
3.1.2 Le photodétecteur
3.1.3 Le filtrage
3.2 Circuit d’acquisition du signal
3.2.1 Module d’USB Plug and Play pour développement d’application série
3.2.2 Etude du microcontrôleur PIC16f88
3.2.2.1 Description
3.2.2.2 Mémoire
3.2.2.3 Les registres internes
3.2.2.10 Le convertisseur ADC
3.2.2.11 Le TIMER 0
3.2.2.12 Le TIMER 1
3.2.2.13 Le TIMER 2
3.2.3 L’assemblage final
3.3 Conclusion
Chapitre 04: Acquisition des données et résultats.
4.1 Mesure des signaux PPG
4.2 Description du logiciel développé
4.2.1 Programme d’acquisition à travers le PIC 16F88
4.3 Interface d’acquisition
4.4L’interface générale
4.5 Comment compiler un programme MATLAB
4.6 Programme de traitement du signal
4.7 Résultat final
4.8 Conclusion
Conclusion Générale
Annexes
Bibliographie