Introduction à la stimulation électrique

EXCITABILITE DES TISSUS VIVANTS

Les tissus dits excitables vont répondre à la stimulation électrique. Cette activité est liée aux propriétés électriques des membranes cellulaires, et est caractérisée par l’évolution du potentiel transmembranaire. Ce potentiel est par convention défini comme étant la différence entre le potentiel intracellulaire et le potentiel extracellulaire.
La plupart des cellules possèdent un potentiel transmembranaire de repos, ce qui ne les classe pas obligatoirement dans la catégorie des tissus excitables. C’est le cas par exemple des cellules osseuses qui grâce à leur propriétés piézoélectriques, déclenchent la croissance de l’os dans la zone électriquement active, lorsque l’os est soumis à des tensions mécaniques. C’est également le cas pour les tissus blessés qui génèrent une différence de potentiel sur leur membrane au cours du processus de guérison . Des applications utilisant la stimulation électrique visent de telles cellules afin de contrôler voire d’accélérer les processus biologiques naturels.
Dans le groupe des cellules excitables, on retient principalement les cellules musculaires ou myocytes et les cellules neuronales. Sous l’influence d’un champ électrique une cellule musculaire se contractera et transmettra l’information de contraction aux cellules proches, lorsque le potentiel transmembranaire atteint un seuil dit d’excitabilité . De manière analogue, un neurone émettra un Potentiel d’Action qui se propagera vers d’autres neurones permettant alors la communication d’information. Ces tissus sont à la base du contrôle des fonctions motrices et sensorielles du corps humain, et sont donc les cibles privilégiées de la stimulation électrique.

ACCOUTUMANCE DU SEUIL DE DECLENCHEMENT

Un phénomène qui doit être également considéré lors de la stimulation électrique d’une membrane neuronale est l’accoutumance. Les conclusions du paragraphe précédent sur la possibilité de déclencher la propagation d’un Potentiel d’Action le long de la membrane étaient basées sur l’hypothèse d’un temps de montée rapide du stimulus. Or la vitesse de montée du signal d’excitation a un impact sur la possibilité d’activer ou non la cible, ce qui traduit un phénomène d’accoutumance . C’est uniquement un changement brutal du courant appliqué (stimulus) qui va déclencher une activité spontanée. Ainsi le gabarit réel de la courbe amplitude-durée, doit être revu pour tenir compte de l’accoutumance du seuil de déclenchement.
Aux basses fréquences, c’est-à-dire pour de longues impulsions, le seuil de déclenchement remonte progressivement et l’amplitude du stimulus doit être supérieure afin de déclencher une activité cellulaire. De ces constatations, on déduit que la forme des signaux délivrés à proximité des cibles de la stimulation électrique doit être rigoureusement contrôlée afin d’assurer un déclenchement de l’activité.

PRECAUTIONS DANS L’UTILISATION DES CIRCUITS ELECTRIQUES EQUIVALENTS

Tout d’abord, les équations utilisées pour définir les propriétés ou les impédances des phénomènes étudiés doivent être définies et adaptées au domaine d’étude. En particulier, l’équation qui définit l’élément à phase constante doit toujours être précisée puisqu’il en existe une demi-douzaine de différentes, malheureusement toutes référencées sous la même appellation.
D’autre part, plusieurs circuits électriques équivalents ayant des topologies différentes peuvent présenter des réponses identiques dans une gamme de fréquence donnée (non-discernabilité). Le choix du circuit équivalent doit donc être basé, comme nous l’avons fait, sur une analyse des phénomènes et objets sous-jacents composant l’impédance.

ACTION DE L’ORGANISME SUR L’IMPLANT

Dès l’implantation d’un corps étranger, le corps humain met en œuvre des défenses biochimiques afin de se protéger de l’intrus . L’ampleur de la réaction dépendra de la biocompatibilité de l’implant. Le terme biocompatibilité exprime la capacité du ou des matériaux qui composent l’implant à générer une faible réponse immunitaire des tissus environnants. Si la réaction est trop virulente, la santé du patient peut être mise en péril ce qui induit automatiquement une explantation du dispositif actif.
Cette réaction de l’organisme sur l’implant inclut également une dégradation des polymères et une corrosion des métaux . Au fur et à mesure de leur isolation, les électrodes transmettent moins efficacement les stimuli électriques. Lorsqu’elles sont complètement isolées du milieu ou trop dégradées, les électrodes doivent être explantées et remplacées. L’opération est très contraignante pour le patient. Il est donc essentiel que les matériaux des électrodes (Platine, Oxyde d’iridium, Or, Acier inoxydable, Titane …) et de l’implant en général (polymères, monomères… ) soient prévus pour durer le plus longtemps possible dans un environnement biologique.

QUANTITE D’ENERGIE EMBARQUEE LIMITEE

Depuis l‘implantation du premier pacemaker doté d’une batterie dans les années 1950, les systèmes de stimulation implantés sont devenus pour la plupart autonomes en énergie. Cette propriété permet notamment d’avoir une plaie complètement refermée après implantation donc sans fil d’alimentation transcutané évitant ainsi le risque d’infection. L’autonomie de ces dispositifs est fixée par la durée de vie de la batterie. Lorsque cette dernière arrive à épuisement, l’implant doit être explanté puis remplacé. Il est donc primordial d’optimiser l’utilisation de l’énergie de la batterie pour limiter le nombre d’explantations. Pour pallier ce problème, certains stimulateurs intègrent une batterie rechargeable. La recharge est alors effectuée par transmission d’énergie sans fil. Cependant, les accumulateurs actuels possèdent un nombre fini de cycles de charges et de recharges. Or, la stimulation électrique est aujourd’hui préconisée pour des patients de plus en plus jeunes . La question énergétique reste donc toujours centrale car la somme des temps de décharges des accumulateurs peut encore être inférieure à la durée d’implantation. En outre, de nombreuses fonctions annexes sont actuellement intégrées afin de fournir un traitement optimal au patient. On peut citer la mesure de la pression sanguine ou du rythme cardiaque , la détection d’infarctus, du bon placement et de la détérioration de l’électrode par mesure d’impédance. En dépit de l’intérêt médical indéniable de ces fonctions, elles induisent un coût énergétique supplémentaire non négligeable, les informations numérisées devant en plus être analysées in situ ou transmises par télémétrie à une unité de traitement extérieure.

Table des matières

PARTIE 1 : Contexte
Chapitre 1: Introduction à la stimulation électrique
1.1 Historique
1.2 Bases de l’électrophysiologie
1.2.1 Excitabilité des tissus vivants
1.2.2 Le cas du neurone
1.2.3 La courbe amplitude-durée
1.2.4 Modèle électrique de la membrane
1.2.5 Accoutumance du seuil de déclenchement
1.3 Synthèse
Chapitre 2: Impédance du système électrodes-milieu environnant : phénomènes sous-jacents et représentation
2.1 Introduction
2.2 Modélisation de l’impédance par des circuits électriques équivalents
2.2.1 Interface
2.2.1.1 Les courants capacitifs
2.2.1.2 Les courants faradiques
2.2.2 Milieu environnant
2.2.2.1 Le liquide extracellulaire
2.2.2.2 Les membranes cellulaires
2.2.3 Modèle retenu pour les expériences
2.3 Représentation graphique de l’impédance
2.3.1 Généralités
2.3.2 Représentation dans le plan complexe
2.3.3 Représentation dans un diagramme de Bode
2.3.4 Exemples de représentations de circuits simples
2.4 Précautions dans l’utilisation des circuits électriques équivalents
2.5 Synthèse
Chapitre 3: Problématiques liées à l’utilisation de systèmes autonomes implantés
3.1 Influence de l ‘impédance sur la délivrance des stimuli
3.1.1 Stimulation contrôlée en tension
3.1.2 Stimulation contrôlée en courant
3.2 Les contraintes liées aux systèmes autonomes implantés
3.2.1 Action de l’organisme sur l’implant
3.2.2 Action de l’implant sur l’organisme
3.2.3 Quantité d’énergie embarquée limitée
3.2.4 Opérationnalité de l’implant
3.3 Variabilité de l’impédance du SEME
3.3.1 Variation en fonction de l’électrode
3.3.2 Variation en fonction du temps
3.3.3 Variation en fonction du niveau de tension/courant
3.4 Synthèse
Conclusion de la première partie
PARTIE 2 : Etude expérimentale et en simulation de l’impédance du système électrode-milieu environnant
Chapitre 4: Techniques de mesure d’impédance et potentiostats
4.1 Techniques de mesure d’impédance
4.1.1 Les ponts de mesure d’impédance
4.1.2 Le pont auto-équilibré
4.1.3 La méthode courant/tension
4.1.4 La détection synchrone
4.1.5 Le potentiostat
4.2 Synthèse
Chapitre 5: Simulation numérique et banc de mesure d’impédance
5.1 Les électrodes mises en œuvre
5.2 Banc de mesure et extraction des paramètres des circuits électriques équivalents
5.2.1 Les éléments du banc
5.2.1.1 Solution saline
5.2.1.2 L’interface multiplexeuse
5.2.1.3 Les potentiostats
5.2.1.4 L’interface EC-Lab®
5.2.2 L’identification des paramètres d’un circuit électrique équivalent
5.2.3 Caractérisation des parasites du banc de mesure
5.3 Modélisations et simulations numériques
5.3.1 Méthodologie basée sur un couplage MATLAB COMSOL Multiphysics
5.3.2 Les hypothèses dans le modèle
5.3.3 Equation de l’électrocinétique utilisée dans COMSOL
5.3.4 Les conditions aux limites
5.4 Synthèse
Chapitre 6: Expériences en milieu salin
6.1 Validation du modèle numérique avec l’électrode Medtronic 3389
6.1.1 Protocole
6.1.2 Résultats de mesure et simulation
6.1.3 Interprétation
6.2 Comparaison simulation et expérimentation pour la MEA RETINE
6.2.1 Protocole
6.2.2 Résultats de mesure et simulation
6.2.3 Interprétation
6.2.4 Validation du circuit électrique équivalent retenu
6.3 Synthèse
Chapitre 7: Expériences en milieu in vivo
7.1 banc de mesure et protocole expérimental
7.2 Comparaison des résultats obtenus en milieu salin et en milieu in vivo
7.2.1 Comparaison sur l’ensemble des mesures réalisées à l’INT
7.2.1.1 Protocole
7.2.1.2 Résultats
7.2.1.3 Discussions
7.2.2 Comparaison de deux mesures
7.2.2.1 Protocole
7.2.2.2 Résultats
7.2.2.3 Interprétations
7.3 Mise en évidence de la problématique en milieu in vivo
7.3.1 Filtrage des stimuli contrôlés en tension
7.3.2 Saturation de l’étage de sortie du stimulateur
7.4 Synthèse
Conclusion de la deuxième partie
PARTIE 3 : Proposition d’une nouvelle stratégie de stimulation et perspectives d’intégration
Chapitre 8: Etat de l’art des formes d’onde utilisées en stimulation électrique
8.1 Travaux expérimentaux
8.1.1 Evolution de la stimulation conventionnelle
8.1.2 Perspectives d’optimisation de la stimulation électrique
8.2 Travaux en simulation
8.3 Synthèse
Chapitre 9: Proposition d’une nouvelle stratégie de stimulation
9.1 Introduction
9.2 Stratégie d’adaptation de la stimulation électrique en régime linéaire
9.3 Architecture fonctionnelle
9.3.1 Architecture fonctionnelle du système de stimulation mis en œuvre
9.3.2 Spectroscopie d’impédance
9.3.3 Identification sur circuit électrique équivalent
9.3.4 Calcul de la fonction de transfert inverse et du signal à générer
9.3.5 Génération du signal adapté
9.4 Exemples d’application de la méthode d’adaptation pour un cas linéaire
9.4.1 Adaptation de la stimulation
9.4.2 Première approche du gain en énergie par stimulation contrôlée
9.4.3 Conclusion sur le cas linéaire
9.5 Prise en compte du comportement non-linéaire de l’impédance
9.5.1 Mise en évidence des non-linéarités et de la distorsion du signal
9.5.1.1 Protocole de mesure
9.5.1.2 Résultats de mesure en milieu salin
9.5.2 Méthode proposée
9.5.2.1 Principe
9.5.2.2 Limitation de la bande fréquentielle d’étude
9.5.3 Exemple d’application de la méthode proposée
9.5.3.1 Extraction des valeurs des éléments du CEE
9.5.3.2 Application de la méthode
9.5.3.3 Discussion
9.6 Synthèse
Chapitre 10: Adaptation de la stimulation : Preuves de concept et tests fonctionnels
10.1 Introduction
10.2 Tests sur circuits électriques équivalents
10.2.1 Banc de test
10.2.2 Données expérimentales
10.2.3 Résultats
10.2.4 Synthèse
10.3 Tests en milieu salin
10.3.1 Banc de test et protocole de manipulation
10.3.2 Résultats sur l’électrode Medtronic 3389
10.3.2.1 Données expérimentales
10.3.2.2 Adaptation à faible niveau de tension
10.3.2.3 Adaptation à fort niveau de tension
10.3.2.4 Synthèse sur l’adaptation en milieu salin avec l’électrode Medtronic
10.3.3 Résultats sur la MEA RETINE
10.3.3.1 Données expérimentales
10.3.3.2 Etude de l’adaptation en milieu salin
10.3.4 Synthèse des tests en milieu salin
10.4 Tests en milieu in vivo
10.4.1 Preuve de concept en milieu in vivo
10.4.1.1 Banc de test et protocole expérimental
10.4.1.2 Données expérimentales in-vivo
10.4.1.3 Etude de l’adaptation en milieu in vivo
10.4.2 Tests Fonctionnels
10.4.2.1 Banc de test et protocole de stimulation
10.4.2.2 Adaptation du pattern de stimulation
10.4.2.3 Les acquisitions corticales
10.5 Synthèse
Chapitre 11: Perspectives d’intégration d’une stimulation électrique multi-application
11.1 Introduction
11.2 Caractéristiques des principales applications
11.2.1 La stimulation cardiaque
11.2.1.1 Données commerciales
11.2.1.2 Données académiques
11.2.2 La stimulation cochléaire
11.2.2.1 Données commerciales
11.2.2.2 Données académiques
11.2.3 La neurostimulation
11.2.3.1 Données commerciales
11.2.3.2 Données académiques
11.2.4 La stimulation cérébrale
11.2.4.1 Données commerciales
11.2.4.2 Données académiques
11.2.5 La stimulation rétinienne
11.2.5.1 Données commerciales
11.2.5.2 Données académiques
11.2.6 Synthèse
11.2.6.1 Surfaces d’électrodes implantées
11.2.6.2 Résolutions de générateurs de signaux
11.3 Architecture haut niveau
11.3.1 Le contrôleur externe
11.3.2 Les fonctions embarquées
11.3.2.1 Le contrôleur interne
11.3.2.2 Le bloc de génération de signaux
11.3.2.3 Le bloc de mesure d’impédance
11.4 Le générateur de signaux
11.4.1 Choix d’implémentation
11.4.2 Dimensionnement
11.4.2.1 Gamme dynamique et résolution
11.4.2.2 Fréquence de fonctionnement
11.5 Le module de mesure d’impédance
11.5.1 Choix d’implémentation
11.5.2 Dimensionnement des blocs
11.5.2.1 Définition des gammes d’impédance et de fréquence
11.5.2.2 Estimation des résolutions minimales de l’ADC et du TDC
11.6 Protocole de mesure et conséquence sur le dimensionnement
11.6.1 Principe
11.6.2 Conséquence sur la résolution du DAC
11.6.3 Calcul du nombre de points requis sur le spectre d’impédance
11.7 Synthèse des spécifications
11.8 Implémentation et évaluation des performances
11.8.1 Performances de l’architecture
11.8.1.1 Mesure d’impédance
11.8.1.2 Stimulation
11.9 Conclusion
Conclusion générale et perspectives
Conclusion
Perspectives