i Réseau De Capteurs Sans Fil Appliqué À la surveillance des patients cardiaque Avant -Propos Avant tout, je remercie mon Dieu le tout -puissant pour… [602849]
i Réseau De Capteurs Sans Fil Appliqué À la surveillance des patients cardiaque
Avant -Propos
Avant tout, je remercie mon Dieu le tout -puissant pour tout ce qu'il m'a offert dans la vie.
Je tiens dans un premier temps à remercier et à témoigner toute ma gratitude et
reconnaissance aux personnes suivantes, pour l’expérience enrichissante et pleine d’intérêt qu’ils
m’ont fait vivre durant cette période du projet de fin d’études :
Mr Abden naser BOUROUHOU , mon encadrant, pour son soutien, son orientation, son
encoura gement durant la période du PFE.
Mr Soufiane KAISSARI , Doctorant à l’ENSET pour sa participation à mon encadrement son
orientation technique, se patience, son soutien.
Mlle Amina EL ATTAOUI , Doctorant e à l’ENSET pour son aide technique, son soutien moral .
Je tiens également à remercier le directeur de l’ENSET Mr. ABDELLAH EL GHARAD, le
coordonnateur du Master Génie Electrique Mr. Jamal M ’HAM DI, et toute l’équipe pédagogique de
l’ENSET RABAT, ainsi que tous ceux qui ont contribué de près ou de loin à l’élaboration de ce
travail .
Merci à tous les membres de ma famille, à mes collègues et à mes cher(e )s ami(e)s, pour leur
soutien.
ii Réseau De Capteurs Sans Fil Appliqué À la surveillance des patients cardiaque
Résumé
De nos jours, le développement exponentiel de la micro -électronique et de la technologie
sans fil a permis d’élargir de plus en plus le champ d’application des réseaux de capteurs sans fil.
Ces capteurs intelligents sont devenus une nécessité pour l’acquisition, le traitement, et l’analyse
de données multiples grâce à leur flexibilité et leur scalabilité dans différentes applications ,
notamment le domaine biomédical , le domaine environnemental , le domaine industriel , le
domaine agricole…
Le but de ce travail de mémoire est la conception d’un réseau de capteur appliqué au domaine
biomédical . Dans le but d’un diagnostic et un suivi du patient à distance, nous avons intégré le
concept « IoT » pour la transmission de donn ées via internet. Les capteurs utilisés dans cette
application sont des électrodes d’ECG.
Mots clés : télésurveillance médicale, réseau de capteurs sans fil , Thingspeak,
NodeMCU, puls e sensor, capteur de pouls, ECG, électrocardiographie, système
cardiovasculaire.
Abstract
At present, the wireless sensors network are used in numerous application domains, in
results of the hard progression in the wireless technologies, in addition, the development of Nano
biotechnologies, and intelligent innovation …etc. Substantially, the flexibility and the scalabilite
provides by the WSN have demonstrate their adaptation to several applicati ons field, like remote
medical monitoring, environmental applications and the industrial applications. In this work, a
novel approach is proposed to monitor a patient's cardiac signal, by analyzing collected data by the
ECG sensor and transmitted in the internet. The objective of thi s method is to integrate the "IoT "
notion to transmit the ECG signal in the internet, using the ECG electrode to collect the cardiac
signal, the MCU node to implement the treatment and transmission of ECG signal. For the data
clouding we use the thingSpeak space.
iii Réseau De Capteurs Sans Fil Appliqué À la surveillance des patients cardiaque
Sommaire
AVANT -PROPOS ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –– I
RESUME ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––––- II
ABSTRACT ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––– II
SOMMAIRE ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––– III
LISTE DES FIGURES ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––- VI
LISTE DES ABREVIATIO NS ––––––––––– ––––––––––– –––––––– IX
INTRODUCTION ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –- 1
CAHIER DES CHARGES E T PROBLEMATIQUE ––––––––––– ––––––––––– – 3
CHAPITRE I : ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––– 4
ETUDE DES SIGNAUX ECG ––––––––––– ––––––––––– ––––––– 4
1. Introduction ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––––––––– 5
2. Anatomie du cœur ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––––––– 5
3. Activité mécanique cardiaque ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –– 6
4. La conduction électrique du cœur ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– – 6
5. Principe de l’électrocardiogramme (ECG) ––––––––––– ––––––––––– –––––––– 8
6. Ondes et Intervalles de L'ECG ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –- 11
7. Troubles du rythme et de la conduction cardiaque ––––––––––– ––––––––––– ––– 13
8. Les arythmies cardiaques ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––- 14
9. Artefacts visibles sur l'électrocardiogramme ––––––––––– ––––––––––– –––––- 18
10. Conclusion ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––––––––– 21
iv Réseau De Capteurs Sans Fil Appliqué À la surveillance des patients cardiaque
CHAPITRE 2 : ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –– 22
ETAT D’ART SUR LES R ESEAUX DE CAPTEURS S ANS FIL ––––––––––– –––––– 22
Introduction ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––––––––- 23
Caractéri stiques Des Réseaux De Capteurs Sans Fil ––––––––––– ––––––––––– ––– 23
2.1. Nœud capteur ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––––– 23
2.2. Modèl e de nœud ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––––- 24
2.3. Architecture d’un nœud capteur ––––––––––– ––––––––––– ––––––––- 25
2.3.1. Unité de capture ("Sensing unit") ––––––––––– ––––––––––– ––––––- 26
2.3.2. Unité de traitement ("Processing unit") ––––––––––– ––––––––––– –––– 26
2.3.3. L’unité de communication ––––––––––– ––––––––––– –––––––––– 26
2.3.4. Unité d’énergie ("Power unit") ––––––––––– ––––––––––– –––––––– 27
2.3.5. Système de localisation de l’environnement ––––––––––– ––––––––––– –– 27
2.3.6. Système de mobilité ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –– 27
2.4. Architecture de communication du RCSF ––––––––––– ––––––––––– ––––– 27
2.5. Pile protocolaire ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––––– 28
2.5.1. Couche application ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –– 29
2.5.2. Couche transport ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––– 29
2.5.3. Couche réseaux ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––– 29
2.5.4. Couche liaison de données ––––––––––– ––––––––––– –––––––––- 29
2.5.5. Couche physique ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––– 30
2.5.6. Plan de gestion d’énergie : ––––––––––– ––––––––––– –––––––––- 30
2.5.7. Plan de gestion de la mobilité ––––––––––– ––––––––––– –––––––– 30
2.5.8. Plan de gestion des tâches ––––––––––– ––––––––––– –––––––––- 30
3. Applications Des Réseaux De Capteurs Sans Fil ––––––––––– ––––––––––– ––––- 31
3.1. Application militaire ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––- 31
3.2. Applications environnementales ––––––––––– ––––––––––– ––––––––- 31
3.3. Application industrielle ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –– 31
3.4. Applications agricoles ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––- 32
3.5. Applications de la sécurité ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– – 32
3.6. Application médicale ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––– 32
4. WBAN (Wireless Body Area Network) ––––––––––– ––––––––––– ––––––––- 33
5. WPAN (Wireless Personal Area Network) ––––––––––– ––––––––––– ––––––– 33
6. Exemple des applications utilisant WSN dans le domaine médical ––––––––––– ––––––- 34
6.1. CodeBlue ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––––––– 34
6.2. Projet lminet ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––––––- 35
7. Conclusion ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––––––––– 37
1. Préambule ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––––––––– 39
2. Schéma Synoptique ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––––– 39
3. Étude Technique Du Choix Du Matériel ––––––––––– ––––––––––– –––––––– 40
3.1. Unité de prélèvement du signal ECG ––––––––––– ––––––––––– ––––––– 40
3.1.1. Les électrodes ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––––- 40
3.1.2. Principe de fonctionnement : ––––––––––– ––––––––––– ––––––––- 40
v Réseau De Capteurs Sans Fil Appliqué À la surveillance des patients cardiaque
3.2. Unité de traitement ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––- 44
3.3. Unité de communication ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– – 46
3.3.1. Module radiofréquence ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– 46
4. Analyse fonctionnelle ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––––– 51
4.1. Bête A Cornes ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––––– 51
1.1.1. Diagramme représentatif ––––––––––– ––––––––––– –––––––––– 51
4.2. Diagramme Pieuvre ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––- 51
4.2.1. Les expressions des fonctions de service ––––––––––– ––––––––––– –––- 52
4.3. Diagramme SADT ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––––- 53
4.4. Diagramme FAST ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––––– 53
5. Concl usion ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––––––––– 55
1. Préambule ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––––––––– 57
2. Prélèvement du signal ECG ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––– 57
2.1. Capteur de pouls (pulse sensor) ––––––––––– ––––––––––– ––––––––– 57
2.2. Principe physique du capteur du pouls ––––––––––– ––––––––––– –––––– 58
2.2.1. Schéma interne du capteur du pouls ––––––––––– ––––––––––– ––––– 58
NodeMcu ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––- 59
Simulation du prélèvement du signal ECG ––––––––––– ––––––––––– ––––––– 62
Transmission du signal ECG ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––- 64
5.1. Espace Cloud Thingspeak : ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– – 65
5.2. Simulation : ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––––––– 67
6. Conclusion ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––––––––– 70
CHAPITRE 5 : ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –– 71
TRAITEMENT DU SIGNAL ECG ––––––––––– ––––––––––– –––––– 71
1. Préambule ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– – 72
2. Algorithme suivi pour le traitement du signal ECG ––––––––––– ––––––––––– ––– 72
3. Traitement du bruit d'alimentation 50 Hz ––––––––––– ––––––––––– ––––––– 72
3.1. Structure du filtre à encoche ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– – 73
3.2. Les gabarits du filtre à encoche suivant ––––––––––– ––––––––––– ––––– 74
3.3. Application du filtre a encoche sur un signal ECG : ––––––––––– ––––––––––– – 75
3.4. La ligne de base ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– ––––– 76
3.5. Les bruits de la haute fréquence ––––––––––– ––––––––––– ––––––––- 79
3.6. Les bruits de la très basse fréquence ––––––––––– ––––––––––– ––––––– 80
4. Conclusion ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––––––––– 83
CONCLUSION ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –– 85
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ANNEXES ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –––- 86
1. Annexe 1 : caractéristiques du APDS -9008 : ––––––––––– ––––––––––– –––– 86
REFERENCES ––––––––––– ––––––––––– ––––––––––– –– 90
Liste des figures
Figure 1: L’anatomie du cœur. ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………… 5
Figure 2: Activité électrique du cœur ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……. 7
Figure 3: Electrophysiologie cellulaire ………………………….. ………………………….. ………………………….. …. 8
Figure 4 Les dérivations bipolaires ………………………….. ………………………….. ………………………….. …….. 10
Figure 5 : Dérivations unipolaires ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……… 10
Figure 6: Dérivations thoraciques. ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……… 11
Figure 7 : Tracé ECG ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. ….. 11
Figure 8 : Exemples d'ECG : (a) normal et (b): bloc de branche gauche. ………………………….. . 14
Figure 9 : Tachycardie supra -ventriculaire. ………………………….. ………………………….. …………………… 16
Figure 10 Fibrillation auriculaire ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………. 16
Figure 11. Tachycardie ventriculaire ………………………….. ………………………….. ………………………….. … 17
Figure 12 : Fibril lation ventriculaire. ………………………….. ………………………….. ………………………….. …. 17
Figure 13 : Interférence secteur 50 Hz. ………………………….. ………………………….. ………………………….. 18
Figure 14 : Bruit dû aux mouvements des électrodes. ………………………….. ………………………….. .. 19
Figure 15 : Dérive de la ligne de base. ………………………….. ………………………….. ………………………….. .. 20
Figure 16 : Bruit myoéletrique ou tremblement somatique. ………………………….. …………………. 20
Figure 17: Architecture du nœud: régulier, capteur, robo t, puits, passerelle ………………….. 25
Figure 18: unités d’un nœud capteur ………………………….. ………………………….. ………………………….. …. 26
Figure 19: Architecture de communication d'un RCSF ………………………….. ………………………….. .. 28
Figure 20:Pile protocolaire dans les RCSF ………………………….. ………………………….. ……………………… 28
Figure 21:Energie consommée par les sous -systèmes d'un nœud -capteur ……………………… 30
Figure 22: Application militaire ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………….. 31
Figure 23: Application environnement ………………………….. ………………………….. ………………………….. . 31
Figure 24: Application industrielles ………………………….. ………………………….. ………………………….. …. 31
Figure 25: Application agricole ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………. 32
vii Réseau De Capteurs Sans Fil Appliqué À la surveillance des patients cardiaque
Figure 26: Application médicale ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………….. 32
Figure 27 Plateforme Mercury ………………………….. ………………………….. ………………………….. …………….. 34
Figure 28 : Exemple de scénario de projet !minet ………………………….. ………………………….. ………… 35
Figure 29: Schéma synoptique du RCSF appliquer au traitement du signal ECG …………….. 39
Figure 30 : représentation des é lectrodes ………………………….. ………………………….. ……………………… 40
Figure 31:surface de contact entre la peau et l'électrode ………………………….. ……………………….. 41
Figure 32 : l’utilisation de l’électrolyte pour augmenter le contact ………………………….. ………. 41
Figure 33 : modèle équivalent de GATZKE qui représente l'électrode, la peau et
l'électrolyte ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. . 42
Figure 34 : exemple de structure en coupe d'électrode à usage unique ………………………….. .. 43
Figure 35 : Les trois topologies réseau accessible par le NRF24L01 ………………………….. …….. 49
Figure 36 : Le diagramme bête à cornes ………………………….. ………………………….. ………………………… 51
Figure 37: diagramme pieuvre ………………………….. ………………………….. ………………………….. …………….. 52
Figure 38: : Le diagramme pieuvre ………………………….. ………………………….. ………………………….. …….. 52
Figure 39 : Le diagramme SADT ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………….. 53
Figure 40: Figure 40: diagramme FAST ………………………….. ………………………….. ………………………….. 54
Figure 41: schéma interne du capteur du pouls ………………………….. ………………………….. …………… 58
Figure 42: Circuit d'application typique du capteur APDS -9008 ………………………….. ………….. 59
Figure 43: NodeMCU V1.0 ………………………….. ………………………….. ………………………….. …………………….. 59
Figure 44: Brochage de la carte ESP8266 ………………………….. ………………………….. ………………………. 60
Figure 45: diagramme fonctionnel d’ESP8266 ………………………….. ………………………….. ……………… 61
Figure 46: pin A0 du nodeMCU ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………. 61
Figure 47:programme d'acquisition du signal ECG ………………………….. ………………………….. ……… 63
Figure 48:signal ECG reçu sur le traceur série ………………………….. ………………………….. ………………. 64
Figure 49:structure général du système ………………………….. ………………………….. ………………………… 64
Figure 50:logo thingspeak ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………. 66
Figure 51:exemples des applications simulées sur Thingspeak ………………………….. …………….. 66
Figure 52: Thingspeak peut recueillir 8 flux en même temps ………………………….. ………………… 67
Figure 53:programme complet de prélèvement et de transmission ………………………….. …….. 68
Figure 54:récupérer Channel ID et API Key de notre espace Cloud ………………………….. ………. 69
Figure 55:visualisation du signal ECG sur le Cloud ………………………….. ………………………….. ………. 69
viii Réseau De Capteurs Sans Fil Appliqué À la surveillance des patients cardiaque
Figure 56:schéma synoptique du traitement du signal ………………………….. ………………………….. .. 72
Figure 57:filtre a encoche pour = 0.99 ………………………….. ………………………….. ………………………….. 74
Figure 58: filtre a encoche pour = 0.1 ………………………….. ………………………….. ………………………….. . 74
Figure 59: Gabarit du filtre a encoche en fonction de ………………………….. ………………………….. .. 75
Figure 60:application du filtre à encoche sur un signal ECG bruit ………………………….. …………. 75
Figure 61:tracé ECG et ligne de base ………………………….. ………………………….. ………………………….. ….. 76
Figure 62:Simulation d'élimination de la ligne de base ………………………….. ………………………….. 77
Figure 63: Dans les zones inactives, la ligne de base est modélisée par une interpolation
linéaire. Dans les zones actives, on se contente de relier les deux zones inactives adjacentes par
une droite. Le signal de ligne de base obtenu consiste donc en une ligne b ………………………….. …… 78
Figure 64:programme d'élimination du bruit de la haute fréquence ………………………….. ……. 79
Figure 65:résultat de La simulation de suppression de hautes fréquences ……………………… 80
Figure 66: programme ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. 81
Figure67:simulation du processus de traitement du signal ECG ………………………….. ……………. 82
ix Réseau De Capteurs Sans Fil Appliqué À la surveillance des patients cardiaque
Liste des abréviations
CAN Convertisseur Analogique Numérique
ADC Analog to Digital Converter
GBIO General Purpose Input/Output
GPS Global Positioning System
NC Noeud Capteur
NR Noeud Relais
NS Noeud Source
TCP Transmission Control Protocol
WI-FI Wireless Fidelity
ECG Electrocardiogramme
WBAN Wireless Body Area Network
WPAN Wireless Personal Area Network
1 Réseau De Capteurs Sans Fil Appliqué À la surveillance des patients cardiaque
Introduction
Les maladies cardiaques constitue nt l’une des causes principales d’invalidité et de décès
et leur apparition augmente avec l’âge . Même si les connaissances acquises en cardiologie sont
grandes, le cœur n’a pas en core dévoilé tous ses secrets. La plupart des décès cardiaques se
produisent à l’extérieur des milieux hospitaliers et de nouvelles strat égies sont nécessaires pour
détecter , dès que possible, l’apparition d’anomalies cardiaque s.
L’électrocardiographie est l’outil de diagnostic utilisé pour évaluer la probabilité
d’anomalie cardiaque. C’est une représentation graphique temporelle des différences de
potentiel prélevées entre plusieurs électrodes qui conduisent à la contraction musculaire
cardiaque.
Face à ce fléau, le monde technologique s’oriente vers le « Smart Everything » (city, home
…etc), cette révolution requiert l’utilisation des réseaux d e capteurs sans fil (RCSF) noté WSN
en anglais : Wireless Sensor Network. Ces réseaux de ca pteurs sans fil sont de plus en plus
utilisés dans diverses applicati ons dans la médecine, l’industrie et l’en vironnement vu le
développement exponentiel de la technique sans fil. Depuis quelques années, l e besoin
d'observer, d’analyser et de contrôler des grandeurs vitales sur des patients en temps réel est
devenu essentie l pour de nombreuses raisons . Cependant les recherches récentes ont montré
la nécessité d’utiliser ces RCSF s à la surveillance et le suivi des malades à distance [1].
La télémédecine regroupe les pratiques médicales permises facilité par les
télécommunications. Ces derniers, et les technologies qui sont associées, permettent la
prestation de soin de santé à distance et l’échange de l’information médicale s’y rapportant.
Dans ce cadre, de nombreuses études ont porté sur la conception d’un système qui
transmet le signal ECG vers les centres de santé, en ut ilisant l’internet, le réseau GSM ou le
Bluetooth.
L’objectif de ce travail est de proposer un système permettant l’ acquisition du signal ECG
puis, sa transmission à distance, en utilisant le réseau internet , vers le centre de santé au niveau
duquel s’effectue le traitement, c’est la télésurveillance.
2 Réseau De Capteurs Sans Fil Appliqué À la surveillance des patients cardiaque
A la réception, le traitement du signal ECG s’effectue sous le logiciel Matlab et consiste à
traiter et à éliminer les bruits et avoir un signal net, dans le but de faire un diagnostic fiable et
de détecter d’éventuelles pathologies.
Dans ce cadre, nous avons partagé notre travail comme suit :
Le premier chapitre présente, le fonctionnement du système cardiovasculaire et permet
de comprendre l’origine des sign aux électrique enregistrés par l’électrocardiographie. Ainsi que
les pathologies les plus rencontrées.
Le deuxième chapitre présente l’état d’art sur les réseaux de capteurs sans fil, nous allons
commencer par une description de différents constituants , puis nous allo ns citer les différents
domaines d’utilisation, notamment le domaine biomédical celui de notre projet de fin d’étude.
Le troisième chapitre est dédié à optimiser la conception d’un système de surveillance
du signal ECG, nous allons entamer ce c hapitre par une étude technique du choix du matériel
des différentes unités en mettant en avant les solutions possible et convenable à notre cahier
des charges . Ensuite nous allons clôturer le chapitre par l’analyse fonctionnelle du projet, en
s’appuyant s ur les fonctions que le projet doit réaliser.
Le quatrième chapitre présente une description des diff érentes étapes qui permettent le
prélèvement , la numéris ation et la transmission du signal ECG, l’ensemble de ces opérations est
regroupé dans une seul carte appelée NodeMCU.
Le cinquième chapitre présent e la ph ase finale de notre PFE, c’est la phase d’acquisition et
de traitement du s ignal ECG transmis par le Cloud Thingspeak. Dans ce chapitre nous avons
élaboré les différents outils pour traiter le signal ECG et extraire les différentes informations
sur le patient pour la prise de décision par le staff médical.
3 Réseau De Capteurs Sans Fil Appliqué Au Traitement d’un signal ECG
Cahier des charges e t problématique
La technologie utilisée en milieu clinique devenant de plus en plus complexe, les
médecins se retrouvent devant toujours plus de données générées par déférentes modalités .
Ces données peuvent être très intéressantes pour diverses tâches co mme les interfaces homme –
machine, le suivi des fonctions physiologiques et le diag nostic de certaines maladies. En
particulier, il peut s’agir de signaux physiologiques comme l’enregistrement de l’activité
électrique du muscle cardiaque ou électrocardiogra mme (ECG). Ceux -ci sont parfois acquis
durant de très longues pério des (jusqu’à plusieurs jours ) et sont de nos jours interprétés
visuellement par des experts. Dans le cas de l’électrocardiogramme, ce sont plus de 100 000
battements par jour qui doivent êt re analysés. Cette tâche peut être très longue et donc très
coûteuse, ainsi le suivi et l’accès au patient dans des zones rurales , l’absence d’infrastructures
et le matériel de base, aussi La rareté des ressources humaines et financières engendrant une
mauvaise qualité de l’offre de santé , pour tout cela , on a proposé d’élaborer un prototype d’un
système de télésurveillance appliqué au domaine biomédicale, dans le but du diagnostic et suivi
de patients à distance. Nous intégrerons le concept « IoT » pour la transmission des données via
internet. Les capteurs qui seront utilisés sont les électrodes d’ECG. Dans ce sens le travail est
organisé en deux phases essentielles :
Phase 1 : Etat de l’art, Etude, conception, réalisation et dépoilement d’un nœud sur un patient .
Implémentation du protoc ole de communication sans fil.
Phase 2 : Conception d’une plateforme logicielle de supervision liée au réseau internet.
Test et validation.
Rédaction du rapport .
4 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
Chapitre I :
Etude des signaux ECG
5 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
1. Introduction
Le cœur est un organe musculaire creux en forme de poire situé entre les poumons, au
milieu de la poitrine. Il assure la circulation du sang dans tout l'organisme, permettant
aux cellules de recevoir oxyg ène et nutriments. Il est fixé au sternum par des tissus
conjonctifs particuliers appelés ligaments. La taille d'un cœur adulte est comparable à celle du
poing. Chez un individu moyen, il mesure environ 13 centimètres de long sur 8 centimètres de
large, et pèse moins de 500 grammes. Le cœur est le moteur du système cardiovasculaire,
dont le rôle est de pomper le sang qu'il fait circuler dans tous les tissus de l'organisme .
Chaque jour, 100 000 battements pour pomper 8 000 litres de sang pour répondre aux besoins
énergétiques du corps, ce qui rend cet organe une pompe extraordinaire essentielle pour la vie.
2. Anatomie du cœur
Grâce aux contractions de son tissu musculaire le cœur assure la circulation sanguine.
C’est un muscle strié creux avec une épaisse cloison qui le divise en deux moitiés indépendantes
(droite et gauche). Sa partie droite contient du sang pauvre en oxygène et garantit la
circulat ion pulmonaire; sa partie gauche renferme du sang riche en oxygène et le propulse
dans tous les tissus. Chacune des moitiés comporte une oreillette et un ventricule qui
communiquent par des valves d'admission qui, à l'état normal, laissent p asser le sang
uniquement de l'oreillette vers le ventricule. Il existe aussi des valves d'échappement qui
assurent la communication entre le ventricule droit et l'artère pulmonaire (valve pulmonaire),
ainsi qu'entre le ventricule gauche et
l'artère aorte (valve aortique). Ces deux
valves se trouvent à l'entrée de l'aorte
et de l'artère pulmonaire respectivement.
Voir la figure 1 , où nous pouvons
apercevoir l'anatomie du cœur et les
vaisseaux associés. Les parois du cœur
sont con stituées par le muscle cardiaque,
appelé myocarde, composé d'un ensemble
de cellules musculaires cardiaques ou
cardiomyocites . Figure 1: L’anatomie du cœur.
6 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
3. Activité mécanique cardiaque
Le cycle de la circulation sanguine se répète infiniment et se divise en deux périodes: la
systole et la diastole.
La systole est la période correspondant à l'envoie du sang dans la grande et petite
circulation. Elle se décompose en trois phases: la systole auriculaire, la contraction ventriculaire
isovolumique et la systole ventriculaire.
La syst ole auriculaire est la contraction des oreillettes quand elles sont remplies de sang.
La contraction ventriculaire isovolumique commence lorsque les cellules musculaires du
myocarde ventriculaire se contractent.
La systole ventriculaire commence lorsque le s pressions dans les ventricules dépassent
les pressions dans l'artère pulmonaire et l'aorte.
La diastole est la phase de relaxation du cœur pendant laquelle il se remplit de
sang. Cette période est composée de deux phases: la relaxation ve ntriculaire isométrique et la
phase de repos.
La relaxation ventriculaire fait suite à la systole. Les ventricules se relâchent, la pression
chute jusqu' à être inférieure à celle exercée dans l'aorte et l'artère pulmonaire.
La phase de repos est ce lle pendant laquelle le sang des veines caves et pulmonaires
s'écoule librement dans les ventricules via les oreillettes.
4. La conduction électrique du cœur
La contraction du muscle cardiaque (ou myocarde) a pour origine la propagation
d'une onde électrique qui excite les cellules musculaires dans un ordre bien établi afin que la
contraction soit la plus efficace possible. Le système spécialisé d'excitation et conduction
électrique comprend: le nœud sinusal, les voies spécialisées internodales, le nœud auriculo –
ventriculaire (NAV), le faisceau de His, appelé nœud pacemaker dominant du cœur, les
branches droite et gauche et les fibres de Purkinje, comme montré sur la figure 2 . L'activité
électrique normale du cœur suit la séquen ce d'activation suivante :
Le nœud sinusal (NS)
L'activité électrique est générée spontanément dans le nœud sinusal qui est situé dans la
partie haute de la paroi intérieure de l'oreillette droite, au niveau où débouche la veine cave
supérieure. L'impulsion cardiaque initiée dans le nœud sinusal est transmise aux deux
7 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
oreillettes. Cette activation est facilitée au moyen des voies spécialisées internodales qui relient
le nœud sinusal au nœud auriculo -ventriculaire.
Le nœud auriculo -ventriculaire (NAV)
Il est situé en bas de l'oreillette droite et est constitué de cellules qui présentent une
conduction électrique lente. L'activation électrique qui arrive au NAV est physiologiquement
ralentie (approximativement 100 ms) avant d'arriver au faisceau de His. Cette propriété
physiologi que du NAV permet de protéger les ventricules d'un nombre excessif d'activations
du NAV et d'activations auriculaires et donne aux oreillettes un temps de vidange plus grand,
ce qui optimise la contraction ventriculaire.
Le faisceau de His
Il est situé dans la partie haute du septum interventriculaire et ses fibres traversent
le tissu connectif (non excitable) qui sépare électriquement les oreillettes des ventricules. Dans
les cas normaux, le NAV et le faisceau de His co nstituent la seule voie de propagation de
l'activité électrique cardiaque entre les oreillettes et les ventricules. L'ensemble de ces deux
structures est souvent appelé la jonction auriculo -ventriculaire. Le faisceau de His comprend
un tronc ini tial qui se divise en deux parties, droite pour le ventricule droit et gauche pour le
ventricule gauche.
Les fibres de Purkinje
Les branches du faisceau de
His finissent dans un réseau de
fibres qui arrivent dans les parois
ventriculaires. Les fibres de
Purkinje terminent en
anastomoses avec les fibres
myocardiques musculaires,
facilitant leur excitation .
Figure 2: Activité électrique du cœur
8 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
5. Principe de l’électrocardiogramme (ECG)
Vers 1880, E Marey et Augustus Wall er montrèrent que l’activité électrique du cœur,
pouvait être suivie à partir de la peau ; et vers 1890, Willem Einthoven réalisa le premier
enregistrement cardiographique .
Le courant mesuré par des électrodes sur le torse du patient metta it en mouvement un
mince fil d’argent tendu entre les pôles d’un gros aimant ; ces déflexions étaient enregistrées
sur du papier photographique qui se déroulait face à un rayon lumineux. « Maintenant,
nous pouvons enregistrer l’activité élect rique du cœur anormale et la comparer à l’activité
normale » (Einthoven). Ainsi naît l’électrocardiogramme à l’aube du XX -ième siècle. Le
principe de l’enregistrement moderne est, à peu près, celui qui fut proposé par Eintho ven
: grâce à deux électrodes collées à la surface de la peau, on enregistre la différence de
potentiel entre deux points diamétralement opposés par rapport au cœur, ce signal étant
directement corrélé au déplacement de l’imp ulsion électrique dans les fibres du muscle
cardiaque. L’activité électrique instantanée peut être définie par un vecteur orienté suivant la
différence de potentiel présente dans le cœur, et de module proportionnel à celle -ci. Le
couple d’éle ctrodes enregistre à chaque instant l’amplitude de la projection de ce vecteur
suivant leur axe : ainsi, lorsque le vecteur électrique est orienté de l’électrode ( -) à
l’électrode (+), on observe sur l’enregistreur une déflexio n positive, et lorsque le vecteur est
orienté en sens inverse, la déflexion est négative. À l’échelle d’une cellule, le détail des trac és est
indiqué sur la figure 3 .
Figure 3: Electrophysiologie cellulaire
9 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
Considérons une cellule unique ; au repos, celle -ci est chargée uniformément ; le vecteur
de dépolarisation est nul (point rouge), le tracé est donc plat (a). Une stimulation extérieure du
côté gauche induit une perte de charge de ce côté ; l’impulsion électrique se propage alors
de gauche à droite. Le vecteur de dépolarisation associé (flèche rouge) est orienté de
l’électrode négative vers l’électrode positive : l’enregistrement présente donc une déflexion
positive (b) qui est maximale lors que la dépolarisation a atteint le milieu de la cellule. La fin de
la dépolarisation se traduit par une pente descendante(c), car le vecteur est toujours orienté
dans le même sens mais son amplitude diminue. Une fois la cellule dépolaris ée, le tracé est
plat (d). La repolarisation de la cellule se traduit par un vecteur électrique orienté dans le sens
opposé au précédent ; le tracé présente donc, dans un premier temps, une déflexion négative
(e) pour ensuite redevenir plat (f).
a- Les dér ivations
Généralement les appareils électrocardiographiques peuvent enregistrer plusieurs
différences de potentiel en même temps, selon l'emplacement et le nombre d'électrodes
réparties sur le thorax et les membres. Chaque mesure de ces potentiels corresp ond à une
dérivation de l'ECG. Un système de dérivations consiste en un ensemble cohérent de
dérivations, chacune étant définie par la disposition des électrodes sur le corps du patient.
L'emplacement des électrodes est choisi de façon à explorer la quasi -totalité du champ
électrique cardiaque.
Si on mesure le vecteur cardiaque dans une seule direction, on ne sera pas en
mesure de le caractériser entièrement. Il est donc important d’avoir un standard de
positionnement des électrodes (dérivations) pour l’évaluation clinique du signal ECG. En
pratique, douze dérivations sont utilisées dans les plans frontal et transversal pour explorer
l’activité électrique du cœur. On distingue :
Trois dérivations bipolai res (ou dérivations standard)
Elles ont été déterminées par Einthoven et ils sont appelées bipolaires car le potentiel est
mesuré entre deux électrodes. Elles sont obtenues à partir des potentiels du D I , D II , D
III obtenues par permuta tion des électrodes placées sur le bras droit, le bras gauche et
la jambe gauche de la manière suivante :
10 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
DI =VL -VR
DII =VF -VR
DIII =VF -VL
Où V R correspon d au potentiel au bras droit, V L correspond a u potentiel au bras gauche
et V F correspond au potentiel dans la jambe gauche. La jambe droite est reliée à la masse. Les
vecteurs obtenus forment alors un triangle équilatéral appelé triangle d’Einthoven comme
donné sur la figure 4.
Figure 4 Les dérivations bipolaires
Trois dérivati ons unipolaires aVR, aVL, aVF
Les dérivations unipolaires des membres permettent d'étudier l'activité électrique du cœur
sur le plan frontal. Elles ont été déterminées par Wilson. (Wilson et al, 193 4). Ces
dérivations permettent de mesurer la tension entre un point de référence et le bras droit, le bras
gauche et la jambe gauche respectivement. Le point de référence est réalisé par la moyenne des
signaux qui apparaissent sur les deux autres membres qui ne sont pas en observation. A cet
effet, on utilise des résistances de valeur élevée, supérieure à 5MΩ. La figure 5 montre les
dérivations unipolaires .
Figure 5 : Dérivations unipolaires
11 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
Six dérivations précordiales
Ce sont des dérivations unipolaires mises au
point par Wilson (Wilson et al, 1944). Elles sont posées
sur le thorax et sont désignées par la lettre V suivie du
numéro de le ur emplacement. Le potentiel de
l'électrode exploratrice est pris par rapport à la
moyenne des potentiels VL, VR et VF. Six points,
définis par Wilson, permettent d'obtenir les
dérivations V1 à V6. Leur emplacement est
représenté sur la figu re 6.
6. Ondes et Intervalles de L'ECG
Le processus de dépolarisation et de repolarisation des structures myocardiques se
présente dans l'ECG comme une séquence de déflexions ou ondes superposées à une ligne de
potentiel zéro, appelée ligne isoélectrique ou ligne de base. Ces déflexions sont dites
positives si elles sont situées au -dessus de la ligne isoélectrique sinon elles sont dites négatives.
Pour chaque battement cardiaque l'ECG enregistre principalem ent trois ondes successives
comme montré sur la figure 7[2].
Figure 7 : Tracé ECG Figure 6: Dérivations thoraciques.
12 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
L'onde P
Elle représente la dépolarisation auriculaire. Cette onde peut être positive ou négative
avec une durée de l'ordre de 90 ms. Généralement son observation est difficile,
spécialement dans des conditions bruitées. Il faut noter que la repolarisa tion auriculaire n'est
pas visible sur l'ECG car elle coïncide avec le complexe QRS d'amplitude plus importante.
Le complexe QRS
Il correspond à la dépolarisation ventriculaire précédant l'effet mécanique de
contraction et il possède la pl us grande amplitude de l'ECG. Il est constitué de trois ondes
consécutives :
L’onde Q qui est négative, l'onde R qui est positive dans un ECG normal et l'onde S qui
est négative. Sa durée normale est comprise entre 85 et 95 ms.
L'onde T
Elle corres ponde à la repolarisation des ventricules, qui peut être négative, positive
ou bi -phasique et qui a normalement une amplitude plus faible que le complexe QRS.
Bien que la dépolarisation et la repolarisation des ventricules soient des événements
opposés, l'onde T est normalement du même signe que l'onde R, ce qui indique que la
dépolarisation et la repolarisation ne sont pas symétriques.
L'ECG est aussi caractérisé par plusieurs intervalles comme on peut voir sur la figure 7 :
L'intervalle RR
Il est délimité par les sommets de deux ondes R consécutives et d'où est évaluée la
fréquence cardiaque instantanée. Cet intervalle est utilisé pour la détection des arythmies
ainsi que pour l'étu de de la variabilité de la fréquence cardiaque.
Le segm ent ST
Il représente l'intervalle durant lequel les ventricules restent dans un état de
dépolarisation actif. Il est aussi défini comme la durée entre la fin de l'onde S et le début de
l'onde T.
L'intervalle PQ
13 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
Il représente l'intervalle de temps entre le début de la dépolarisation des oreillettes et le
début de la dépolarisation ventriculaire. Il représente le temps nécessaire à l'impulsion
électrique pour se propager du nœud sinusal jusqu'aux ventricules et il est mesuré entre le
début de l'onde P et le début du complexe QRS.
L’intervalle QT
Il représente la durée entre le début du complexe QRS et la fin de l'onde T. Cet intervalle
reflète la durée de la dépolarisation et repolarisa tion ventriculaire. En effet sa dynamique
peut être associée à des risques d'arythmie ventriculaire et de mort cardiaque soudaine.
7. Troubles du rythme et de la conduction cardiaque
Sous cette dénomination on regroupe les arythmies cardiaques et les blocs cardiaques.
Le meilleur outil pour diagnostiquer une arythmie est l'électrocardiogramme. Dans l'analyse
de l'ECG, les pathologies ou anomalies sont détectées et classées en fonction de leur déviation
par rapport au rythme idéal qu'est le rythme sinusal. Chaque déviation visible sur l'ECG peut
être attribuée à une anomalie physiologique .
a. Rythme sinusal
Le rythme sinusal est le rythme normal cardiaque. Il correspond à une activation
physiologique des oreillettes, puis des ventricules, à partir du nœud sinusal. Son rythme est
compris entre 60 à 80 battements par minute avec un intervalle régulier entre des
battements normaux. Le cœur s'accélère normalement lors de l'activité physique, dans les
circonstan ces physiologiques qui exigent un surcroît de demande métabolique ou sous l'effet
des émotions ou d'excitants tels que café, tabac et alcool.
b. Blocs cardiaques
Les blocs cardiaques sont dus à une rupture de conduction du myocarde qui altère
la dépolarisation. Ces ruptures peuvent être plus ou moins sévères : freinantes
(allongement du temps de parcours), intermittentes (le blocage de la conduction se fait
aléatoirement), ou complète (aucune conduction).
i. Bloc Sino -Auriculaire (Bloc SA)
14 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
Le nœud sinusal peut ne pas transmettre de stimulus aux cellules des oreillettes. La
conséquence est qu'au moins un cycle complet n'est pas effectué. Après la pause, due au bloc, le
cycle reprend normalement si aucun autre foyer ec topique n'a déclenché la contraction.
ii. Blocs Auriculo -Ventriculaire (BAV)
On appelle BAV l'altération de la conduction du stimulus de dépolarisation entre les
oreillettes et les ventricules.
iii. Blocs de branche :
Le bloc de branche est dû au blocage de la dépolarisation dans une des branches du
faisceau de His. Un bloc dans l'une ou l'autre branche provoque un retard dans la dépolarisation
du ventricule auquel elle appartient. La dépolarisation des ventricules est désynchronisée et le
complexe QRS est élarg i par rapport à l'ECG normal comme montré sur la figure 8.
Figure 8 : Exemples d'ECG : (a) normal et (b): bloc de branche gauche.
8. Les arythmies cardiaques
Elles sont une cause majeure de mortalité et constituent une partie très importante
de la problématique des maladies cardiovasculaires. L'arythmie survient lorsque l'excitation
électrique naît hors du nœud sinusal, dans le nœud atrio -ventriculaire ou les ventricules par
exemple, ou que l'onde électrique ne suit plus les voies préférentielles de propagation. La
contraction cardiaque qui en résulte s'écarte du rythme normal. Le battement
supplémentaire qu'elle provoque se nomme extrasystole, par opposition à la contraction
normale nommée systol e. On classe les arythmies en fonction de leur lieu de formation et de
leurs effets sur le rythme cardiaque. Si le trouble se déclare dans les oreillettes ou le nœud atrio –
15 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
ventriculaire, on parlera d'arythmie supra -ventriculaire; s'il apparaît dans les ventricules, on
parlera d'arythmie ventriculaire. Si une arythmie accélère le rythme cardiaque, on pa rlera
de tachycardie (tachy = rapide); si elle le ralentit, on parl era alors de bradycardie
(brady= lent) .
c. Extrasystoles supra -ventr iculaires
Une extrasystole supra -ventriculaire est caractérisée par une stimulation cardiaque
prématurée par rapport au rythme de base. Selon son origine, elle pourra être auriculaire
(oreillettes) ou jonctionnelle (nœud atrio -ventriculaire). Souvent l'hypertension artérielle,
en raison de sa surcharge pour le cœur, provoque une distension des oreillettes et leur
contraction prématurée. La faiblesse du muscle cardiaque peut constituer une autre cause de ce
type d'extrasystol e.
d. Contraction ventriculaire prématurée (extrasystole ventriculaire)
L'extrasystole ventriculaire est due à la présence d'une zone irritative dans le ventricule
qui ne se soumet pas à l'harmonie de l'activation cardiaque. L'émotion, un déséquilibre de la
teneur en sels minéraux, un état fiévreux ou une infection peuvent démasquer une propension
à cette arythmie. Dans ces cas, celle -ci sera considérée comme bénigne, tandis que
l'apparition d'extrasystoles accompagnant une maladie cardiaque pe ut dévoiler un problème
qui nécessite un traitement. Si les extrasystoles se multiplient et que la stimulation électrique
suit le mouvement, la fréquence cardiaque augmentera, on parlera alors de tachycardie.
e. La tachycardie supra -ventriculaire
Lors de ta chycardie paroxystique, le cœur s'emballe soudainement et bat très rapidement,
jusqu'à 150 à 220 fois par minut e comme montré sur la figure 9 . Ces épisodes peuvent durer
quelques secondes ou se prolonger pendant plusieurs heures. Ils s'arrêtent aussi soud ainement
qu'ils sont apparus. Les tachycardies supra ventriculaires peuvent apparaître dès le très jeune
âge et persister toute la vie. Après ces crises, le sujet se sent fatigué, mais ce type
d'arythmie est rarement dangereux. Elles nécess itent néanmoins l'attention du médecin, car
elles peuvent être gênantes et diminuer la qualité de vie.
16 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
Figure 9 : Tachycardie supra -ventriculaire.
f. La fibrillation auriculaire
Une fibrillation auriculaire est définie comme la contraction anarchique des
oreillettes, qui entraîne une contraction rapide et irrégulière des ventricule s comme montré
sur la figure 10 . Il s’agit d’un trouble du rythme du cœur très fréquent, en particulier chez les
sujets de plus de 60 ans. Le diagnostic est difficile car les symptômes de fibrillation auriculaire
ne sont absolument pas ressentis.
Figure 10 Fibrillation auriculaire
g. La tachycardie ventriculaire
La tachycardie ventriculaire est en général la manifestation d’un dysfonctionnement du
muscle cardiaque. Elle peut apparaître à tout âge, mais elle est fréquemment la
17 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
conséquence d’un infarctus du myocarde. Elle se manifeste par la désynchroni sation des
battements ventriculaires qui conduit à une diminution du pompage du sang voir figure 11.
Figure 11. Tachycardie ventriculaire
h. Fibrillation ventriculaire
La fibrillation ventriculaire (FV) est parfois inaugu rale (mort subite), précoce
(fibrillation ventriculaire primaire de bon pronostic), parfois tardive (fibrillation
ventriculaire secondaire) accompagnant alors un anévrysme du ventricule gauche suite à
un mauvais diagnostic. La fibr illation ne peut pas se produire dans un milieu homogène.
En fait, la période réfractaire, l'excitabilité, ainsi que la vitesse de conduction n’ont pas des
propriétés constantes partout dans le tissu ventriculair e comme montré sur la figure 1 2.
Figure 12 : Fibrillation ventriculaire.
18 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
9. Artefacts visibles sur l'électrocardiogramme
Sur tout enregistrement électrocardiographique il peut apparaître des événements
indésirables pouvant brouiller le tracé et, parfois, induire en erreur le diagnostic final. Ces
bruits sont reconnaissables par l'œil expérimenté qui les identifie avant d'effectuer son
diagnostic. Les effets indésirables peuve nt avoir plusieurs sources: techniques, phy siques ou
pathologiques. Nous allons surtout développer l'aspect technique et physique des bruits et
artefacts présents sur les tracés électrocardiographiques. En partant du principe que les
bruits fréquents en électrocardiographie sont des bruits additifs, les caractéristiques de
ces bruits auxquelles nous allons nous attacher sont l'amplitude, la périodicité et la bande
spectrale. Les artefacts prennent une place particulière puisqu'ils induisent des modifications
des performances des algorithmes d'analyse automatique de l'électrocardiogramme .
i. Bruits techniques
Le matériel utilisé lors de l'enregistrement doit être manipulé avec précaution car il
peut être source de bruits lors de l'enregistremen t. Les plus courants sont présentes ci -dessous.
Bruit dû au secteur
Le réseau de distribution électrique peut parfois brouiller le signal
électrocardiographique avec une onde dont l'harmonique principale est à 50 Hz comme montré
sur la figure 13. Ce type de bruit apparaît sur tout l'enregistrement et peut être assez fort mais
il s'élimine facilement avec un filtre sélectif car c'est un bruit haute fréquence a bande étroite.
Figure 13 : Interférence secteur 50 Hz.
Bruit dû aux mou vements d'électrodes
19 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
Lorsque les électrodes sont connectées incorrectement, des sauts brusques de la
ligne de base apparaissent. L'effet sur le tracé peut aller de la simple diminution d'amplitude à
l'apparition de pics lorsque les électrod es sont en contact intermittent avec la peau. Ces pics
peuvent parfois être confondus avec les ondes du tracé normal comme montré sur la figure 14 .
Ce type de bruit intermittent à bande spectrale large s'élimine difficilement car son énergie
se trouve dans la même gamme de fréquence que le complexe QRS.
Figure 14 : Bruit d û aux mouvements des électrodes.
Autres bruits courants
Parmi les bruits courants on peut citer les artefact s dus aux mouvements des câbles
électriques, la saturation des instruments de mesure, les mauvais câblages, les artefacts dus au
port de vêtements synthétiques, etc.
j. Artefacts physiques
Les artefacts physiques sont dus aux activités électriques du corps humain telles
que les commandes de contraction des muscles ou la respiration.
Mouvements de la ligne de base
Lors de l'enregistrement de l'électrocardiogramme, l'activité respiratoire peut faire
osciller la ligne de base de l'ECG à un rythme régulier c omme montré sur la figure 15 .
D'autres perturbations peuvent avoir pour effet de déplacer temporairement la ligne de base
comme, par exemple, les mauvais contacts entre la peau et les électrodes. Ces perturbations sont
généralement peu gênantes pour l'analyse de l'ECG et peuvent être en grande partie filtrées car
leur énergie se situe dans une bande de fréquence basse, qui empiète peu sur celle de l'ECG
normal.
20 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
Figure 15 : Dérive de la ligne de base.
Bruit myoéletrique ou tremblement somatique
La contraction d'un muscle est commandée par une dépolarisation des cellules
musculaires et bien que les électrocardiographes soient construits pour être surtout sensibles
aux fréquences du myocard e, l'ECG enregistre les contractions des muscles squelettiques
comme montré sur la figure16 . L'aspect le plus courant est une oscillation à haute
fréquence liée à la tension musculaire d'un sujet qui n'est pas convenablement détendu.
Ces perturbations sont assez gênantes lorsque le patient bouge beaucoup ou lorsqu'il
frissonne, elles peuvent noyer les ondes P et T et empêcher un diagnostic fiable. L'apparition
de ces perturbations dépend de l'état du patient , s'il est très tendu ou atteint de maladie
de Parkinson, l'enregistrement peut être de mauvaise qualité sur toutes les voies de l'ECG.
Figure 16 : Bruit myoéletrique ou tremblement somatique.
21 Chapitre 1 : Etude des signaux ECG
10. Conclusion
A traver s ce chapitre une description relativement détaillée de l’anatomie du cœur et du
signal électrophysiologique s’y afférant ont été faits. En fait, le cœur est l’élément central du
système cardiovasculaire qui permet l’alimentation en oxygène et en nutriments des
organes. Il est principalement composé de quatre cavités : deux oreillettes et deux
ventricules. À chaque battement, leurs contractions successives peuvent être suivies depuis
l’extérieur du corps par des électrodes , collées à la surface de la peau, qui mesurent l’activité
électrique des f ibres musculaires cardiaques. Cet examen non invasif s’appelle
l’électrocardiogramme (ECG) quand il est effectué pendant quelques minutes à l’hôpital, et
l’examen Holt er lorsqu’il est effectué sur 24 heures. L’analyse de ces enregistrements permet, à
elle seule, de diagnostiquer un grand nombre de pathologies et de les localiser. En effet, chaque
couple de cavités (les oreillettes et les ventricules) possèd e sa propre signature électrique
:
onde P : systole auriculaire,
ondes Q, R et S : systole ventriculaire,
onde T : repolarisation ventriculaire.
En fait se sont ces signatures qui nous intéressent dans notre étude, car ils seront les
paramètres primordiaux pour le développement d’un classifi cateur automatique des
battements cardiaques et permettre ainsi une aide à la décision po ur les médecins spécialistes.
En effet, le signal ECG reçu chez le médecin doit être net, et contenue toutes les informations
nécessaires pour une bonne prise de décision, pour cela on a proposé un algorithme de
traitement du signal ECG , du le prélèvement et les problèmes liés aux électrodes ainsi
l’interférence avec la fréquence du secteur, jusqu’au l’ affichage chez le médecin.
22 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
Chapitre 2 :
Etat d’art sur les réseaux de capteurs sans fil
23 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
Introduction
Les réseaux de capteurs sans fil (RCSF) sont des réseaux ad hoc généralement
constitués d’entités autonomes miniaturisées appelées nœuds capteurs va riant de
quelques dizaines d’éléments à plusieurs milliers, capable de récolter et de transmettre
des données environnementales et de réagir en cas de besoin, et pouvant communiquer
entre eux par liaison radio. Or, l’utilisation des RCSF est souvent corrélée avec l’absence
d’infrastructure. C’est pour cela que leur fonctionnement exige l’utilisation des protocoles
collaboratifs. Pour gérer au mieux ces réseaux, il faut ainsi trouver un compromis entre
les contraintes in hérentes aux capteurs et les besoins exprimés par les applications. La
littérature décrit deux approches à savoir : soit considérer le réseau à plat dans lequel on
déploie directement des protocoles de communication adaptés, soit concevoir une
struc ture auto -organisée qui offrira un support efficace pour une grande variété de
protocoles comme le routage, la localisation, la découverte de services…etc [3].
Caractéristiques Des Réseaux De Capteurs Sans Fil
Pour mieux comprendre les stratégies de dimensionnement des RCSF, quelle que soit
l’application, il s’avère important de détailler ses caractéristiques qui sont généralement
résumées dans les éléments suivants : les nœuds -capteurs, l’architecture, la pile
protocolaire, et finalement les facteurs de conce ption.
2.1. Nœud capteur
Un nœud capteur est le dispositif destiné à mesurer une donnée environnementale
(grandeur physique), ou même capturer une image par exemple, et de la transformer
en information utilisable puis de la transmettre à une unité de traitement de façon
analogique ou numérique. Ces nœuds sont non autonomes doivent donc être connectés à un
appareil capable d'en interpréter la mesure, puis, selon l'usage souhaité permettre
l'utilisation [4].
Chaque nœud capteur assure trois fonctions principales: la collecte, le traitement et la
communication de l’information vers un ou plusieurs points de collecte appelés station de
base. En résumé, un nœud capteur c’est le dispositif de prélèvement des mesures, il se
décompose à son tour en unité d’ acquisition ou de mesure, unité de traitement, unité de
transmission, et unité d’énergie (détaillés par la suite). Cependant ces nœuds -capteur
peuvent prendre plusieurs modèles que nous présenterons de façon aussi plus simple que
possible afin de comprendre le système physique et sa fonctionnalité.
24 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
2.2. Modèle de nœud
Selon l’application et la structure choisie, un RCSF peut contenir différents types de
nœuds.
– Un nœud régulier : est un nœud doté d’une unité de transmission et d’une unité de
traitement de données. Ces deux unités sont alimentées par une batterie embarquée. Selon
le domaine d’application, un nœud peut être équipé d’unités supplémentaires ou
optionnelles comme un système de localisation (Global Positioning System ou G PS, etc.)
pour déterminer sa position, ou bien un système générateur d’énergie (cellule
photovoltaïque, etc.), ou encore un système mobile pour lui permettre de changer sa position
ou sa configuration en cas de nécessité [5].
– Un nœud capteur : ou nœud source est un nœud régulier équipé d’une unité
d’acquisition ou de détection. L’unité d'acquisition est généralement dotée d'un capteur
ou plusieurs capteurs qui obtiennent des mesures analogiques (physiques et
physiologique s) et d'un convertisseur analogique/numérique qui convertit l'information
relevée en un signal numérique compréhensible par l’unité de traitement.
– Un nœud actionneur : ou robot est un nœud régulier doté d’une unité lui
permettant d’exécuter certaines tâc hes spécifiques comme des tâches mécaniques (se
déplacer, combattre un incendie, piloter un automate, etc.)
-Un nœud puits (sink en anglais) : c’est un nœud régulier doté d’un convertisseur
série connecté à une seconde unité de communication (GPRS, Wi -Fi, WiMax, etc.). La seconde
unité de communication fournit une retransmission transparente des données provenant de
nœuds capteurs à un utilisateur final ou d’autres réseaux comme internet.
– Un nœud passerelle (les logiciels) : ou Gateway en anglai s est un nœud
régulier permettant de relayer le trafic dans le réseau sur le même canal de communication.
Dans le but d’optimiser certains paramètres comme la durée de vie du réseau ou le
délai de livraison des données, certains travaux se sont focalis és sur l’architecture (plat,
hiérarchique, multiniveaux) des RCSF qui définissent le plus souvent les rôles joués par les
nœuds dans un RCSF. Nous distinguons principalement 3 rôles à savoir :
– Nœud Source (NS): dont le rôle principal est de détecter les phénomènes physiques
ou physiologiques se produisant dans son environnement immédiat afin de les
transmettre, directement ou via multiples sauts, à un utilisateur final. C’est en fait un nœud
capteur.
25 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
– Nœud Relais (NR): ils ont pour rôle d’agréger et de retransmettre les mesures
provenant de NS afin que celles -ci parviennent à un utilisateur final. Dans une architecture à
plat, quelques travaux considèrent généralement un NS comme un NR. Dans une architecture
à 2 niveaux, un nœud pass erelle joue le rôle de NR pour un ou plusieurs nœuds sources. Dans
une telle configuration réseau, la capacité de transmission du NR est supposée généralement
plus grande que celle du NS.
– Nœud Collecteur (NC) : ils ont pour rôle de collecter les mesure s provenant des
nœuds sources et éventuellement de les agréger. Généralement, un " Cluster -Head " ou chef
de cluster est utilisé comme NC dans une architecture hiérarchique où les NS sont
partitionnés en plusieurs groupes.
2.3. Architecture d’un nœud capteur
Suivant le type d’application : il existe plusieurs types des nœuds capteurs :
d’environnement, de mouvement, d’agriculture , de médecine …etc. malgré cette diversité
apparente, ils restent dotés d’une architecture matérielle similaire. Un nœud capteur
est composé principalement d’une unité de : capture, traitement, communication et énergie.
Des composants additionnels peuven t être ajoutés selon le domaine d’application, par Figure 17: Architecture du nœud: régulier, capteur, robot, puits, passerelle
26 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
exemple un système de mobilité mais aussi parfois d’un générateur d’énergie (exemple :
cellule solaire) [6].
Figure 18: unités d’un nœud capteur
2.3.1. Unité de capture ("Sensing unit")
Cette unité est composée de deux sous -unités, un dispositif de capture physique
qui prélève l’information de l’environnement local et un convertisseur
analogique/numérique appelé ADC ("Analog to Digital Converter"). Le capteur est
respo nsable de fournir des signaux analogiques. Et l’ADC transforme ces signaux en un signal
numérique compréhensible par l’unité de traitement.
2.3.2. Unité de traitement ("Processing unit")
C’est l'unité principale du nœud capteur, généralement un proces seur couplé à
une mémoire vive. Son rôle est de contrôler le bon fonctionnement des autres unités. Sur
certains nœuds elle peut embarquer un système d'exploitation pour faire fonctionner le
capteur.
2.3.3. L’unité de communication
Elle effectue toutes les ém issions et réceptions des données sur un médium « sans -fil
». Elle peut être du type optique, ou de type radiofréquence.
Les communications du type optique sont robustes vis -à-vis des interférences
électriques. Néanmoins, ne pouvant pas établir de l iaisons à travers des obstacles, elles
présentent l'inconvénient d'exiger une ligne de vue permanente entre les entités
communicantes. Portant les unités de transmission de type radiofréquence comprennent
des circuits de modulation, démodu lation, filtrage et multiplexage ; ceci implique une
augmentation de la complexité et du coût de production du micro -capteur.
27 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
2.3.4. Unité d’énergie ("Power unit")
Un nœud capteur est muni d’une ressource énergétique (une batterie). Étant donné
sa petite tail le, cette ressource énergétique est limitée. Ceci fait souvent de l’énergie la
ressource la plus précieuse d’un capteur, car elle influe directement sur sa durée de vie.
2.3.5. Système de localisation de l’environnement
Les tâches de détection et les techniques de routage ont besoin de connaitre souvent
la localisation géographique d'un nœud. Ainsi, un nœud peut être équipé d'un système
de localisation géographique. Ce système peut se composer d'un module de GPS pour un
nœud de haut niveau ou bien d' un module de software qui implémente des algorithmes de
localisation qui fournissent les informations sur l'emplacement du nœud par des calculs
distribués.
2.3.6. Système de mobilité
La mobilité est parfois nécessaire pour permettre à un nœud de se déplacer
pour accomplir ses tâches. Le support de mobilité exige des ressources énergétiques
étendues qui devraient être fournies efficacement. Le système de mobilité peut,
également, opérer dans l'interaction étroite avec l'unité de détection et le processeur pour
contrôler les mouvements du nœud.
2.4. Architecture de communic ation du RCSF
Au sein d’un champ de captage est effectué le déploiement des nœuds capteurs, ceux –
ci commencent par la découverte de leurs voisins afin de construire la topologie de
communication. Ainsi, ils deviennent capables d’accomplir les tâches qui leur sont affectées.
Selon une communication multi -sauts, les capteurs sont chargés de collecter
des données, les router vers un nœud particulier appelé nœud puits.
Ce dernier analyse ces données et transmet à son tour l’information collectée à
l’utilisateur via une interface de communicat ion. Comme l’indique la figure suivante ,
l’ensemble de nœuds construisant le RCSF est considéré comme étant un réseau
d’acquisition de données. Par contre, le réseau de distribution de donné es est composé
des utilisateurs, et du réseau de communication : l’inte rnet, et les satellites…etc.
– Remarque : il est à savoir que les routeurs sont un type spécial de nœud de mesure,
utilisés pour étendre la distance et la fiabilité des RCSF, et qu’on peut utiliser plusieurs
passerelles, chacune communiquant sans chevauchement sur un canal sans fil différent
sélectionnable par logiciel
28 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
Figure 19: Architecture de communication d'un RCSF
2.5. Pile protocolaire
Comme tous les types de réseaux, les RCSF utilisent une architecture de
communication en couches, ce sont les cinq premières couches du modèle OSI ; la couche
physique, la couche liaison de données, la couche réseau, la couche transpo rt et la
couche application. Chaque couche a son propre rôle et ses propres protocoles pour
attein dre son objectif.
Ces plans de gestion d'énergie, de mobilité et de tâche aident les nœuds capteurs à
coordonner les tâches et minimiser la consommatio n d'énergie. Ils sont donc nécessaires
pour que les nœuds capteurs puissent collaborer ensemble, afin d’acheminer les données
dans un réseau mobile et de partager les ressources entre eux en utilisant efficacement
l'énergie disponible. Ainsi, l e réseau peut prolonger sa durée de vie .
Figure 20:Pile protocolaire dans les RCSF
29 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
2.5.1. Couche application
Elle assure l'interface avec les applications. Il s'agit donc de la couche la plus proche
des utilisateurs, gérée directement par les logiciels. Cette couche apporte sa contribution
dans les réseaux de capteurs sans fil en satisfaisant les différentes exig ences du client, à
travers des collaborations avec les autres couches de la pile protocolaire, dans le but de
pouvoir proposer des services pour la gestion de l’énergie, la synchronisation, etc.
2.5.2. Couche transport
La couche transport fournit un service de communication de bout en bout, fiable pour
l'application. Elle manipule la segmentation des grands paquets. Elle effectue le contrôle des
flots de données de bout en bout afin d’éviter la surcharge du récepteur ou du réseau. Dans
les RCSF, la fiabilité de transmission n’est pas majeure. Ainsi, les erreurs et les pertes sont
tolérées.
Par conséquent, un protocole de transport proche du protocole UDP et appelé UDP –
Like (User Datagram Protocol Like) est utilisé. Cependant, comme le protocole de
transport universel est TCP (Transmission Control Protocol), les RCSF doivent donc
posséder, lors d’une communication avec un réseau externe, une interface TCP -spliting pour
vérifier la compatibilité entre ces deux réseaux communicants.
2.5.3. Couche réseaux
Elle s’occupe du routage de données fournies par la couche transport. Elle établit les
routes entre les nœuds capteurs et le nœud puits et sélectionne le meilleur chemin en
matière d’énergie, délai de transmission, débit, etc.
Les protocoles de routage conçus pour les RCSF sont différents de ceux conçus pour les
réseaux ad hoc puisque les RCSF sont différents selon plusieurs critères comme :
l’absence d’adressage fixe des nœuds tout en utilisant un adressage basé -attribut.
l’établissement des communication s multi -sauts.
l’établissement des routes liant plusieurs sources en une seule destination pour
agréger des données similaires, etc.
2.5.4. Couche liaison de données
La couche de liaison de données est divisée en deux sous -couches: la sous -couche
(LLC) et la sous -couche (MAC). La couche LLC fournit la plupart des mécanismes de gestion
d'erreur. La couche MAC gère tous les accès au canal radio -physique. De plus, elle
établit une communication saut par saut entre les nœuds. C'est -à-dire qu ’elle détermine
30 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
les liens de communication entre eux dans une distance d’un seul saut. Comme
l'environnement des réseaux de capteurs est bruyant et les nœuds peuvent être mobiles, la
couche de liaison de données doit garantir une faible consommation d'énergie et
minimiser les collisions entre les données diffusées par les nœuds voisins.
2.5.5. Couche physique
Elle permet de moduler les données et les acheminer dans le média physique tout en
choisissant les bonnes fréquences. Elle est responsable de la sélection de fréquence, la
génération de la fréquence porteuse, la détection du signal, la modulati on/démodulation et
le cryptage/décryptage des informations.
2.5.6. Plan de gestion d’énergie :
Ce plan est chargé du contrôle de la manière d’utiliser l’énergie par le nœud capteur,
et gère la consommation d’énergie selon le mode de fonctionnement employé (captu re,
calcul, et communication par radio).
2.5.7. Plan de gestion de la mobilité
Il est généralement responsable de détecter et enregistrer le mouvement/mobilité
des nœuds capteurs. Nous utilisons ces positions, les nœuds capteurs peuvent connaitre qui
sont leurs voisins. Parfois une auto -organisation des nœuds est nécessaire à cause de la
destruction de quelques nœuds. Dans ce cas, la couche de gestion de mobilité doit être
capable de faire changer la position des nœuds.
Figure 21:Energie consommée par les sous -systèmes d'un nœud -capteur
2.5.8. Plan de gestion des tâches
La couche de gestion des tâches assure la coopération des efforts des nœuds capteurs,
elle ordonnance les événements captés, et les tâches détectées dans une zone de
capture spécifique. Par conséquent, les nœuds capteurs qui appartiennent à la même zone
de capture ne sont pas obligés d’effectuer les tâches de capture en même temps. Selon leur
niveau d’énergie, quelques nœuds capteurs peuvent accomplir des tâ ches de capture mieux
que d’autres.
31 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
3. Applications De s Réseaux De Capteurs Sans Fil
Vu la miniaturisation des capteurs et leur coût, le dév eloppement d’une large gamme
de types de capteurs de mesure et l’évolution des outils de communication sans fil ont do nné
un grand élan à l’utilisation des réseaux de capteurs dans divers domaines.
Les principaux domaines d'application sont catégorisés selon le type
d'informations mesurées ou transportées par le réseau. Parmi les applications les plus
utilisées nous trouvons, le contrôle environnemental, les services médicaux, le suivi de
la faune, le transport, la domotique et les applications industrielles…etc.
3.1. Application militaire
Comme pour de nombreuses autres
technologies, le domaine militaire a été le moteur
initial pour le développement des réseaux de capteurs.
Le déploiement rapide, le coût réduit, l'auto –
organisation et la tolérance aux pannes des réseaux de
capteurs sont des caractéristiques qui font de ce type
de réseau un outil appréciable dans un tel domaine.
Actuellement, les RCSFs peuvent être une partie
intégrante dans le commandement, le contrôle, la
communication, la surveillance , la reconnaissance, etc.
3.2. Applications environnementales
Dans ce domaine, les capteurs peuvent être
exploités pour détecter les catastrophes naturelles (feux
de forêts, tremblements de terre, etc.), détecter des
fruits des produits toxiques (gaz, produits chimiques,
pétrole, etc.) dans des sites industriels tels que les
centrales nucléaires et les pétrolières.
3.3. Application industrielle
Parmi les domaines dans lesquels les réseaux de
capteurs ont aussi prouvé leur utilité, nous trouve le
domaine commercial. Dans ce secteur on peut énumérer
plusieurs applications comme: la surveillanc e de l'état
du matériel, le contrôle et l'automatisation des processus
d'usinage, etc. Figure 22: Application militaire
Figure 23: Application environnement
Figure 24: Application industrielles
32 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
3.4. Applications agricoles
Dans le domaine de l’agriculture, les capteurs
peuvent être utilisés pour réagir convenablement aux
changements climatiques par exemple le processus
d’irrigation lors de la détection de zones sèches dans un
champ agricole.
3.5. Applications de la sécuri té
L’application des réseaux de capteurs dans le domaine de la sécurité, peut
diminuer considérablement les dépenses financières consacrées à la sécurisation des lieux
et des êtres humains. Ainsi, l’intégration des capteurs dans de grandes str uctures telles que
les ponts ou les bâtiments aidera à détecter les fissures et les altérations dans la structure
suite à un séisme ou au vie illissement de la structure.
3.6. Application médicale
Les a vantages d'un WSN (Wireless Sensor
Network) sont nombreux pour la santé, car il fournit les
propriétés importantes suivantes:
1. portabilité et discrétion : Les petits appareils
recueillent des données et communiquent avec le sans
fil. Ils peuvent être portés sur le corps ou placés dans
les environnements à surveiller.
2. Facilité de déploiement et d'évolutivité: Les
appareils peuvent être déployés dans des quantités importantes avec des coûts
considérablement faibles par rapport aux réseaux câblés. Les structures existantes peuvent
être facilement complétées par un réseau WSN, alors que les installations filaires seraient
coûteuses et peu pratiques.
3. Temps réel et toujours fonctionnel : Les données physiologiques et
environnementales peuvent être sur veillées en permanence permettant ainsi aux
travailleurs d'urgence ou de soins de santé de réagir en temps réel. Les données recueillies
forment un journal de la santé et sont utiles pour combler les lacunes traditionnelles dans
l'histoire du patient. Mêm e si le réseau dans son ensemble est toujours en service, des
capteurs individuels doivent toujours conserver l'énergie grâce à une gestion intelligente de
l'alimentation et sur activation à la demande. Figure 25: Application agricole
Figure 26: Application médicale
33 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
4. Reconfiguration et auto -organisation : Comme il n'y a aucune installation fixe, 1
'ajout et la suppression des capteurs reconfigurent instantanément le réseau. Les capteurs
s'organisent automatiquement pour former des chemins de routage, collaborer au
traitement des données et établir des hiérarchies . Dans les prochaines sections, on présente
les technologies de réseaux de capteurs utilisées dans le domaine médical.
4. WBAN (Wireless Body Area Network)
La taille de plus en plus réduite des capteurs, les circuits intégrés ainsi que les réseaux
sans fil on t apporté des idées de développement pour plateformes de capteurs de faible
puissance physiologiques qui peuvent être intégrés dans le Body Area Networks (BANs).
Le WBAN consiste en plusieurs capteurs physiologiques (ECG, pulse oximeter,
température) disp osés sur le corps humain pour collecter les signes vitaux comme I' ECG, la
tension artérielle, le pulse oximeter, puis transmettre les mesures au puits (sink) , PDA,
mobile phone ou personal computer. Ensuite, l'information est transmise en temps réel via
internet au personnel médical [7].
Le WBAN peut être utilisé à l’intérieur de l’hôpital pour le monitorage des patients qui
sont en situation critique.
5. WPAN (Wireless Personal Area Network)
WPAN qui utilise Z igBee ou Bluetooth a une potentiell e utilisation dans les domaines
médicaux, par exemple, dans la chambre du patient. Les infirmières sont capables de suivre
les patients en temps réel sans être obligées de leur rendre visite fréquemment. Cela leur
permet d'avoir plus de temps et leur donne l 'opportunité de soigner plus de patients [8].
WPANs sont utilisés aussi dans les applications d es soins à domic ile et dans les habitats
intelligents. Les personnes âgées vivant seules peuvent être alors surveillées ainsi que leurs
environnements sans se déplacer de leur domicile.
ZigBee est un protocole de haut niveau permett ant la communication de petites radios ,
à consommation réduite, basée sur la norme IEEE 802.15.4 pour les réseaux à dimension
personnelle (Wireless Personal Area Networks: WPANs).
Cette technologie a pour but la communication de c ourte distance comme le propose
déjà la technologie Bluetooth t out en étant moins chère et plus simple .
Une comparaison entre ces protocoles est donnée dans le tableau suivant :
34 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
Caractéristique Zegbee Bluetooth WI-FI
IEEE 802.15.4 802.15. 1 802.11 a/b/g/n/n -draft
Besoin mémoire 4-32 ko 250 ko + 1 Mo+
Autonomie avec pile Années Mois Heures
Nombre de nœuds 65 000+ 7 32
Vitesse de transfert 250 kb/s 1 Mb/s 11-54-108 -320 Mb/s
Portée (environ) 100 m 10 m 300 m
Tableau 1: Comparaison entre différents protocoles
– ZigBee Health Care est développé par ZigBee Alliance. Il a été conçu pour être utilisé
par les appareils et accessoires fonctionnels opérant dans les soins de santé. ZigBee Health
Care est une norme dans l'industrie pour l'échange de données entre une variété de
dispositifs médicaux et non médicaux.
6. Exemple des applications utilisant WSN dans le domaine médical
6.1. CodeBlue
CodeBiue est un projet dans le domaine médical basé sur les réseaux de capteurs sans
fil. Les buts spécifiques de ce projet concernent le suivi du patient pr é-hopital et dans
l'hôpital pour les soins d'urgence. Ce projet possède le matériel ainsi que lelogiciel suivants:
Accéléromètre, gyroscope et électromyogramme(EMG) pour le monitorage des
patients.
Une plateforme (figure 27) Réseau de capteurs appelée Mercury portable p our
l'analyse de mouvement haut e-fidélité .
Figure 27 Plateforme Mercury
35 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
Mercury est une plateforme de réseaux de cap teurs conçus pour supporter des
applications qui ont des données intensives et qui peu t s'adapter aux fluctuations de la
disponibilité des ressources. Les principaux défis abordés par Mercury sont : longue vie de
nœud capteur pour conserver l'énergie de batterie afin que le capteur vive le plus long
possible, un fonctionnement autonome et l a nécessité pour le système d'ajuster
automatiquement son comportement en répon se aux fluctuations de la bande passante radio
et de la disponibilité de l'énergie.
La plateforme matérielle actuelle SHIMMER développée chez Intel. SHIMMER intèg re
un processe ur TI MSP430, radio CC2420 IEEE 802.15.4, un accéléromètre tria xial et la
batt erie Li-polymè re rechargeable .
6.2. Projet lminet
Il s'agit pour l'essentiel d'un environnement virtuel intelligent appelé Cabinet médical
virtuel intelligent qui permet de résoudre divers cas de figures (ou scénarios). La figure2.7
montre un exemp le de projet lminet .
Figure 28 : Exemple de scénario de projet !minet
Les composantes du système sont les suivantes:
– Une passerelle avec un fournisseur de services Internet: les mesures effectuées par
ces capteurs sont collectées par une passerelle qui est constituée, typiquement, d’un
terminal mobile avec connexion GPRS/EDGE/UMTS et/ou WLAN /WiMAX au réseau
Internet En cas d'absence temporaire de connexion (courte visite du malade dans une cave,
par exemple), la passerelle doit être en mesure d'effectue de ux opérations basiques :
36 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
Stocker temporairement les données acquises afin de les retransmettre plus tard;
Informer le patient sous surveillance qu'il n’est plus surveillé.
-Un serveur d’applications: le serveur Web est, en réalité, un serveur d'applications qui
doit se livrer à de nombreuses opérations non triviales. Il doit identifier la personne à
l'origine d'un message, ainsi que chacun des périphériques émettant des données de
manière à pouvoir assigner à ces données un traite ment spécifique. Des données en
provenance d'un ECG ne peuvent pas être traitées comme des données en provenance d'un
capteur de pression. Le traitement des données peut aussi générer des alarmes; ces alarmes
sont spécifiques au périphérique considéré.
Les données après un traitement adéquat, doivent être stockées dans une base de
données de manière à pouvoir être consultées. Un archivage es t aussi nécessaire pour le suivi
de l'historique.
La base de données stocke les données de mesure en provenance des patients, mais
aussi des données plus traditionnelles, comme les auscultations, les examens radi ologiques,
scanner, IRM, etc…a insi que l'h istorique des consultations, des pathologies d'un patient et de
ses traitements. La base de données constitue en quelque sorte le dossier médical du patient.
On distingue deux familles de documents qui peuvent être intégrées dans le dossier
médical de pat ient :
Des documents préparés par du personnel soignant: questionnaires
normalisés, procédures à suivre, documentation à renseigner, etc. Ces
documents peuvent être uniquement destinés au personnel soignant
(médecin remplissant le questionnaire au cours de la visite de malades sur une
tablette, par exemple), ou remplis par le patient lui-même à travers une
connexion Internet;
Des documents externes provenant d'unités non contrôlables par
l'environnement soignant, mais pouvant éventuellement être dotées
d'an notations. Cette catégorie comprend des images provenant d'instruments
d'analyse médicale, des graphiques, des relevés, etc. avec éventuellement des
annotations ou commentaires faits par les diagnosticiens;
L'ensemble des dossiers patients constitue une b ase de données qui peut être
exploitée pour déceler des relations complexes entre des symptômes et des maladies. Le
mode de transmission de l'alarme peut se faire simplement par un SMS, par appel
téléphoni que direct avec synthèse vocale du texte d'alarme ou par un pager.
37 Chapitre 2 : Etat D’art Sur Les Réseaux De Capteurs Sans Fil
7. Conclusion
Nous concluons que les réseaux de capteurs sans fils , est un mélange des technologies,
notamment la micro -électronique et l’informatique du réseau de communication, les RCSF
sont utilisé dans divers domaines a des d’application s précis . En effet qu’il que soit le type
d’application du RCSF, elle suit dans sa procédure un algorithme de fonctionnement, de ce
fait, nous pouvons classifier les applications selon quatre algorithmes de fonctionnement:
algorithme de détection d'év énements, algorithme de prélèvement périodique
d’informations, algorithme suite à une requête, et algorithme hybride.
38 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
Chapitre 3 :
Etude Technique Du Choix Du Matériel
Et Analyse Fonctionnelle
39 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
1. Préambule
Dans le but d’optimiser la conception d’un système de surveillance du signal ECG,
nous allons entamer ce chapitre par une étude technique du choix du matériel dédié au
traitement du signal ECG, tout d’abord nous élaborerons une étude du choix pour l’unité de
prélèvement du signal ECG, notamment les électrodes, afin d’effectuer un c hoix judicieux du
matériel des autres unités. Ensuite nous allons clôturer le chapitre par l’analyse
fonctionnelle du projet, en s’appuyant sur les fonctions que le projet doit réaliser. Une fois
les fonctions du projet identifiées et caractérisées, nous pouvons adopter les solutions
techniques adéquates.
2. Schéma Synoptique
Pour notre application, on propose l'archite cture décrite dans la figure suivante . Les
capteurs sont installés sur le cor ps du patient pour enlever les données (signal ECG), puis
seront envoyer d’une façon périodique à une carte d’acquisition (utilisée sous forme de
passerelle) qui va les transmettre à son tour à un service de Cloud à travers l' internet. Ces
données s eront alors disponibles sur un serveur de Cloud, par la suite on va les récupérer et
seront traiter pour prise les décisions.
Figure 29: Schéma synoptiqu e du RCSF appliquer au traitement du signal ECG
Prélèvement
Transmission
Traitement
Centre
40 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
3. Étude Technique Du Choix Du Matériel
En effet , le matériel de chaque unité prédéfinie peut avoir une multitude du choix
selon l’application voulue, alors dans ce qui suit nous élaborerons une étude techni que du
choix du matériel qui se focalise sur le prélèvement , transmission et aussi traitement du
signal ECG .
3.1. Unité de prélèvement du signal ECG
Certes, un réseau de capteurs sans fil appliqué au domaine biomédical , dans le but du
diagnostic et le suivi des patients à distance, doit contenir dans ses dispositifs de
prélèvement un capteur qui détecte l’activité électrique du cœur, dans ce sens, nous
proposerons les caractéristiques des capteurs adéquats à ces types de mesure.
3.1.1. Les électrodes
Les capte urs utilisés pour l’acquisition de signal ECG sont des électrodes de mesure qui
sont placées di rectement sur la peau (figure 23 ).
La plaque d’argent de l’électrode est couverte d’une couche de chlorure d’argent. Avant
de placer les électrodes sur la peau, il est nécessaire de diffuser un électrolyte sur l’épiderme
pour assurer une bonne conduction.
Figure 30 : représentation des électrodes
– Ces électrodes sont caractérisées par :
Une aptitude à capter les basses amplitudes situées dans la gamme de 0,05 mV a
10 mV.
Une impédance d’entrée très élevée.
Un courant d’entrée très bas, inférieur à 1 mA.
3.1.2. Principe de fonctionnement :
Les électrodes a pour rôle de capter par voie externe les ondes électriques émises par
le cœur . L’élément sensible sera donc une plaque faite d’un matériau conducteur que l’on
mettra en contact avec la peau. Plus la surface de contact sera grande, plus l’i mpédance de
contact diminuera. Avant de l’appliquer, il sera nécessaire de nettoyer la peau afin de la
41 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
réduire sa couche super ficielle (mauvaise conductrice). Pour le nettoyage, on peut utiliser
différents produits : eau savonneuse, éther, alcool .
Figure 31:surface de contact entre la peau et l'électrode
Pour compenser l’inconvénient du mauvais contact et afin de ne pas augmenter
démesurément les dimensions de l’électrode, on utilise un électrolyte : la crème de contact
E.C.G. Les ions répartis dans la crème transmettent les variations de potentiel du corps entre
la peau et la plaque conductrice par conduction ionique. Les creux de l’épiderme seront
remplis et la surface de contact s’en trouvera augmentée. Un bon électrolyt e devra en outre
diffuser dans l’épiderme pour atteindre le derme et assurer ainsi le contact électrique.
Figure 32 : l’utilisation de l’électrolyte pour augmenter le contact
La qualité des électrodes, et donc de la lecture, dépend de :
La constitution des différentes électrodes
la présence ou l’absence de crème
la composition chimique des matériaux utilisés
Il convient de choisir une électrode en fonction de l’utilisation que l’on souhaite en
faire, et de la qualité de signal recherchée.
Les électrodes à usage unique, plus fiables, sont utilisées de façon universelle pour le
monitorage des patients en réanimation et en salle d’opération. Les électrodes à usage
42 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
unique prête à l’emploi (la crème de contact est incluse) sont déso rmais le type d’électrodes
le plus répandu.
L’ensemble du transducteur est formé de trois éléments ayant ch acun leur propre
conductibilité :
L’élément sensible, l’électrolyte et la peau qui réagissent entre eux. S’agissant de
phénomènes électriques, il sera it pratique de disposer d’un modèle représentant
l’équivalent électrique de ces trois éléments. GATZKE a proposé un tel modèle en 1974 et qui
nous servira de support pour cette étude. Il utilise des résistances, des capacités et des
générateurs de tension.
On obtient le modèle l’équivalent suivant :
Figure 33 : modèle équivalent de GATZKE qui représente l'électrode, la peau et l'électrolyte
Jonction électrolyte – élément sensible
Son rôle est de transférer des charges électriques entre un courant électronique (dans
l’élément sensible) et un courant ionique (dans l’électrolyte). Il s’agit donc d’un transducteur.
Le transfert s’effectue au niveau atomique de la surface de contact entre l’électrolyte et le
conducteur.
Jonc tion peau – électrolyte
Ceci est difficile à améliorer pour les constructeurs dans la mesure où ils peuvent
uniquement avoir des actions sur l'électrolyte.
43 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
Elément Sensible : C’est le matériau qui est en contact avec l’électrolyte. Les meilleurs
résultats sont obtenus avec l’alliage Argent / Chlorure d’argent c’est en général une
couche déposée sur un autre matériau.
Electrolyte : C’est l’élément le plus déterminant pour la performance de l’électrode. Il
modifie l’impédance de peau qui intervient 90% dans l’impédance totale d’un système
de surveillance. L’électrolyte est en principe maintenu en place par un tampon de
mousse saturée d’environ un demi centim ètre cube. Il ne doit réagir ni avec la peau ni
avec l’élément sensible. Le plus souvent, on utilise le chlorure de sodium mélangé à
d’autres composants. Le but recherché est d’obtenir une concentration ionique voisine
de celle de la peau afin de réduire l a dif férence de potentiel de contact Vp.
Bouton De Contact : C’est sur celui -ci que se fait le raccordement du câble qui
l'électrode au moniteur.
Coupelle : Elle sert à déterminer le volume laissé à l’électrolyte et doit stabiliser ses ions.
Elle sera do nc réalisée dans un matériau inerte et rigide afin d’éviter des déformations
du volume notamment en cas de mouvements du patient qui risquent de rompre
l’équilibre ionique.
Adhésif : Il est chargé de maintenir l’électrode en place sur le patient.
Papier Protecteur : Il recouvre l’adhésif afin d’en protéger ses propriétés et d’éviter le
contact avec les matériaux environnants et l’air.
Couvercle Protecteur : Son rôle est d’éviter que l’électrolyte ne s’en aille. C’est en général
un morceau de plastique de forme adaptée, soudé ou collé sur le papier protecteur afin
d’enlever les deux en un seul geste.
Figure 34 : exemple de structure en coupe d'électrode à usage unique
44 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
Certes la technologie produit une diversité du capt eur dédié au prélèvement de l’ECG ,
néanmoins notre proposition sera po intée sur les capteurs utilisés spécia lement dans les
RCSF a base des carte NodeMcu , le tableau suivant récapitule le s caractéristiques des
capteurs convenables.
Référence
Alimentation
Température de
fonctionnement
consommation Plage de
fréquence du
pouls
Cout en
DH
capteur de
pouls
3,3V -5V
-40 à +85 °C
4 mA
25 – 240 bpm
100 DH
Capteur de
pouls Grove
5V
-20 à +60°C
10 mA
30 – 180 bpm
220 DH
Tableau 2: Capteurs ECG
– Conclusion du choix
D’après le tableau comparatif des capteurs utilisé au prélèvement du signal ECG, nous
allons conclu que le capteur adéquat est celle qui nous donne plus de précision (sensibilité) ,
une large plage de fréquence du pouls , faible consommation et adapter à notre carte
NodeMCU , notre choix est fixer sur le premier capteur.
3.2. Unité de traitement
Cette unité désigne le cœur de gestion et de prétraitement du signal ECG capter par
l’électrode , de ce fait le choix d’une telle unité doit prendre en charge la gestion de
consommation d’énergie du nœud, la vitesse d’exécution de l’algorithme de commande , la
mémoire programme qui doit être assez grande pour pouvoir implémenter des programmes
assez volumineux et complexes et la possibilité de se connecte r au réseau internet pour
pouvoir surveiller les patient à distan ce. Nous proposons par la suite les différentes unités
de tr aitement les plus utilisés dans les RCSF.
45 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
Type
d’unité
Nombre de
bits
Fréquence
d’horloge
Taille de
Mémoire
programme
Taille de
Mémoire
données
Nombre
E/S
Consommation
Outil -de
développement/
programma
tion
Autre
caractéristi
ques
Intel
8051 CPU
8bits 12
MHZ ROM
4 Ko RAM
128 Ko 3
2 – IAR
Embedded
Workben h -2 compteurs
-Temporisateur
de 16 bits
– interface :
1port série
PIC
(16F/18F
)Micros
hip MCU
8bits 48
MHZ 4Ko SRAM
192ko
EEPRO
M
32 ko 3
6 Courant en
mode Sleep
0.1 µA
Courant en
mode Idle d e
5.8 µA
-MPlab
-MicroC
-Proteus -CAN de 10 bits.
-2 Comparateur
interne,
-1 Timer de 8
bits,
– 3 Timers de 16
bits
Interface : SPI,
I2C et Série
ESP8266
(Tensilic
a Xtensa
LX106) 32bits 80
MHZ 96 ko 1
7 -les
commandes
AT
-langage de
script
-IDE
Arduino -CAN de 10 bits
-1xUART ;1x
I2C; 1x SPI
– wi-fi
MSP430
Texas
Instrum
ent
CPU 6bits Flash
1Mo RAM
8K 1µA
Mode Idle Texas
Instruments
ARsystemsC
rossworks –
Rowlet
associates
VisSim – CAN
:10/12/14/1
6bits
-CNA :D/A 12
bits
-Interface :SPI,
I2C
PSoC MCU
8bits
24
MHZ
Flash
2Ko SRA M
2Ko 0.8mA -à-3
MHz
1.2mA -à-6
MHZ -PSoC
Designer
(gratuit)
PSoC Expres
s 3.0 -CAN/CAN
-Compteur –
timerInterface:
RS232
-I2C et SPI
ATmega
128
D’Atmel AVR
8 bits 16
MHZ 16 Ko SRAM
4 ko
EEPRO
M 4kB 5
3 – Arduino -CAN: 10bits
-4 timers
-I2C, JTAG, SPI
et USART
Tableau 3: unités de traitement
– Conclusion du choix :
Premièrement les microcontrôleurs INTEL 8051 ne sont pas conçu pour la
consommation faible énergie, et a une faible capacité mémoire qui ne peut supporter
l’implémentation d’algorithmes de commande, il va de soi chose pour les microcontrôleurs
du microship et surtout pour l’espace mémoire d’un côté, d’autre côté le MSP430 de Texas
instrument il n'a pas de bus mémoire externe (qui permettrait d'accéder effica cement à des
mémoires RAM / ROM externes), ainsi sa capacité de mémoire (8K de RAM, 1Mo de fl ash
46 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
pour les mieux dotés) peut se révéler insuffisante pour des applications qui demandent de
grandes tables de données ce qui est plus demandé par les RCSF. Tandis que les PSoC
convient a ux critères du choix de l’unité de traitement, en revanche son prix très élevé pour
un simple nœud -capteur. Grâce à sa disponibi lité, son espace mémoire, sa grande vitesse de
fonctionnement, sa compatibilité à faible consommation d’énergie et le plus important
critère est qu’il contient une carte réseau qui peut se connecter à l’internet facilement sans
autre shield , le NodeMcu (ES P8266) reflète les bonnes perform ances d’une unité de
traitement d’un nœud capteur.
3.3. Unité de communication
Comme cité précédemment, l’objectif de notre projet est la conception d’un système de
surveillance et de suivi des patient cardiaque, d’où, il vaut mieux que le support de
communication soit de type radiofréquence, dans ce sens on a proposé une comparaison
entre les différents protocole pour choisir celle qui répond au cahier des charges , en plus elle
doit être aux normes de la conception d’un nœud c apteur (durée de vie, coût , …etc.).
3.3.1. Mod ule radiofréquence
Généralement, il existe différents types de communicati on radiofréquence, chacun a
ses avantages et ses inconvénients. Les trois principaux caractéristiques qu’il faut considérer
lors du choix d’u ne méthode de communication sans fil sont :
La consommation d‘énergie ;
Étendu du réseau ;
Débit de données.
Nous allons introduire dans un premier temps les no rmes IEEE 802.11 (Wifi) et IEEE
802.15 qui sont primordiales à connaitre, puis nous élaborerons un tableau de
caractéristiques dans le but d’aboutir un choix convenable de l’unité de communication.
La Norme 802.11
La norme IEEE 802.11 est un standard international
décrivant les caractéristiques d 'un réseau local sans fil (WLAN
Wireless Local Area Ne twork). Le nom Wi -Fi (wireless fidelity)
correspond initialement au nom donné à la certification délivrée
par la Wi -Fi Alliance. Par abus de langag e le nom de la norme se
confond aujourd'hui avec le nom de la certification. Ainsi un réseau Wifi est en réalité un
réseau répondant à la norme 802.11.
Ce type de réseau possède un taux élevé de transmissio n de données (54Mbps
théorique) mais aussi une forte consommation d'énergie. Il est utilisé lor squ’on a besoin de
47 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
se connecter dire ctement à l’internet (connecter un dispositif à internet), mai s il doit
disposer d'une source d'alimentation externe.
Le tableau présentant les différentes révisions de la norme 8 02.11 et leurs
caractéristiques principales.
La Norme 802.15
La norme 802.15 définit les PAN sans fils appelé WPAN : wireless personal area
network dont les technologies sont : le Bluetooth, les normes IEEE 802 .15.3 (WPAN haut
débit) et IEEE 802.15.4 (W PAN faible débit, Zigbee).
La Norme 802.15.4
La norme IEEE 802.15.4 a été développée par IEEE 802.15 Groupe de Tâche 4, qui
spécifie les couches physiques et MAC pour le WPANs (Wireless Pers onal Area Network)
faible débit appelé LR -WPAN (low rate). La première sortie de l'IEEE 802.15.4 norme a été
livrée en 2003 et est librement distribuée. Cette sortie a été révisée en 2006, mais la nouvelle
version n’est pa s encore libre. Sa pile de protocole est simple, flexible et n'exige pas
d'infrastructure. La no rme a les caractéristiques suivantes :
Débits des données de 250k bps (2400 – 2483.5 MHz), 40k bps (902 – 928 MHz) et
20k bps (868 – 868.6 MHz).
Deux modes d'adressage : 16 bits et 64 bits (court et étendu).
Accès au canal en utilisant la technique CSMA -CA.
Coordination automatique du réseau.
Protocole de handshaking pour la fiabilité de transfert.
La gestion d’énergie pour garantir la consommation à faible puissance.
Comporte 16 canaux dans la bande d'ISM de 2.4 GHz, 10 canaux dans la bande de 915 –
MHz, et 1 canal pour la bande de 363 MHz.
Tableau 4: norme 802.11
48 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
La Norme Zigbee
La norme IEEE 802.15.4 définit seulement les couches
physiques et MAC sans spécifier les protocoles des couches
supérieures (réseau et application). La norme Zigbee est
basée à partir de la norme IEEE 802.15.4 et définit les couches
: réseau et d'applica tion.
La couche réseau dé finit les fonctions de routages
pour les différentes topologies.
La couche d'application permet le développement d'application et de
communication.
Cela permet une communication sans fil à faible débit et courte portée, implé mentée
dans un dispositif alimenté seulement avec une batterie. Elle permet l’utilisation de trois
topologies : étoile, arbre et maillée, et deux mode d’accès sont possible, le mode coordonné
(avec balise) et le mode non coordonné (sans balise) en utilisa nt la technique CSMA -CA sans
RTS/CTS. Pour un réseau de capteurs avec une faible consommation d’énergie et des
transmissions multi saut, la topolog ie utilisée est « arbre ».
La Norme Bluetooth
Le Bluetooth est normalisé s elon la norme 802.15.1, et
permet une communica tion radio courte distance dans la bande
2.4 GHz avec un débit allons 250 kbps (réel) et une possibilité
d’attein dre une distance allant jusqu’à 10m avec une puissance
de transmission de 100 mW.
Un système Bluetooth emploie une techniqu e de saut de fréquen ce avec un espace
inter -porteuse de 1 MHz, généralement jusqu’à 80 fréquences différentes sont utilisées pour
constituer une bande passante totale de 80 MHz. Grace aux sau ts de fréquence (1600 sauts
par seconde) il est possible de parta ger une même bande de fréque nce entre plusieurs
équipements localisés dans une même zone.
Ainsi, un canal logique peut être défini à tout momen t sur une bande de 1 MHz. Ainsi
que sa portée du Bluetooth peut aller jusqu’à 100 m avec des amplificateurs bie n adapté.
La topologie utilisée par le Bluetooth est la topologie étoile : jusqu’à 8 équipements
dans une étoile logique.
La technologie Bluetooth est largement utilisée dans certaines industries, elle permet :
49 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
L’accès de programmation sans fil d’une co mmande industrielle.
Liaison de données entre un appareil tiers doté d’une interface Bluetooth intégrée et
une commande industrielle.
Mise en réseau d’équipements bus mobiles
Utilisation à l’échelle mondiale grâce à la puissance d’émission réglable ( -28 … 20
dBm).
Le Module Radiofréquence NRF24L 01+
La famille NRF24 du constructeur norvégien Nordic –
Semiconductor regroupe des puces de communications
utilisant la bande des 2.4 GHz. Dans cette famille, le chipset
NRF24l01+ connaît un succès important. Depuis 2010 ce
composant es t embarqué dans la plupart des claviers et
souris sans fils qui inond ent le marché grand public.
Le NRF24l01 + offre une communication radio accessible via une interface SPI
standard. La même puce permet de recevoir e t d’émettre (transmetteur), et peut fonctionner
en pl us d’une centaine de canaux, et consomme très peu d’énergie.
Les puces NRF24l01+ modulent en GFSK sur des canaux démarrant à 2.4 GHZRF_CH
(RF_CH allons jusqu’à 126). Ce module intègre un protocole spé cial appelé : Enhanced
ShockBurst » ou bien ESB.
Les trames du protocole ESB contiennent un préambule r adio, l’adresse de destination,
un en -tête, la charge utile, et un CRC. La charge utile peut être d’une langueur fixe ou variable ,
sa taille est rensei gnée dans 6 des 9 bits de l’en -tête.
Remarque : Le NRF24l01+ comme le ZigBee perm et d’avoir les trois topologies réseau :
Arbr e, étoile et maillée (figure 26 ).
Tableau 5:La trame du protocole ESB
Figure 35 : Les trois topologies réseau accessible par le NRF24L01
50 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
– Tableau récapitulatif des caractéristiques des protocoles de communication sans
fil précités.
Tableau 6: Récapitulatif des possibilités d'unité de communication sans fil
Conclusion du choix : Selon les besoins da ns notre conception d ’un prototype à base du
RSCF dédié à la surveillance des patients cardiaques , notre choix devra offri r un compromis
entre le débit, le coût et la possibilité de se connecter et échanger les données via internet.
Bien que le Bluetooth, présente une consommation d’é nergie relativement
importante, ainsi que le transfert de données ne pourrait se faire que sur de faible distance,
en effet nous avons le droit de re mplacer ce choix par l’utilisation du Zigbee, néanmoins son
débit est faible (250 Kbits/s maximum) et cela provoque des délais importants.
Quant au le choix du NRF24l01+ q ui ressemble à un compromis entre débit et
consommation d’énergie, outre son coût réduit (e n émission/réception à la fois) ce qui rend
le coût total des NRF moins réduit, mais la communication est toujours sur des zones limités,
on peut les utilisés pour récolter les données avant l’envoyée via internet.
Ces pré -arguments jugent le choi x est fixé sur la norme Wi-Fi qui regroupe un bon
compromis entre le débit élevé et la possibilité d’un transfert de données via internet. On
peut dès le début choisir la norme Wi -Fi comme le support de communication adéquat à
notre cahier des charges, mais pour donner un e idée sur les autres normes et connaitre ses
avantages et s es limites.
51 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
4. Analyse fonc tionnelle
4.1. Bête A Cornes
Nous constatons souvent que les acteurs projet privilég ient des solutions déjà
connues sans analyser concrètement le besoin qu i justifie le projet. Avant d'imposer un
"comment" ou une solution, il faut se tourner vers l'utilisateur et/ou le dem andeur, pour
aboutir de manière structurée à la solution, car un projet n'a de sens que s'il satisfait le
besoin. Il convient donc d'expri mer le besoin et rien que le besoin dès le lancement du projet.
Il s'agit d'expliciter l'exigence fondamentale qui justifie la conception, ou la concept ion d'un
produit. Pour cela, il est essentiel de se poser les trois questions de la bête à cornes suivan tes.
1.1.1. Diagramme représentatif
4.2. Diagramme Pieuvre
Ce diagramme est utilisé pour analyser les besoins et iden tifier les fonctions de service
d’un produit. Le diagramme “pieuvre” met en évidence les relations entre les différents
éléments du milieu environnant et le produit. Ces différen tes relations sont appelées les
fonctions de service qui conduisent à la satisfaction du besoin.
Le diagramme pieuvre nous permet de répertorie r toutes les foncti ons de notre
réalisation (dans notre cas c’est réseau de capteurs). En effet nous rappelons que lors de la
conception, nous chercherons pour chaque fonction à satisfaire, la meilleure solution. Et c'est
Figure 36 : Le diagramme bête à cornes
A qui rend -il
Les patient s
cardiaques
Le signal ECG
Système de
surveillance des
signaux ECG a base des
Surveiller et suivre les patients cardiaques à distance
Sur quoi
Dans quel but ?
52 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
l'ensemble des solutions qui donnera le produit final . Nous distinguons deux types de
fonction:
Fp = Fonction principale : lien entre le produit et 2 objets environnants.
Fc = Fonction de contrainte : lien entre le produit et 1 objet environnant.
Figure 37: diagramme pieuvre
4.2.1. Les expres sions des fonctions de service
Tableau 7: Définition des fonctions
FP Surveiller le signal ECG d’un patient à distance
FC1 Limiter le déplacement pour la consultation, le temps d’hospitalisation et aussi le risque chez
les patients cardiaque
FC2 Améliorer les conditions de travail et faciliter le contrôle par rapport au nombre de patients
FC3 Développer les méthodes de surveillance pour faciliter les taches du médecin et même les
patients
FC4 Etre adapté au déploiement sur le corps humain
FC5 Obéir à des normes indispensables de la conception des systèmes de télémédecine
FC6 Consommer le minimum d’énergie
FC7 Réduire les couts d’hospitalisation, et de consultation
53 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
4.3. Diagramme SADT
Le but de la SADT est d’offrir une vision globale et synthétique du produit de la
réalisation, en ne retenant qu’un petit nombre d’informations ju gé essentiel à la
compréhension sous fo rme de modèle graphique appelé A ctigrame.
Figure 39 : Le diagramme SADT
La SADT se place donc du point de vue du concepteu r et non pas du point de vue de
l’utilisateur et fait partie de l’analyse fonctionnelle techniqu e. Elle procède par une analyse
descendante en ce sens que l’on va du plus général au plus détaillé en s’intéressant aux
activités du système. L’accent est mis sur la spécification :
Des fonctions que celui -ci remplit ;
Des informations qu’il échange, notamment avec son environnement .
4.4. Diagramme FAST
Ce diagramme présente une traduction rigoureuse de chac une des fonctions de service
en fonctions techniques, puis matériellement en solutions const ructives, il constitue a lors un
ensemble de données essentielles permettant d'avoir une bonne connaissance d'un produit
complexe (RCSF) et ainsi de pouvoir améliorer la solution proposée.
Energie électrique Programmation Bruit Signal ECG
54 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
Surveiller,
suivre et
analyser un
signal ECG
Prélèvement du
signal ECG
Transmettre le
signal ECG
Réception,
traitement et
décision
Supervision du
patient
Alimenter le
nœud
Prélever le
signal ECG
Prétraitement
du signal ECG
Alimenter le
retour
Transmission
des données
Acquérir le
signal transmis
Traiter le signal
transmis
Prendre la
décision
Visualiser le
signal final
Capter le
signal ECG
Canaliser le
signal ECG
Batterie
NodeMcu
(ESP 8266)
Capteur de
pouls
Secteur ONE
Module
radiofréquenc
e (Wi -Fi)
Matlab
Matlab
Figure 40: Figure 40: diagramme FAST
55 Chapitre 3 : Etude Technique Du Choix Du Matériels & Analyse Fonctionnelle
5. Conclusion
Rappelons que dans ce chapitre nous avons élaboré u ne étude technique du choix du
matériel indispensable est effectuée qui nous a amené à choisir les co mposants réalisant des
compromis de la conception, ensuite une analyse fonctionnelle permet une compréhension
globale du projet , notre choix est subdivisé suivant les unités qui constitue notre réalisation,
pour l’unité de prélèvement le ‘pulse sensor’ est le plus adéquat à communiquer avec l’unité
de traitement choisi (NodeMcu) , cette dernière doit contenir un bloc de traitement et autre
bloc de communication Wi-Fi, c’est pour cela on a choisi le NodeMcu, e t puisque les
compromis du cahier des charge nécessite un e surveillance et un suivi en temps réel, d’où le
support de est le Wi -Fi en utilisant l’ espace Cloud Thingspeak. alors dans le s chapitre s
suivant nous détailleront les phases d e traitement, transmis sion , ainsi la réalisation du
réseau de capteurs sans fil dédié à la surveillance des patients cardiaque à distance .
56 Chapitre 4 : Acquisition et transmission du signal ECG
Chapitre 4 :
Acquisition et transmission du signal ECG
57 Chapitre 4 : Acquisition et transmission du signal ECG
1. Préambule
Après avoir élaboré une étude technique du choix du matériels convenable a notre
cahier des charges et aussi une analyse fonctionnelle du projet pour montrer le besoin de
cette solution pour les patients cardiaque, nous allons mettre le point dans ce chapitre sur la
partie acquisition et transmission du signal ECG délivré par le patient, nous commençons
tout d’abord par le prélèvement du signal ensuite nous allons proposer la méthode adéquat
pour la transmission , on montrons les différents étapes suivi pour acquérir le signal chez le
corps médicale.
2. Prélèvement du signal ECG
Le prélèvement du signal ECG se fait à travers des électrodes spéciales dédiées à ce
type d’acquisition du signal, vue à notre réalisation et le matériel adopter au cahier des
charges, nous allons conclue dans le chap itre précédent que le prélèvement sera par un
capteur de pouls « pulse sensor » et la carte d’ acquisition sera un module Wi -Fi qui fait
l’acquisition et la transmission des données vers un espace cloud pour les récupérer par la
suite.
2.1. Capteur de pouls (pul se sensor)
Le "Pulse sensor" est un capteur pour Arduino
immédiatement utilisable qui permet de mesurer le pouls
d'une personne. Il est tout à fait adapté aux étudiants, artistes,
sportifs, développeurs, qui souhaitent incorporer facilement
dans leurs pr ojets des données ainsi crées. Il combine un capteur optique amplifié et un
circuit d'effacement des bruits qui favorise une lecture rapide et fiable des données. De plus,
sa consommation est seulement de (4mA – 5 volts), ce qui est très pratique dans le c as
d'applications mobiles. Il n'y a qu’au clipper à un lobe de l'oreille ou à un doigt pour parvenir
immédiatement à lire les battements de cœur. La terminaison du câble de 61 cm est un
connecteur male. Il n'est donc pas nécessaire de le souder. Enfin, il est facile de trouver des
exemples de code pour Arduino et des "sketches" de Processing pour la visualisation des
données récupérées.
58 Chapitre 4 : Acquisition et transmission du signal ECG
2.2. Princip e physique du capteur du pouls
L'avant du capteur est le joli côté avec le logo Heart. C'est le
côté qui fait contact avec la peau. À l'avant, vous voyez un petit
trou rond, où la LED brille par le dos et Il y a aussi un petit carré
juste sous la LED. Le carré est un capteur de lumière ambiante,
exactement comme celui utilisé dans les téléphones portables , les
tablettes et les ordinateurs portables, afin d'ajuster la luminosité
de l'écran dans différentes conditions lumineuses. La LED brille
la lumière dans le bout du doigt ou le lobe de l'oreille, ou d'autres
tissus capillaires, le récepteur capte la vari ation de la lumière du sang . En exploitant les
variations de couleur du sang, on en déduit son taux de lumière , ce qui permet de mettre en
évidence les différentes contractions du cœur, donc le rythme cardiaque.
2.2.1. Sché ma interne du capteur du pouls
Figure 41: schéma interne du capteur du pouls
Le capteur APDS -9008 de la société AVAGO, est un capteur de lumière en forme de
miniature de la technologie de la lumière ambiante joue un rôle important et il est
responsable de détecter la concentration des rebonds légers à travers le bout du doigt ou le
lobe de l'oreille. D1 LED fournit une source lumineuse pour cette opération. Signal provenant
du capteur de lumiè re ambiante amplifié par amplificateur opérationnel et le signal est prêt
à être lu par le microcontrôleur.
Caractéristiques du capteur APDS -9008 :
Réactivité spectrale proche de celle de l'œil humain
Hauteur – 0,55 mm
Largeur – 1,60 mm
Profondeur – 1,50 mm
59 Chapitre 4 : Acquisition et transmission du signal ECG
Température de fonctionnement: -40 ° C à 85 ° C
Alimentation faible en Vcc de 1.6V à 5.5V,
Circuit d'application typique du capteur APDS -9008 :
Figure 42: Circuit d'application typique du capteur APDS -9008
– Pour d’autres caractéristiques du APDS -9008 voir annexe N°1 :
Après avoir recueil le signal ECG par l’ensemble D1 et APDS -9008 sera transmis vers
l’amplificateur pour convertir le courant en tension qui sera envoyer vers le microcontrôleur
du NodeMcu.
NodeMcu
NodeMCU est une plate -forme open source IoT. Il
contient le firmware qui fonctionne sur le ESP8266 Wi-
Fi SoC de Espressif Systèmes. Le terme "NodeMCU" se réfère
par défaut au firmware plutôt qu'aux kits de développement.
L’ESP8266 est un microcontrôleur pr ogrammable conçu par
Espressif, constructeur chinois. Son succès tient en quelques
points :
Cout réduit.
Le microcontrôleur miniaturisé (5mm x 5mm)
Il supporte le Wi -Fi (802.11 b/g/n)
Ces points clés en font un bon candidat pour créer des objets connectés à moindre coût.
Ci-dessous, la traditionnelle comparaison avec un Arduino Uno :
Figure 43: NodeMCU V1.0
60 Chapitre 4 : Acquisition et transmission du signal ECG
Langage de programmation :
Le NodeMCU accepte plusieurs langages de programmation :
Avec des scripts Lua, interprétés ou compilés, avec le firmware NodeMCU
En C++, avec l’IDE Arduino
En JavaScript, avec le firmware Espruino
En MicroPython, avec le firmware MicroPython
En C, avec le SDK d’Espressif
En C, avec le SDK esp-open -sdk3 basé sur la chaîne de compilation GCC
Le brochage de la carte ESP -12E NodeMCU est apparemment comme suit:
Figure 44: Brochage de la carte ESP 8266
Tableau 8: comparaison entre TENSILICA XTENSA LX106 et arduino
61 Chapitre 4 : Acquisition et transmission du signal ECG
Le diagramme fonctionnel de ESP826 6 :
Figure 45: diagramme fonctionnel d’ESP8266
Ce qui nous intéressons est le bloc du convertisseur analogique -numérique qui reçoit
le signal ECG délivré par le capteur des pouls.
Convertisseur analogique -numérique du E SP8266 :
ESP8266 contient une broche ADC facilement accessible. Cela signifie que ces cartes
ESP peuvent lire des valeurs analogiques à partir de composants tels que des capteurs de
pouls, capteurs de température, des potentiomètres , etc.
Pour notre réalisation, nous allons recueill ir le signal
ECG délivré par le capteur des pouls à travers le pin A0 du
NodeMCU.
Le convertisseur du ESP8266 est caractérisé par :
Une résolution de 10 bits
La marge de la tension à l’entrée de l’ADC est
comprise entre 0V et 1V
Puisque la tension reçue du capteur à l’ordre de quelque millivolt, NodeMCU reste le
plus adéquat à notre réalisation. Figure 46: pin A0 du nodeMCU
62 Chapitre 4 : Acquisition et transmission du signal ECG
Simulatio n du prélèvement du signal ECG
Avant de commencer la réception du signal ECG, il faut tout d’abord flasher ESP8266
pour être programmé avec l’IDE d’Arduino. Tout d’abord il faut ouvrir l’IDE Arduino , allez à
fichiers et cliquez sur la préférence dans l’IDE Arduino .
Puis copie le code ci -dessous dans les planches Manager .
http://Arduino.esp8266.com/stable/package_esp8266com_index.JSON
63 Chapitre 4 : Acquisition et transmission du signal ECG
Cliquez sur OK pour fermer l’onglet de préférence.
Après av oir terminé les étapes précédentes , alle z à outils et conseil
d’administration et sélectionnez Office Manager . Naviguez jusqu'à esp8266 par la
communauté d’esp8266 et installez le logiciel pour Arduino.
Une fois que toute la procédure est terminée nous sommes lire programmer nos
esp8266 avec IDE Arduino.
L’étape suivante est d’implanté le programme d’acquisiti on sur notre carte.
Figure 47:programme d'acquisition du signal ECG
Pour visualiser le signal ECG reçu, il suffit de consulter le traceur série de l’IDE d’Arduino.
64 Chapitre 4 : Acquisition et transmission du signal ECG
Figure 48:signal ECG reçu sur le traceur série
Après avoir prélevé le signal ECG du patient, nous intéressons maintenant à la partie
transmission vers un espace Cloud pour l’ acquérir de l’autre côté chez le médecin.
Transmission du signal ECG
Après numération des données acquise, l’étape suivante est pour objectif de
transmettre, par voie aérien , ces données vers le centre d’analyse et de traitement situé à
l’hôpital. D’après le cahier des charges élaboré précédemment , la transmission du signal sera
sur un support Wi -Fi pour pouvoir récupérer et surveiller les patients à distance , nous allons
conclue dans notre choix que la carte d’acquisition doit être équipée d’un bloc de
transmission Wi -Fi. La figure suivante récapitule les étapes suivis :
Figure 49:structure général du système
65 Chapitre 4 : Acquisition et transmission du signal ECG
5.1. Espace Cloud Thingspea k :
Le terme Cloud (nuage en anglais), particulièrement dans l'air du
temps, recouvre l'ensemble des solutions de stockage distant . En clair, vos données, au
lieu d'être stockées sur vos disques durs ou mémoires, sont disponibles sur des serveurs
distants et accessibles par internet . Les différents intervenants disposent à cet effet de
gigantesques champs de serveurs de stockages appelés Datacenter. Le Cloud est aus si
souvent appelé Cloud Computing ou Nuage Informatique.
Avantages du Cloud :
L’espace Cloud à un gros espace de stockage ce qui est très
pratique pour stocker nos données ,
L’espace Cloud est accessible partout, que vous soyez sur
votre lieu de travail, en vacances, en déplacement, pourvu
que vous ayez un accès internet bien évidemment.
la sauvegarde de vos données est implicite puisqu'elles ne
sont plus stockées en local
Inconvénient du Cloud :
Le problème majeur d’utilisation du Cloud est la sécurité, La sécurité de nos
données est également un point d'achoppement concernant le Cloud .
Les données sont accessibles uniquement en ligne .
66 Chapitre 4 : Acquisition et transmission du signal ECG
Pour notre application, nous avons choisis de travailler avec l’espace Cloud
Thingspeak.
ThingSpeak est un API pour l'Internet des
objets permettant de collecter et de stocker des
données d'objets connectés en utilisant le
protocole HTTP via Internet ou via un réseau
local. Avec ThingSpeak, nous pouvons créer des applications de logging de capteurs ou un
réseau social pour objets connectés. En plus de stocker et récupérer des données l'API
ThingSpe ak permet le traitement de données numériques en effectuant des opérations de
calculs de moyenne, médiane, somme etc… ThingSpeak est intégrable avec les cartes
Raspberry Pi et Arduino ainsi que le logiciel de modélisation Matlab.
Thingspeak propose d' être un support d'iOT en permettant de :
collecter les données en temps réel (fréquence supérieure ou égale à 15
secondes)
visualiser les données collectées sous forme de graphes .
créer des plugins et des applications pour collaborer avec des web services,
des réseaux sociaux et d'autres APIs !
Sur ThingSpeak on entend beaucoup "Channel". Un Channel enregistre les données
envoyées vers ThingSpeak et comprend les éléments suivants :
8 champs pour stocker n'importe quel type de données.
3 champs de localisati on, latitude, longitude et élévation, ce qui sera utile pour
les objets en mouvements
d'autres champs anecdotiques (adresse YouTube ou vimeo, metadata..) .
Figure 50:logo thingspeak
Figure 51:exemples des applications simulées sur Thingspeak
67 Chapitre 4 : Acquisition et transmission du signal ECG
5.2. Simulation :
Pour la partie de simulation, nous allons élaborer une description de la méthode suivi
dès le prélèvement jusqu’au la réception du signal sur Matlab, pour faire les traitements
possible avant la prise de décision par le corps médicale.
Tout d’abord, nous a vons implémenté le programme de prélèvement et de l’émission
par l’IDE Arduino sur notre carte NodeMCU. Figure 52: Thingspeak peut recueillir 8 flux en même temps
68 Chapitre 4 : Acquisition et transmission du signal ECG
Figure 53:programme complet de prélèvement et de transmission #include <ESP8266WiFi.h>
#include <WiFiClient.h>
#include <ThingSpeak.h>
// #define ECGPIN A0
// #define ECGTYPE AREA
unsigned char ECG;
const char* ssid = "EL KASSOUMI";
const char* password = "aya@elkassoumi123";
WiFiClient client;
unsigned long myChannelNumber = 336632;
const char * myWriteAPIKey = " H67INWMI78AZZCZ2";
uint8_t ecg, k=0;
void setup()
{
Serial.begin(115200);
delayMicroseconds(10);
// Connect to WiFi network
Serial.println();
Serial.println();
Serial.print("Connecting to ");
Serial.println(ssid);
WiFi.begin(ssid, password);
while (WiFi.status() != WL_CONNECTED)
{
delayMicroseconds(50);
Serial.print(".");
}
Serial.println("");
Serial.println("WiFi connected");
// Print the IP address
Serial.println(WiFi.localIP());
ThingSpeak.begin(c lient);
}
void loop()
{
static boolean data_state = true;
int ECG ;
int ecg = analogRead(A0);
// print out the value you read:
Serial.println(ecg);
delayMicroseconds(40 );
if(ecg < 255)
{
k=ecg;
ThingSpeak.writeField(myChannelNumber, 1, k, myWriteAPIKey);
}
if( data_state )
{
ThingSpeak.writeField(myChannelNumber, 1, k, myWriteAPIKey);
data_state = false;
}
else
{
ThingSpeak.writeField(myChannelNumber, 1, k, myWriteAPIKey);
data_state = true;
}
delayMicroseconds(30);
}
69 Chapitre 4 : Acquisition et transmission du signal ECG
Après l’implémentation du programme sur la carte, nous allons maintenant besoin à
créer une ‘Channel’ sur Thingspeak pour avoir les identifiants suivant :
myChannelNumber = 312224;
myWriteAPIKey = "ZQXSAEWK95ZGLT2J";
Après le transfert du programme sur notre carte, et la récupération du ID Channel et
aussi le API Key, on peut maintenant visualiser le signal ECG soit localement avec le traceur
série de l’IDE Arduino, soit s ur le Cloud Thingspeak on peut visualiser notre signal ECG.
Figure 55:visualisation du signal ECG sur le Cloud
Figure 54:récupérer Channel ID et API Key de notre espace Cloud
70 Chapitre 5 : Traitement du signal ECG
6. Conclusion
Rappelons que dans ce chapitre nous avons mettre le point sur la partie acquisition et
transmission du signal ECG délivré par le patient, nous commençons tout d’abord par le
prélèvement du signal en utilisant le capteur des pouls ensuite nous allons proposer l’espace
Cloud Thingspeak comme support de transmission , nous avons montré les différents étapes
suivi pour acquérir le signal chez le corps médicale.
71 Chapitre 5 : Traitement du signal ECG
Chapitre 5 :
Traitement du signal ECG
72 Chapitre 5 : Traitement du signal ECG
1. Préambule
De façon général, le traitement du signal est un ensemble de méthodes et techniques
permettant d’extraire le maximum d’information à partir d’un signal traduisant un
phénomène physique donné.
Dans autre cas, il s’agit d’exploiter les données ECG acquise pour en traduire l’état de
santé du patient. Pour cela nous devons dans un premier temps, supprimer ou, tout au moins,
atténuer fortement les bruits tendant à perturber notre si gnal. Par la suite nous devons
choisir des méthodes adéquates qui permettent d’extraire les informations nécessaires à
l’établissement d’un diagnostic fiable.
Divers bruits sont présents dans l'ECG de routine. Parmi les plus importants, on peut
citer :
La dérive de la ligne de base (fréquence < 5Hz),
Les artefacts dus aux mouvements (fréquence 1 -10Hz),
Le secteur et ses harmoniques (fondamental 50 ou 60Hz),
L'EMG et les Hautes Fréquences (fréquence 25 -100Hz).
2. Algorithme suivi po ur le traitement du signa l ECG
Au premier lieu, le sig nal ECG sera récupérer du Cloud T hingspeak, et ensuite on va
appliquer un ensemble des al gorithmes dédié au traitement du signal ECG, d’abord il faut
éliminer les harmoniques due à l’alimentation du secteur, puis la ligne de base et finalement
les fréquences compris entre 25 Hz et 100 Hz.
3. Traitement du bruit d'alimentation 50 Hz
Généralement les signaux ECG sont acquis à l’aide d’un circuit électronique.
L’alimentation de celui -ci est un signal alternatif à une fréquence de 50Hz ou 60Hz suivant
le pays , qui est la source d’interférences parasites. Une sinusoïde d’amplitude plus ou moins
Signal ECG
récupérer du Cloud
Acquisition du
signal ECG sur Matlab
Eliminer les
harmoniques de 50 Hz
Supprimer la ligne de
base
Eliminer les hautes
fréquences
Figure 56:schéma synoptique du traitement du signal
73 Chapitre 5 : Traitement du signal ECG
importante par rapport à l’amplitude du signal échantillonné vient perturber celui -ci. Une
des premières opérations est donc de mettre en place un filtre qui élimine cette composante.
Pour éliminer efficacement les interférences, localisées à une fréquence bien définie et
connue, on peut implanter un filtre qui va éliminer cette composante (fréquence de 50 Hz).
Pour cela il faut :
Etudier la structure du filtre à encoche (filtre numérique) qui permet d’éliminer la
composante (50Hz) sinusoïdale du signal généré précédemment;
Comparer les gabarits de cette cellule obtenus pour diverses valeur s de ε ; tel que ε
est le coefficient de la sélectivité du filtre à encoche;
Faire une analyse comparative des signaux avant et après filtrage.
3.1. Structure du filtre à encoche
Les filtres à encoche (notch filters) peuvent prendre plusieurs formes. La manière la
plus courante de construire ces filtres est de considérer la fonction de transfert :
Soit
𝑧0= 𝑟 𝑒𝑗2𝑓0 Un zéro du numérateur de H(z) tel que:
(𝑧−𝑧0)(𝑧−𝑧0)=𝑧2−2𝑟cos(𝑤0)𝑧+𝑟2
La fréquence « rejetée » du filtre à encoche est alors : 𝑓0=𝒘𝟎
𝟐𝝅
Par identification, on obtient :
On voit donc que les zéros du filtre à encoche sont sur le cercle unité.
Concernant la stabilité du filtre, on observe ses pôles, soit les zéros du dénominateu r.
Si 𝑝0=𝜌𝑒𝑗𝑤𝑝 est un zéro du dénominateur, on a :
d'où
Puisque ρ < 1, le filtre est stable. Notez que les pôles ont mêmes arguments que les
zéros. Le facteur ε est lié à la sélectivité (finesse de la bande rejetée) du filtre ; on montre
que la relation entre la bande coupée à –3dB (∆f) est :
𝟐∆𝐟=√𝟐𝜺
𝝅
74 Chapitre 5 : Traitement du signal ECG
3.2. Les gabarits du filtre à encoche suivant
D’après la simulation effectuée pour construire notre filtre a encoche, nous avons
obten u les résultats suivant :
Pour la 2éme simulation on a changé le coefficient de sélectivité pour comparer les deux
résultats :
Pour notre filtre a encoche, le choix est focalisé à avoir une phase linéaire le maximum
possible .
Si à chaque fois on change on obtient la figure suivante : Figure 57:filtre a encoche pour = 0.99
Figure 58: filtre a encoche pour = 0.1
75 Chapitre 5 : Traitement du signal ECG
Figure 59: Gabarit du filtre a encoche en fonction de
3.3. Application du filtre a encoche sur un signal ECG :
Figure 60:application du filtre à encoche sur un signal ECG bruit
76 Chapitre 5 : Traitement du signal ECG
3.4. La ligne de base
On appelle ligne de base la ligne isoélectrique du cœur ; elle correspond au tracé qui
serai t observé sur un ECG si le cœur n’avait aucune activité électrique. Lorsque l’ECG est
effectué en cabinet, ou pendant les périodes d’enregistrement nocturne du Holter, cette ligne
est le plus souvent horizontale car le patient n’effectue aucun mouvement et le signal est peu
perturbé par le bruit extérieur. En revanche, pendant la journée, les mouvements du patient
modifient les positions relatives des électrodes, de sorte que cette ligne présente une
évolution de la valeur moyenne du signal (ligne présente un tracé ondulé) [9].
Pour l’analyse d’un enregistrement ECG, un œil exercé fait abstraction de cette ligne :
elle est prise comme référence pour étudier la forme et la hauteur des différentes ondes
cardiaques ; néanmoins, dans l’objectif d’un traitement a utomatique d’un tel signal, il est
impératif de la repérer précisément pour fixer le « zéro ». Dans l’algorithme global du
traitement du signal ECG, l’analyse de la ligne de base s’effectue après la détection monopiste
des complexes QRS, et avant la synthè se multipiste. En effet, grâce à la recherche de cette
ligne sur chacune des pistes de l’ECG, on peut obtenir différents indices de fiabilité pour
chacune d’elles ; de même, nous définirons des indices de fiabilité à partir de l’estimation de
bruits à haut e fréquence (HF) et à basse fréquence (BF), indices qui sont nécessaires à la
synthèse multipiste.
La figure en dessus, présente un enregistrement Holter, il est fréquent d’observer une
forte variation de la ligne isoélectrique du cœur (ligne de base), variation principalement
due aux mouvements du patient. Figure 61:tracé ECG et ligne de base
77 Chapitre 5 : Traitement du signal ECG
La ligne de base varie lentement. C’est la raison pour laquelle elle est, en général,
modélisée par un polynôme d’ordre faible. Par conséquent, l’effet de filtrage par la fonction
d’appareil peut être négligé puisque la réponse en fréquence de la ligne de base est beaucoup
plus concentrée dans les basses fréquences. La ligne de base est modélisée par un signal
additif correspondant à un polynôme d’ordres 4 ou 5.
L’ordre du polynôme est choisi aléatoirement de manière équiprobable, et dont les
coefficients sont distribués suivant une gaussienne de moyenne nulle et de variance 1. La
ligne de base contient deux composantes :
Une composante linéaire supprimée par la fonction " detrend " prédéfinie à MATLAB
Une composante non linéaire due généralement à la respiration est estimée puis
supprimée par une interpolation polynomiale .
Figure 62:Simulation d'élimination de la ligne de base
– Autre analyse:
La ligne de base est enfin normalisée en amplitude, notamment en ajoutant une
constante afin que les échantillons du spectre soient d’amplitude positive.
78 Chapitre 5 : Traitement du signal ECG
L’analyse présentée est constituée de deux étapes successiv es : tout d’abord, la
recherche des zones d’inactivités du cœur, c'est -à-dire des périodes pendant lesquelles le
cœur n’a aucune activité électrique (typiquement entre l’onde T d’un battement et l’ onde P
du battement suivant, ou entre l’onde P et une éventuelle onde Q) ; ces périodes se
traduisent, sur l’enregistrement électrique, par des tracés représentant la ligne
isoélectrique. Une interpolation du signal sur ces zones et une extrapolation en de hors de
ces zones permettent d’obtenir une approximation continue de la ligne de base sur tout
l’enregistrement. L'algorithme consiste en l’application d’un filtre particulier possédant une
double propriété : sa localisation en temps et en fréquence. La r éalisation pratique est
effectuée par une convolution du signal ECG avec une fonction gaussienne. Soit s(t) le signal
ECG, et g(t) l’expression temporelle du filtre ; le signal filtré f(t) s’écrit :
Dans les zones d’inactivité, le signal ECG représente l a trace de la ligne isoélectrique ;
Figure 63: Dans les zones inactives, la ligne de base est modélisée par une interpolation linéaire. Dans les zones actives, on
se contente de relier les deux zones inactives adjacentes par une droite. Le signal de ligne de base obtenu consiste donc en
une ligne b
pour en estimer l’évolution temporelle, on effectue donc une interpolation linéaire
conventionnelle sur chacune de ces zones. On obtient ainsi une suite de segments qui
modélisent cette ligne par morceaux disjoints (Figure21). Dans les zones d’activités, l a
variation de la ligne isoélectrique est masquée par les ondes cardiaques : on en fait une
approximation linéaire à l’aide d’une droite joignant les deux extrémités des zones inactives
79 Chapitre 5 : Traitement du signal ECG
voisines. La ligne de base est donc modélisée, sur chacune des pistes, par une ligne brisée
continue. L’obtention d’un signal présentant une ligne de base horizontale, invariable dans
le temps, se fait par simple soustraction au signal ECG de la ligne brisée qui modélise la ligne
de base enregistrée.
3.5. Les bruits de la haute fréquence
On utilise un filtre classique passe -bas de type butherworth (« low -pass ») qui
supprime en mode réel les bruits au -dessus de 60 Hz. Un filtre passe -bas calibré à 60 Hz ou
moins réduit légèrement l'amplitude des QRS et la capacité à détecter de petites déflexions
(micro onde Q, complexes QRS fragmentés). Il lisse davantage le tracé et fait disparaître de
nombreux artefacts rapides .
Figure 64:programme d'élimination du bruit de la haute fréquence
La bande passante recommandée en routine se situe entre 0,05 Hz et plus de 60 Hz
Mais la majorité des appareils du marché proposent des filtres préréglés entre 0,5 et 40 -50
Hz, car le tracé est plus stable, moins parasité et cela donne plus de satisfaction aux
utilisateurs « de base ». C’est le compromis retenu généralement par les utilisateurs qui ne
maitrisent pas les finesses de l’ECG… et acceptent le risque de faux positifs/négatifs, certes
rares, qui peuvent être induits par des filtres inopportuns. Le mieux est de déci der soi -même
d’activer les filtre passe bas ou/et passe haut, en fonction de la qualité du tracé avant
impression.
80 Chapitre 5 : Traitement du signal ECG
3.6. Les bruits de la très basse fréquence
On utilise un filtre classique passe -haut (« high -pass ») qui supprime en mode réel les
bruits en dessous du seuil de 0,05 Hz. Un filtre passe -haut calibré à 0,5 Hz, en temps réel
enregistre/engendre des distorsions du segment ST. En revanche, en mode automatique
(enregistrement analogique puis traitement digital du signal, mode habituel des ECG
modernes) un filtre linéaire numérique est acceptable jusqu’au seuil de 0,67 Hz, car il
supprime les déviations de la ligne de base).Le progra mme suivant regroupe les différentes
phases de traitement et de simulation.
Figure 65:résultat de La simulation de suppression de hautes fréquences
81 Chapitre 5 : Traitement du signal ECG
Figure 66: programme close all;
clear all;
fs = 200; % la frequence d'echantillonnage
% la fonction de transfert du filtre
ep=0.5;
r=(1-ep);
R=r*r;
fo=50;
w0=2*pi*fo;
a=2*cos(w0/fs);
a1=a*r;
num=[1 a 1];
den=[1 a1 R];
% chargement du fichier ECG normal
a1 = load( 'a01m.mat' );
Nbits = 10;
ecg_x = a1.val/(2^Nbits);
t=[0:length(ecg_x) -1];
base_line = 0.2*sin(2*pi*0.3*t/fs);
sin = 0.5*sin(2*pi*50*t/fs);
ecg_xb = ecg_x + sin;
ecg_xbl = ecg_x + base_line ;
ecg_xbb = ecg_xb + base_line ;
%élimination de la composante de 50 Hz
ecg_net_50=filter(num,den,ecg_xbb);
% élimination de ligne de base linéaire
ecg_net_ll=detrend(ecg_net_50);
% élimination de ligne de base non linéaire
opol=15;
[p,s,mu]=polyfit(t,ecg_net_ll,opol);
f_y=polyval(p,t,[],mu);
ecg_clean=ecg_net_ll -f_y;
% affichage
figure(1)
subplot(4,3,1), plot(ecg_x); title( 'le signal ECG normal' );
grid
subplot(4,3,2), plot(sin); title( 'le bruit de 50 hz' );
grid
subplot(4,3,3), plot(ecg_xb); title( 'le signal ECG bruité par 50 Hz' );
grid
subplot(4,3,4), plot(base_line); title( 'le bruit ligne de base' );
grid
subplot(4,3,5), plot(ecg_xbl); title( 'le signal ECG bruité par la ligne de
base');
grid
subplot(4,3,6) , plot(ecg_xbb); title( 'le signal complètement bruité' );
grid
subplot(4,3,[7:9]), plot(ecg_net_50); title( 'le 50 Hz éliminé' );
grid
subplot(4,3,[10:12]), plot(ecg_clean); title( ' élimination de la ligne de
base : Alors le signal ECG final' );
grid
82 Chapitre 5 : Traitement du signal ECG
Figure 67:simulation du processus de traitement du signal ECG
83 Chapitre 5 : Traitement du signal ECG
4. Conclusion
Dans ce chapitre nous avons élaboré un algorithme de traitement du signal ECG, nous
avons essayé d’extraire le maximum d’informations sur le patients, Nous allons commencer par
l’élimination des harmoniques 50 Hz, puis la ligne de base et finalement le bru it de haute
fréquence
84 Conclusi on et Perspective
85 Conclusi on et Perspective
Conclusion et perspective
Dans ce travail nous avons effectué l’étude et conception d’un réseau de capteurs sans fil
dont l’application est la surveillance et le suivi des patients cardiaque s à distance. Nous avons
entamé ce travail par une étude de fonctionnement du système cardiovasculaire et comprendre
l’origine des signaux électriques e nregistrés par l’électrocardiographie. Ainsi que les
pathologies les plus rencontrées. Puis nous avons élaboré une étude sur les réseaux de capteurs
sans fil, nous avo ns commencé par une description de différents constituants, ensuite nous
avons cité les d ifférents domaines d’utilisation, puis nous avons proposé une étude technique
du choix du matériel des différent es unités on appuie sur les solutions possible et convenable a
notre cahier des charges, le quatrième chapitre présente une description des diff érentes étapes
qui permettent le prélèvement, la numérisation et la transmission du signal ECG, pour conclure
nous avons appliqué un algorithme de traitement du signal ECG transmis par le Cloud
Thingspeak pour extraire les différentes informations sur le patient.
A l’issue de cette étude deux points peuvent faire l’objet de perspective de travail :
Le premier point consiste à développer une méthode de traitement permettant
d’extraire plus d’information du signal ECG en détectant, en plus du complexe QRS,
l’onde P , l’onde T et l’intervalle ST.
La deuxième extension possible à ce travail consiste à acquérir et à transmettre à
distance, en plus du signal ECG, d’autres grandeurs physiologiques telles que la
tension artérielle et la température.
86 Annexes
Annexes
1. Annexe 1 : caractéristiques du APDS -9008 :
Ordering Information
Part
Number Packaging
Type Package Quantity
APDS -9008 –
020 Tape and Reel 6-pins Chipled
package 2500
Typical Application Circuit
VCC [1]
APDS -9008
I/O Pins Configuration
Table
Pi
n Sym
bol Descriptio
n
1 VCC VCC
2 NC No Connect
3 NC No Connect
4 GND Ground
5 NC No Connect
Figure 1. Typical application circuit for
APDS -9008 6 Iout Out
Absolute Maximum Ratings
For implementations where case to amb ient thermal resistance is ≤ 50 °C /W
Parameter Symbol Min. Max. Units
Storage Temperature TS -40 85 °C
Supply Voltage V
CC 0 6 V
Recommended Operating Conditions
Parameter Symbol Min. Max. Units Conditions
Operating Temperature TA –
40 85 °C
Supply Voltage V
CC 1.6 5.5 V
.
87 Annexes
Electrical & Optical Specifications (Ta=25 °C)
Parameter Symbol Min. Typ. Max. Units Conditions
Supply Current ICC 42 μA Vcc =1.8V, Lux = 100 (2)
Photo Current (I) I_
PH1 28 40 52 μA Vcc =1.8V, Lux = 100 (2)
Photo Current (II) I_
PH2 44 μA Vcc =1.8V, Lux = 100 (1)
Dark Current I_
DARK 300 nA Vcc =1.8V, Lux = 0
Light Current Ratio I_
PH2/I_
PH1 1.1 Incandescent light / Fluorescent light
Rise Time Tr 5 ms Rl = 1Kohm, Lux = 100
Fall Time Tf 5 ms R1 = 1Kohm, Lux=100
Settling Time T
set 10 ms R1=2.4Kohm,Lux=100
Peak sensitivity wavelength λ 565 nm
Propagation delay Td 5 ms Rl = 1Kohm, Lux = 100
Storage delay Ts 5 ms R1 = 1Kohm, Lux=100
Saturation voltage Vsat 1.5 V R1 = 100Kohm, Lux = 100, Vcc=1.8V
Notes :
1. Illuminance by CIE standard light source (Incandescent lamp)
2. Fluorescence light is used as light source, however, white LED is substituted in a mass production process.
Light Measurement Circuit and Waveforms
I_pulse Pin 1:Vcc
Pin 2,3,5: NC
I_pulse
Pin 6:Iout
APDS -9008
Pin 4: GND
Vout
Tr
Td
Vcc pulse from pulse generator
Vcc
t
Sensor output at load Vout
90 %
t
Tset Tset
88 Annexes
89 Annexes
90 Références
References
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[8] M. Ghamari, B. Janko, R. S. Sherratt, W. Harwin, R. Piechockic, and C. Soltanpur, “A
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Acest articol: i Réseau De Capteurs Sans Fil Appliqué À la surveillance des patients cardiaque Avant -Propos Avant tout, je remercie mon Dieu le tout -puissant pour… [602849] (ID: 602849)
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