capteurs miniatures de pression à fibre optique

CAPTEURS MINIATURES DE PRESSION À FIBRE OPTIQUE :
DÉFIS ET OPPORTUNITÉS DES APPLICATIONS MÉDICALES
Éric Pinet (1), Caroline Hamel (1) & Patrice Benoit (2)
(1) FISO Technologies Inc., 500-195 Avenue Saint-Jean-Baptiste, Québec (Qué.) Canada G2E 5R9
Tél. : (+1) 418-688-8065, Fax. : (+1) 418-688-8067, www.fiso.com
(2) Optoprim, 21-23 rue Aristide Briand, 92170 Vanves, France
Tél. : 33 (0) 1 41 90 61 80, Fax. : 33 (0) 1 41 90 61 89, www.optoprim.com
RÉSUMÉ
L'utilisation de capteurs de pression à fibre optique pour les applications médicales est encore marginale et souvent
mal connue de la communauté médicale. Cependant, en dépit des défis technologiques qui restent à relever, ces capteurs
possèdent d'importants avantages face aux capteurs électromécaniques traditionnels. En premier lieu, leur taille
miniature permet une installation frontale à l'extrémité de cathéters; ainsi peut-on en réduire considérablement le
diamètre par rapport à celui des cathéters à transduction fluidique de la pression. Ensuite ces capteurs sont totalement
insensibles aux perturbations électromagnétiques, ce qui permet notamment leur utilisation continue sous imagerie par
résonance magnétique (IRM) ou en présence des bistouris électriques. Enfin, leurs performances en sensibilité et
fiabilité correspondent parfaitement aux requis médicaux. Ces sondes peuvent être intégrées dans des protocoles
minimalement invasifs tels que la thérapie de contre-pulsation intra-aortique (intra aortic balloon pumping, IABP) ou
bien pour des diagnostics ou du monitoring comme la mesure de la pression intracrânienne, l'urologie, la gynécologie, la
gastroentérologie ou encore les études pré-cliniques sur des petits animaux.
Mots clefs : Capteurs optiques; cathéter instrumenté; chirurgie minimalement invasive; mesures in situ et in vivo; IRM.
INTRODUCTION
L'utilisation de fibres optiques pour les télécommunications est aujourd’hui un acquis établi pour
le grand public. Depuis plus d'une quinzaine d'années ces technologies développées pour ce marché
de masse ont aussi permis l'émergence de nouvelles méthodes de mesure à base de fibre optique.
Les avantages des capteurs à fibre optique sont nombreux : avant tout ils présentent une immunité
intrinsèque aux champs électromagnétiques (micro-ondes, radio fréquence, champs
électromagnétiques élevés…). Ensuite, leur compacité ainsi que leur résistance chimique ou
thermique permettent leur utilisation en aéronautique, avionique, industrie nucléaire ou pétrolière,
génie civil, agro alimentaire etc. Dans le domaine médical, ces capteurs ont à l’évidence un rôle
majeur à jouer notamment pour les protocoles faiblement invasifs. Cependant trop peu
d'applications cliniques ont actuellement vu le jour faute de connaissances et d'acceptation de ces
nouveaux outils par la communauté médicale.
DÉFIS DES APPLICATIONS MÉDICALES
Dans le monde médical, les premiers critères d’acceptation d’une nouvelle technologie sont sa
fiabilité et sa reproductibilité, car elle peut mettre en jeu la vie des patients. Les capteurs sont le plus
souvent intégrés dans des systèmes complexes de diagnostics cliniques ou des thérapies
minimalement invasives. C’est pourquoi leur mise en œuvre dans le domaine médical doit être
abordée dans sa globalité.
Même si leurs caractéristiques suffisent en elles-mêmes à justifier l'utilisation de capteurs à fibres
optiques, plusieurs défis subsistent encore. En termes de fiabilité, les instruments doivent être
conçus et encapsulés pour fonctionner dans un environnement clinique. De surcroît, ces
équipements seront utilisés par du personnel non spécialisé en optique. Leur utilisation doit par
conséquent rester simple et intuitive pour le praticien. Bien souvent ces éléments sont difficiles à
traduire en test de laboratoire, ils doivent être validés par des essais cliniques.
La contamination est un enjeu majeur en médecine. Les instruments chirurgicaux sont
fréquemment à usage unique. Lorsqu’ils sont réutilisables, ils doivent en général résister à des
cycles contraignants de stérilisation par autoclave, qui est le mode de stérilisation présentement le
plus rependu dans les hôpitaux. Tous ces aspects doivent donc être pris en compte, de la conception
du capteur à son intégration dans l’instrument de chirurgie. L’encapsulation doit être en mesure de
protéger la fibre optique et son capteur. Les matériaux utilisés doivent supporter la stérilisation et
prévenir la pénétration d’humidité ou autres contaminants lorsque cela est préjudiciable.
En dehors des requis spécifiques (utilisation de matériaux biocompatibles, résistance à la
stérilisation, stabilité et la précision à long terme du capteur, faible dégradation chimique par les
fluides biologiques, qualifications spécifiques demandées aux instruments médicaux…), la notion
de coût reste une donnée prépondérante, notamment pour les capteurs à usage unique.
À ces contraintes de coût de fabrication, s'ajoute l'obligation de fournir un marché de masse en
assurant une qualité irréprochable. En conséquence, l’automatisation de la production est un gage de
conformité optimale et de traçabilité totale. D'importants efforts dans ce sens ont été réalisés au
cours des dernières années par FISO Technologies qui propose aujourd’hui des capteurs à usage
unique ou répétitif pour diverses applications médicales à haut standard.
CAPTEUR DE PRESSION POUR LA CARDIOLOGIE
Par exemple dans la thérapie de contre-pulsation intra-aortique1-3 (intra aortic balloon pumping,
IABP) qui vise à maintenir la pression cardiaque entre les battements (durant la phase diastolique) et
à abaisser la charge sur le cœur lors de la contraction cardiaque (lors de la phase systolique). Cette
thérapie est principalement utilisée chez les patients montrant des signes de défaillances cardiaques
ou suite à une chirurgie cardiaque. Elle consiste à insérer dans l'aorte, en passant généralement par
l'artère fémorale, un cathéter terminé par un ballon que l'on peut gonfler et dégonfler rapidement
selon le rythme cardiaque. Il est primordial de parfaitement synchroniser le cycle du ballon avec
celui du cœur pour ne pas risquer d'obtenir l'effet contraire à celui recherché. Cette thérapie
développée depuis plus de 30 ans se base actuellement sur une synchronisation à l'aide
d'électrocardiogrammes d'une part, et d'autre part sur la mesure de la pression cardiaque par
transduction fluidique à travers un cathéter vers un capteur électrique extracorporel. Bien que
l’électrocardiogramme permette à lui seul d’identifier les phases du cycle cardiaque, il reste que le
signal électrique produit par un cœur défaillant n'est pas toujours fiable et qui plus est, il peut être
perturbé par l’environnement électromagnétique du patient. La mesure de la pression aortique doit
alors se substituer à celle de l’électrocardiogramme.
150
140
Pression (mmHg)
130
Incisure dicrote
120
110
Pression
moyenne
100
90
Systole
80
Figure 1 : Forme de la pression intra-aortique
simulée par un générateur de pression BioTek 601A (tachycardie, 2 Hz = 120 bpm) et
enregistrée par un capteur de pression à fibre
optique FOP-MIV connecté à un appareil
PM-250.
Diastole
70
0.0
0.2
0.4
0.6
0.8
1.0
Temps (s)
La forme de la courbe de pression et en particulier la localisation temporelle de l’incisure dicrote
(voir Figure 1) sert à l'identification du début de la phase de relaxation du cœur ou phase
diastolique. L'incisure dicrote est en fait une faible diminution de pression aortique causée par un
reflux sanguin partiel vers le cœur causant la fermeture de la valve aortique. C’est à ce moment
précis que le ballon du cathéter doit être gonflé rapidement pour obtenir le résultat escompté. Le
ballon est ensuite dégonflé lorsque la pression aortique s’accentue à nouveau, indiquant la phase de
contraction cardiaque ou phase systolique, dont le début est facilement identifiable.
La méthode de mesure de la pression par transmission fluidique dans un cathéter utilisée jusqu’à
ce jour est sujette à caution : les phénomènes de dynamique des fluides dans une conduite flexible
Pression (U.A.)
de petite dimension peuvent dégrader le signal entre le point de mesure désiré (au niveau de l’aorte)
et le transducteur de pression externe tel que le montre la Figure 2. Ces perturbations proviennent
notamment des variations de pression statique (lorsque par exemple le patient s'assoie), des
vibrations (surtout présentes en situation d'urgence ou lorsque le patient est transporté), de
l’expansion du cathéter, ou de l’amortissement du signal provoqué par la présence inopinée de
bulles d’air dans le cathéter. La combinaison de ces divers facteurs déforme l'allure de la courbe
mesurée au point de la rendre dans certain cas totalement inutilisable à des fins de synchronisation.
Sur la Figure 2, on constate l’impossibilité de localiser l'incisure dicrote à l’extrémité d'un cathéter
de 3 m lorsque celui-ci est agité (graphique du bas), alors que cela n'influence en rien les lectures
effectuées proche du générateur de pression dynamique (graphique du haut). On comprend bien
ainsi l'importance de pouvoir réaliser des mesures in situ de la pression sanguine.
0
0.5
1
1.5
2
2.5
3
3.5
4
Figure 2 : Pression intra-aortique simulée par un
générateur de pression Bio-Tek 601A
(1.5 Hz = 90 bpm) et enregistrée par 2
capteurs de pression FOP-MIV positionnés
aux 2 extrémités d'un cathéter médical
rempli d'eau de 3 m de long qui est agité
pendant 2 s (la ligne verticale indiquant le
début des vibrations). Graphique du haut :
capteur situé proche du générateur de
pression (équivalent à une mesure in situ
dans l'aorte). Graphique du bas : capteur
situé à l'extrémité externe d'un cathéter
(équivalent à une mesure par transduction
fluidique).
Temps (s)
De plus pour des raisons physiques associées aux phénomènes dissipatifs, la taille du cathéter à
transduction fluidique ne peut être réduite à l’envi sans compromettre une mesure adéquate de la
pression artérielle. Il en résulte un diamètre minimal en deçà duquel la mesure est faussée. Cette
limitation majeure provoque un encombrement de l’artère et une restriction du flux sanguin artériel.
Les risques d'ischémie qui en découlent constituent la principale complication de la thérapie IABP.
Le capteur de pression à fibre optique FOP-MIV développé par FISO (Figure 3) est
suffisamment petit (∅ 550 µm) pour être intégré à l'extrémité d’un cathéter IABP4, exactement à
l’emplacement où la mesure de pression est requise. Dans le profil de pression aortique mesurée, la
détection précise de l'incisure dicrote se fait sans ambiguïté (Figure 1 ou graphique du haut de la
Figure 2). La mesure de pression in situ élimine tous les inconvénients de la mesure de pression par
transduction fluidique. De plus elle permet d'utiliser théoriquement un cathéter de diamètre très
inférieur à 7.5 French (soit ∅ 2.5 mm), taille minimale des plus petits cathéters actuels à
transduction fluidique, ce qui en soit constitue une avancée appréciable pour ce genre de thérapie.
Figure 3 : Capteur de pression optique FOP-MIV
(∅ 550 µm) de FISO Technologies disponible
commercialement pour applications médicales
montré ici dans une seringue épidermique
24 gage.
CAPTEUR DE PRESSION POUR LA NEUROLOGIE
Un autre exemple d'application concerne la mesure de la pression intracrânienne5 (PIC) qui est
un paramètre critique à mesurer dans les cas de traumatismes. En effet, 40% des traumatisés
inconscients ont une forte PIC conduisant dans 50% des cas au décès si aucune intervention
palliative n'est réalisée6. Le suivi de la PIC permet d’intervenir rapidement en cas d’augmentation
anormale et de prévenir les accidents7.
Il y a 2 types de mesure de la pression intracrânienne; les ponctions lombaires ou ventriculaires
successives ou le monitoring continu au niveau de la dure-mère ou du troisième ventricule. La
ponction lombaire peut comporter des risques de déplacement de structure cérébrale lors de hautes
pressions soudaines et ne se corrèle pas toujours avec la véritable PIC8. D’autre part la ponction
intra-ventriculaire demande des praticiens plus spécialisés et donc moins disponibles.
Par l’instrumentation de minuscules cathéters (∅ 1.2 mm ou moins) à l'aide d'un capteur de
pression FOP-MIV, il est possible de mesurer in situ la pression avec des techniques minimalement
invasives et donc avec des risques traumatiques réduits. En facilitant l’accès au troisième ventricule
ces petits cathéters permettent le recours au suivi continu de la pression intra-ventriculaire,
considéré comme la méthode de référence pour le suivi de la PIC9. De plus sa facilité de
manipulation permet sa localisation précise.
L’imagerie par résonance magnétique (IRM) permet une excellente visualisation des tissus
mous. On l’utilise généralement pour la visualisation des tissus cérébraux et on l’associe aux tests
de diagnostic et de pronostic des traumatismes crâniens. L’IRM impose de placer les régions
étudiées dans un champ magnétique de très forte intensité, susceptible de perturber les mesures
électriques. Du fait de l’insensibilité intrinsèque aux ondes électromagnétiques, les capteurs à fibre
optiques permettent de poursuivre le contrôle de la pression intracrânienne lors des examens sous
IRM qui, en considérant la préparation du patient, durent parfois quelques heures. De même, les
capteurs optiques permettent le suivi en continu lors d’interventions à l’aide d’outils chirurgicaux
qui rayonnent des ondes électromagnétiques parasites ou volontaires.
CAPTEUR DE PRESSION POUR L'UROLOGIE
La disposition frontale du capteur optique en extrémité de cathéters minuscules permet l’accès à
des structures ou organes que les autres jauges de pression ne permettent pas. Le capteur optique
s’insère dans des espaces exigus sans que celui-ci ne perturbe trop la structure dans laquelle il est
placé. Les tests traditionnels à base de cathéters à transduction fluidique sont souvent limités par
leurs dimensions, perturbatrices pour les observations cliniques sans parler de l'inconfort accru du
patient.
Par exemple la forme allongée des transducteurs piézoélectriques ne permet qu’un
positionnement latéral le long du cathéter. Dans cette disposition, le transducteur peut être influencé
par son contact avec le tissu dans lequel il est inséré et induire des mesures erronées,
particulièrement dans les voies présentant du péristaltisme (système digestif, urinaire…).
La miniaturisation des cathéters de test limite ce genre de perturbations et permet des mesures in
situ sans artefact. Elle offre une amélioration des diagnostics cliniques et permet notamment
d'accéder plus facilement au système urinaire supérieur (uretère et reins) de dimensions moindre que
le système urinaire inférieur (urètre, vessie). Un exemple est la profilométrie de la pression
urétérale10. Cet examen permet l’identification d’un trouble fonctionnel qui consiste en une
contraction asynchrone de l’uretère (voie urinaire conduisant l’urine du rein à la vessie). Ce trouble
est peu fréquent mais grave puisqu’il peut en résulter une hydronéphrose pouvant conduire à une
défaillance rénale majeure. L’uretère est un conduit minuscule et pour étudier son péristaltisme il
faut éviter de le distendre. L’introduction d’un cathéter minuscule avec capteur optique en position
frontale permet une mesure de la progression de l’onde de pression péristaltique sans artéfact et sans
confusion avec la pression générée par la paroi de l’uretère. Ce genre de problématique se retrouve
également dans d'autres types de diagnostic en urologie comme l'urodynamique (permettant de bien
définir les divers types d'incontinence11) ou dans d'autres domaines, comme la gastroentérologie ou
la gynécologie.
CAPTEUR DE PRESSION POUR LA CHIRURGIE ET TESTS PRÉ-CLINIQUES
L’extrême compacité des capteurs à fibre optique et surtout leur immunité aux champs
électromagnétiques, ouvrent la voie à de nouvelles thérapies minimalement invasives ainsi qu'à des
méthodes de diagnostics cliniques extrêmement performantes12. Avec le développement des
interventions minimalement invasives, l’instrument et parfois même le robot se substituent au
chirurgien. Le recours à de tels instruments permet d’intervenir sur un organe avec un champ
opératoire restreint. L’agression chirurgicale, les chocs postopératoires et les durées
d’hospitalisation sont ainsi limités. Ces équipements permettent des mouvements ultra-précis et
éliminent le tremblement de l’opérateur. En revanche, le praticien n’a plus d'accès direct à la
structure opérée, particulièrement par le toucher. Privé de ces informations le chirurgien rencontre
davantage de difficultés pour évaluer l’amplitude de ses mouvements et la pression exercée par
l’instrument sur le tissu au risque de l’abîmer. La force et le déplacement transmis aux outils de
chirurgie s’ajoutent donc aux paramètres traditionnellement évalués dans ce type d’intervention qui
sont la pression et la température. Ici encore l'utilisation de capteurs à fibre optique ouvre des
perspectives technologiques intéressantes, puisqu’ils permettent de mesurer aussi bien la pression
que la température, voire les déplacements (pour plus de détails visiter www.fiso.com).
La miniaturisation du capteur de pression associée à une grande sensibilité et à un temps de
réponse extrêmement bref (on travaille typiquement à des fréquences d’acquisition de 250 Hz à
1 kHz pour les applications physiologiques) permet également une utilisation in vivo dans de petits
animaux de laboratoire tels que des lapins, des rats, des hamsters ou des souris. Ici la problématique
de mesure est différente car la taille des vaisseaux est réduite, et les rythmes cardiaques sont plus
rapides que chez l'homme (typiquement 205 bpm pour le lapin, 328 bpm pour le rat, 450 bpm pour
le hamster et 520 bpm pour la souris contre 90 bpm pour l'homme). Ces études animales
(physiologiques ou comportementales parfois réalisées sous IRM) sont très souvent utilisées comme
modèles cliniques transposables à l'homme. Il est par conséquent primordial d'accéder à des mesures
fiables et d'obtenir des informations localisées (par exemple des variations des paramètres
hémodynamiques induites par l'administration de médications, particulièrement en cardiologie).
Le capteur miniature FOP-MIV développé par FISO Technologies, permet désormais de mesurer
la pression sanguine à l'intérieur même du cœur d'un rat (Figure 4) et d'avoir ainsi accès à des
données impossibles à obtenir auparavant.
P mmHg
Figure 4 : Pression sanguine mesurée sur un rat à l'aide du capteur FOP-MIV. Graphique du haut : pression intraaortique. Graphique du bas : pression intra-cardiaque (ventricule gauche).
CONCLUSION
Il est maintenant clair que les opportunités d’utilisation de capteurs de pression à fibre optique
dans le domaine médical sont nombreuses (cardiologie, neurologie, urologie, chirurgie assistée, tests
sur les petits animaux…).
Cependant, bien que l’essor des télécommunications ait contribuée à la baisse du prix des
composants optiques, le coût d’un capteur optique demeure encore élevé, particulièrement lorsqu’il
s’agit d’instrument à usage unique. Pour cette raison, les mesures par fibre optique se limitent
aujourd’hui aux applications qui tirent avant tout partie de leurs avantages spécifiques : compacité
du capteur, possibilité de positionnement frontal, utilisation de matériaux inertes et biocompatibles,
immunité intrinsèque aux champs électromagnétiques omniprésents dans les salles d’opération ou
en IRM.
En ayant choisi d'automatiser sa production de masse des capteurs de pression FOP-MIV, FISO
Technologies mise sur une réduction des coûts de fabrication, un meilleur contrôle qualité tout en
assurant la traçabilité totale exigée dans le domaine médical.
La maîtrise des coûts de fabrication et les économies d’échelle liées au développement du
marché témoignent d’une maturité industrielle, elles induisent des perspectives sans précédent pour
les capteurs à fibre optique dans le domaine médical.
RÉFÉRENCES BIBLIOGRAPHIQUES
[1]
[2]
[3]
[4]
[5]
[6]
[7]
[8]
[9]
[10]
[11]
[12]
Kantrowitz A. et al. (1968) J. Am. Med. Assoc., Vol. 203(2), pp 135-140, “Initial clinical experience with intraaortic balloon pumping in cardiogenic shock”.
Maccioli G. A. et al. (1988) J. Cardiothoracic Anesthesia, Vol. 2(3), pp 365-373, “The intra-aortic balloon
pump: a review”.
Torchiana D. F. et al (1997) J. Thor. Cardio. Surg., Vol. 113(4), pp 758-769, “Intraaortic balloon pumping for
cardiac support: trends in practice and outcome, 1968 to 1995”.
Pinet É. et al. (2005) Proc. of SPIE (OFS-17, Brugges), Vol. 5855, pp 234-237, “Miniature fiber-optic pressure
sensor for medical applications: an opportunity for intra-aortic balloon pumping (IABP) therapy”.
Reilly P. & Bullock R. (2005) in “Head Injury, Pathophysiology and Management” (Reilly P. & Bullock R.
Eds.) ISBN10 0-340-80724-5.
Miller J. D. et al. (1977) J. Neurosurg., Vol. 47, pp 503–516, “Significance of intracranial hypertension in
severe head injury”.
Marshall L. F. et al. (1979) J. Neurosurg., Vol. 50, pp 26–30, “The outcome with aggressive treatment in
severe head injuries. Part II: Acute and chronic barbiturate administration in the management of head injury”.
Langfitt T. W. et al. (1964) J. Neurosurg., Vol. 21, pp 989–997, “Transmission of increased intracranial
pressure: I. Within the craniospinal axis”.
North B. & Reilly P. (1986) Neurosurg., Vol. 18, pp730-732, “Comparison among three methods of
intracranial pressure recording”.
Ahmed S. (1998) Scand. J. Urol. Nephrol., Vol 32, pp 14–19, “A study of the ureteric pressure profile in the
normal and pathologic ureter”.
Homma Y. et al. (2002) in Incontinence (Abrams P., Cardozo L., Khoury S. & Wein A, Eds.), 2nd International
consultation on incontinence, Paris 2001, ISBN 1 898452 55 5, Chap. 7, pp 317-372, “Urodynamics”.
Hamel C. & Pinet É. (2006) Proc. SPIE (BIOS, San Jose) paper #6083-5 (sous presse) “Temperature and
pressure fiber-optic sensors applied to minimally invasive diagnostics and therapies”.