ii UNIVERSITÉ DE MONTRÉAL ALARME DE CONDITIONNEMENT
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ii UNIVERSITÉ DE MONTRÉAL ALARME DE CONDITIONNEMENT ULTRASONORE PROGRAMMABLE POUR LE TRAITEMENT DE L’ÉNURÉSIE ALEXANDRE BEAUCHAMP-PARENT DÉPARTEMENT DE GÉNIE ÉLECTRIQUE ET DE GÉNIE INFORMATIQUE ÉCOLE POLYTECHNIQUE DE MONTRÉAL MÉMOIRE PRÉSENTÉ EN VUE DE L’OBTENTION DU DIPLÔME DE MAÎTRISE ÈS SCIENCES APPLIQUÉES (GÉNIE ÉLECTRIQUE) AVRIL 1999 Alexandre Beauchamp-Parent, 1999. iii UNIVERSITÉ DE MONTRÉAL ÉCOLE POLYTECHNIQUE DE MONTRÉAL Ce mémoire intitulé : ALARME DE CONDITIONNEMENT ULTRASONORE PROGRAMMABLE POUR LE TRAITEMENT DE L’ÉNURÉSIE Présenté par : BEAUCHAMP-PARENT Alexandre En vue de l’obtention du diplôme de : Maîtrise ès sciences appliquées a été dûment accepté par le jury d’examen constitué de : M. BOIS Guy, Ph.D., président M. SAWAN Mohamad, Ph.D., membre et directeur de recherche M. NERGUIZIAN Chahé, M.Eng., membre iv DÉDICACE À Gertrude B. Bryan, sans qui rien ne fût… v REMERCIEMENTS Je voudrais exprimer mes plus sincères remerciements à mon directeur de recherche, M. Mohamad Sawan, professeur au département de génie électrique et génie informatique de l’École Polytechnique de Montréal, qui a toujours su m’écouter et me conseiller avec diligence. Sa rigueur au travail, ainsi que sa motivation quotidienne pour le développement d’idées nouvelles, m’auront grandement inspiré ces deux dernières années. Je tiens aussi à remercier les membres du jury et professeurs à l’École Polytechnique, M. Guy Bois et M. Chahé Nerguizian, pour avoir accepté de participer à l’examen de ce mémoire. De la même façon, je remercie la compagnie Alliance Medical Inc., et plus particulièrement son président M. Karim Menassa, pour le financement d’un projet aussi stimulant. Ma reconnaissance va également à ses employés (et futurs collègues de travail) qui m’ont offert le support technique indispensable pour la concrétisation de ce projet. Je ne pourrais passer sous silence les bons moments passés en compagnie de mes collègues et associés de recherche de l’équipe PolyStim. Mes remerciements aussi à Gaétan Décarie, technicien de l’École Polytechnique, pour sa contribution à la réalisation vi du premier prototype. Finalement, je voudrais remercier tous mes ami(e)s, ainsi que ma famille, qui ont été présents durant ce joyeux périple. vii RÉSUMÉ Au Canada, plus de 300 000 enfants souffrent d'énurésie nocturne1. Bien que ce malaise soit sans danger pour la santé, il provoque régulièrement des troubles d’ordre émotionnel et affectif. La thérapie comportementale de l’alarme de conditionnement est, jusqu’à ce jour, la plus fréquemment prescrite par les urologues et pédiatres car elle est la seule à offrir une guérison durable lorsque terminée. Cette thérapie qui conditionne graduellement la vessie de l’enfant à associer le réveil à la miction ne prévient toutefois pas les fuites d’urine durant la période de traitements. En effet, les alarmes de conditionnement commerciales utilisent des électrodes dans les sous-vêtements et déclenchent une alarme qui réveille l’enfant avec le début de la miction. Ce mémoire de maîtrise propose et décrit la conception et la réalisation d’une alarme de conditionnement ultrasonore reconfigurable, qui estime le volume vésical de l’enfant afin de le réveiller avant le début de la miction. La prédiction de la miction est basée sur l’estimation noninvasive de la profondeur vésicale à l’aide d’un cristal ultrasonore excité dans le mode pulse/écho. L’alarme de conditionnement utilise un contrôleur rapide qui commande l’excitation de la sonde et la détection des échos. Le contrôleur emploie une technique d’amplification sélective pour localiser les parois vésicales et effectue le traitement numérique des échos détectés afin de déclencher l'alarme uniquement lorsque les résultats sont reproduits durant au moins cinq cycles consécutifs de mesures (orientation stable de la sonde). En outre, une interface usager assure la calibration du dispositif selon la viii morphologie de l’enfant. Finalement, un écran LCD affiche les résultats obtenus afin de valider le fonctionnement de l’alarme avant et pendant les tests cliniques. 1 Ce nombre s’élève à trois millions aux États-Unis. ix ABSTRACT Nocturnal enuresis (bed-wetting) is a common disorder for children between the ages of 5 and 15. Though the problem usually clears up on its own, nocturnal enuresis sometime leads to serious psychological and social consequences if not dealt with properly. Behavior modification approaches, such as the enuresis alarm system, have been clinically proven to be the only nocturnal enuresis treatment strategy with persistent effectiveness. Available enuresis alarm systems, which condition the child to anticipate micturition, do not prevent bed-wetting during therapy. This master’s thesis describes a new reconfigurable and miniaturized version of an ultrasonic monitor that wakens the patient a short time before his bladder reaches a critical volume (start of micturition). The detection approach is based on the estimation of the bladder’s depth using a single, costeffective transducer excited in a pulse/echo mode. The device’s architecture is designed around the use of a controller which respectively excites the transducer to generate the emitting ultrasound beam and detects echoes reflected by the patient’s abdominal interfaces. Furthermore, a time-window amplification technique is used to locate the bladder walls. When the bladder reaches a critical depth, the controller activates the alarm when measurements are reproduced over several exciting cycles (stable probe orientation). The enuresis alarm system is reconfigurable to adjust the threshold depth according to the child’s bladder morphology. A 4X16 character LCD screen has been implemented to validate measurements performed during the upcoming clinical evaluation of the device. x TABLE DES MATIÈRES DÉDICACE................................................................................................................................................. IV REMERCIEMENTS....................................................................................................................................V RÉSUMÉ....................................................................................................................................................VII ABSTRACT ................................................................................................................................................ IX TABLE DES MATIÈRES............................................................................................................................X LISTE DES FIGURES..............................................................................................................................XII LISTE DES TABLEAUX ......................................................................................................................XVII LISTE DES ANNEXES ....................................................................................................................... XVIII INTRODUCTION ........................................................................................................................................ 1 CHAPITRE I ................................................................................................................................................ 5 1 PROBLÉMATIQUE DE L’ÉNURÉSIE ........................................................................................... 5 1.1 PROCESSUS URINAIRE ....................................................................................................................... 5 1.1.1 Anatomie du système urinaire................................................................................................. 6 1.1.2 Processus de miction .............................................................................................................. 7 1.1.3 Morphologie de la vessie ........................................................................................................ 9 1.2 DESCRIPTION DU MALAISE .............................................................................................................. 13 1.3 THÉRAPIES ACTUELLES ................................................................................................................... 18 1.3.1 Médication ............................................................................................................................ 20 1.3.2 Alarme de conditionnement .................................................................................................. 22 1.4 INNOVATION THÉRAPEUTIQUE PROPOSÉE........................................................................................ 24 CHAPITRE II............................................................................................................................................. 26 2 MÉTHODOLOGIE DES TRAVAUX............................................................................................. 26 2.1 TECHNIQUE D’ESTIMATION DU VOLUME VÉSICAL ........................................................................... 27 xi 2.1.1 Considérations pratiques...................................................................................................... 28 2.1.2 Théorie des ultrasons............................................................................................................ 36 2.2 REVUE DES TRAVAUX ANTÉRIEURS ................................................................................................. 46 2.3 APERÇU DE LA NOUVELLE ALARME DE CONDITIONNEMENT ULTRASONORE .................................... 55 CHAPITRE III ........................................................................................................................................... 61 3 CONCEPTION ET RÉALISATION DE LA NOUVELLE ALARME........................................ 61 3.1 DÉMARCHES ................................................................................................................................... 61 3.2 CALCULS PRÉLIMINAIRES ................................................................................................................ 64 3.3 RÉALISATION MATÉRIELLE ............................................................................................................. 76 3.3.1 Alimentations DC ................................................................................................................. 76 3.3.2 Émetteur ............................................................................................................................... 79 3.3.3 Récepteur.............................................................................................................................. 85 3.4 RÉALISATION LOGICIELLE ............................................................................................................... 89 CHAPITRE IV.......................................................................................................................................... 102 4 SYNTHÈSE DES TESTS ET RÉSULTATS ................................................................................ 102 4.1 VALIDATION DES ÉTAGES ÉLECTRONIQUES ................................................................................... 102 4.1.1 Alimentations DC ............................................................................................................... 103 4.1.2 Émetteur ............................................................................................................................. 105 4.1.3 Récepteur............................................................................................................................ 114 4.2 VALIDATION DU FONCTIONNEMENT SUR UN ADULTE .................................................................... 121 4.3 COMPLÉMENTS DES RÉSULTATS .................................................................................................... 124 CONCLUSION ......................................................................................................................................... 126 RECOMMANDATIONS .............................................................................................................................. 128 RÉFÉRENCES ......................................................................................................................................... 131 xii LISTE DES FIGURES Figure 1.1 Appareil urinaire formé des reins, des uretères, de la vessie et de l’urètre (Dugas, 1979). ..................................................................................... 7 Figure 1.2 Morphologie du système urinaire et illustration des deux sphincters. Le sphincter interne, situé dans le col vésical, est commandé par voie réflexe autonome (involontaire) par le système nerveux parasympathique. Le sphincter externe (volontaire) est stimulé par les nerfs honteux (tirée de Moore, 1992). ........................................................ 8 Figure 1.3 Position de la vessie chez le genre masculin (plan sagittal). Le plancher vésical est situé au niveau de la symphyse pubienne. Le sommet du fundus de la vessie peut atteindre le niveau du nombril au moment de la miction (Moore, 1979)........................................................ 10 Figure 1.4 La vessie vide d’un enfant est située dans la cavité abdominale audessus de la symphyse pubienne (tirée de Moore, 1979)............................... 10 Figure 1.5 Contours de la vessie (plan sagittal) de quatre sujets différents au moment de la miction (trait plein) et après l’évacuation de l’urine (trait pointillé). ............................................................................................... 12 Figure 1.6 Histogramme illustrant le pourcentage des enfants souffrant d’énurésie en fonction de l’âge (London Enuresis Clinic, 1998). ................. 15 Figure 1.7 Histogramme illustrant le pourcentage de guérison de l’énurésie par les thérapies de l’imipramine, du DDAVP et de l’alarme de conditionnement à deux moments différents ((Monda et Husmann, 1995). ............................................................................................................. 23 Figure 2.1 Illustration des deux plans (sagittal et transversal) à partir desquelles le volume vésical est estimé par imagerie médicale (Williot, 1988). ............ 31 Figure 2.2 Paramètres utilisés par Hartnell (1987) pour estimer le volume vésical par imagerie médicale. ....................................................................... 33 xiii Figure 2.3 Modélisation de la vessie d’un enfant proposée par Williot (1988). .............. 33 Figure 2.4 Illustration des seize orientations de la sonde pour balayer le plan sagittal (tirée de Kruczkowski, 1990). ........................................................... 36 Figure 2.5 Principe de l’évaluation de la distance séparant deux interfaces (Christensen, 1988). ....................................................................................... 40 Figure 2.6 Architecture d’un appareil ultrasonique fonctionnant dans le mode A (Christensen, 1988). ....................................................................................... 40 Figure 2.7 Schéma d’une sonde ultrasonore composée d’un élément piézoélectrique (Christensen, 1988). ...................................................................... 42 Figure 2.8 Comportement du faisceau d’ultrasons émis par un transducteur sans lentille focale (Christensen, 1988). ................................................................ 43 Figure 2.9 Illustration de l’amélioration de la résolution latérale d’un transducteur muni d’une lentille focale (Christensen, 1988). ........................ 44 Figure 2.10 Illustration des deux types de configuration d’affichage (Christensen, 1988). ....................................................................................... 46 Figure 2.11 Illustration de l’approche initialement utilisée pour prédire la miction. a) la vessie est vide et aucun écho est détecté. b) la vessie atteint un volume critique et deux échos sont réfléchis. ................................ 47 Figure 2.12 Architecture du dispositif développé par Pétrican (1998). ........................... 48 Figure 2.13 Illustration de la technique d’amplification sélective des échos provenant uniquement du mur postérieur de la vessie (tirée de Pétrican, 1998). .............................................................................................. 51 Figure 2.14 Illustration de la nouvelle approche d’estimation basée sur la mesure de la profondeur vésical..................................................................... 58 Figure 2.15 Architecture de la nouvelle alarme de conditionnement. Un contrôleur rapide et peu coûteux estime la profondeur vésicale et valide le déclenchement de l’alarme.............................................................. 60 Figure 3.1 Exemple de morphologie abdominale d’un enfant dont la vessie est pleine permettant d’estimer le temps de propagation de l’onde xiv acoustique au travers différentes interfaces situées entre la sonde et le mur postérieur. ........................................................................................... 66 Figure 3.2 Illustration des différentes couches formant la sonde ultrasonore.................. 75 Figure 3.3 Schéma du circuit d’alimentation de 15 V utilisant un convertisseur DC/DC et une pile alcaline de 9 V................................................................. 77 Figure 3.4 Schéma électrique du convertisseur DC/DC générant une tension DC maximale de 200 V pour l’excitation du transducteur................................... 80 Figure 3.5 Schéma électrique du générateur d’impulsions. ............................................. 82 Figure 3.6 Schéma électrique du récepteur composé de l’étage d’amplification, du démodulateur et de l’étage de détection des échos. .................................. 85 Figure 3.7 Schéma bloc des étages commandés par le contrôleur. .................................. 90 Figure 3.8 Organigramme illustrant le déroulement du programme effectué par le contrôleur. .................................................................................................. 93 Figure 3.9 Organigramme illustrant le rôle du contrôleur lors de l’excitation de la sonde. ......................................................................................................... 96 Figure 3.10 Organigramme illustrant le rôle du contrôleur lors de la détection des échos. ....................................................................................................... 98 Figure 3.11 Organigramme illustrant le traitement numérique effectué par le contrôleur après la détection des échos.......................................................... 99 Figure 3.12 Affichage de la profondeur critique ajustée par l’usager lorsque le dispositif est dans le mode calibration. ........................................................ 101 Figure 3.13 Affichage des résultats obtenus lorsque le dispositif opère dans le mode alarme. Le contenu de l’écran est mis à jour à la fin de chaque cycle d’excitation. On y retrouve la profondeur vésicale estimée, le nombre d’échos détectés et, pour les trois premiers, le temps écoulé depuis l’excitation de la sonde et leur détection. ......................................... 101 Figure 4.1 Illustration de la détection d’une pile à faible voltage. Le contrôleur active l’alarme ultrasonore lorsque la tension d’entrée est inférieure à 7.69 V. ....................................................................................................... 104 xv Figure 4.2 Durée d’activation du convertisseur DC/DC lors de la mise soustension du dispositif pour trois hautes tensions sélectionnées par l’usager......................................................................................................... 107 Figure 4.3 Durée d’activation du convertisseur DC/DC entre chacun des cycles d’excitation du transducteur dont la période est fixée à deux secondes. ...................................................................................................... 108 Figure 4.4 Illustration de la variation de la durée du pulse d’excitation commandé par le contrôleur......................................................................... 109 Figure 4.5 Illustration de l’amplitude du pulse d’excitation en fonction de plusieurs charges résistives. ......................................................................... 110 Figure 4.6 Illustration de la protection du « high-side driver » contre un voltage négatif survenant aux bornes d’une charge inductive pulsée (transducteur de 1 MHz). ............................................................................. 110 Figure 4.7 Amplitude d’excitation en fonction de la durée du pulse appliqué sur le transducteur de 1 MHz. ............................................................................ 111 Figure 4.8 Illustration de l’atténuation de la deuxième période du signal ultrasonore en fonction de la durée du pulse d’excitation. .......................... 112 Figure 4.9 Pulse d’excitation du transducteur de 3.5 MHz............................................ 113 Figure 4.10 Analyse AC de l’étage d’amplification. ..................................................... 116 Figure 4.11 Illustration du fonctionnement de l’étage d’amplification sur un milieu de propagation idéal (sans atténuation) à l’aide du transducteur de 3.5 MHz. Le signal VEXC correspond à l’amplitude des échos captés aux bornes du transducteur. Les signaux VAMP-min et VAMP-max sont les échos amplifiés lorsque le gain est respectivement de 20 dB et 30 dB. .............................................................. 118 Figure 4.12 Illustration du fonctionnement du détecteur d’enveloppe lorsque le signal démodulé est VAMP-max. L’usager peut modifier la contante de décharge à l’aide du potentiomètre POT4. VDEM-min et VDEM-max correspondent à l’enveloppe des échos amplifiés lorsque le gain est xvi de 30 dB et que l’usager modifie respectivement τDÉCHARGE de 5 µs à 15 µs............................................................................................................. 119 Figure 4.13 Illustration du fonctionnement du détecteur d’échos lorsque le signal démodulé est VDEM-min (τDÉCHARGE = 5 µs). L’usager peut modifier l’amplitude du seuil de détection critique à l’aide du potentiomètre POT5. ECHOmax illustre le cas où la résolution axiale est privilégiée au détriment de la détection d’échos de faibles amplitudes. ................................................................................................... 120 Figure 4.14 Illustration de la détection des murs vésicaux d’un adulte à l’aide de la sonde de 3.5 MHz. ................................................................................... 122 Figure 4.15 Illustration de la détection des murs vésicaux d’un adulte à l’aide de la sonde de 1 MHz. ...................................................................................... 123 Figure 4.16 Photo de la première version de l’alarme de conditionnement. Le prototype fut intégré sur un circuit imprimé de quatre couches. Les composants électroniques sont situés sur les deux cotés du PCB afin de minimiser le volume du dispositif........................................................... 125 xvii LISTE DES TABLEAUX Tableau 3.1 Évaluation des paramètres acoustiques des milieux de propagation illustrés à la Figure 3.1................................................................................... 66 Tableau 3.2 Évaluation des temps de propagation de l’onde aux travers les différentes interfaces de la région abdominale illustrées à la Figure 3.1................................................................................................................... 67 Tableau 3.3 Temps écoulé depuis l’excitation du transducteur lors de la détection des échos provenant des interfaces de la Figure 3.1....................... 69 Tableau 3.4 Caractéristiques des deux transducteurs utilisés pour tester le dispositif expérimentalement. ........................................................................ 74 Tableau 3.5 Description du rôle des composants électroniques utilisés dans la conception de l’alimentation de 15 V. ........................................................... 78 Tableau 3.6 Description du rôle des composants électroniques utilisés dans la conception du convertisseur DC/DC.............................................................. 81 Tableau 3.7 Description du rôle des composants électroniques utilisés dans la conception du générateur d’impulsions. ........................................................ 84 Tableau 3.8 Description du rôle des composants électroniques utilisés dans la conception du récepteur (étage d’amplification, démodulateur, détecteur d’échos). ......................................................................................... 87 Tableau 3.9 Description des fonctions de l’interface usager lors de la validation clinique du dispositif...................................................................................... 91 Tableau 4.1 Liste des appareils utilisés lors de la conception du dispositif................... 103 xviii LISTE DES ANNEXES Annexe A Schémas électriques détaillés………………………………………………139 Annexe B Codes de programmation assembleur………………………………………146 Annexe C Aperçu de la validation clinique……………………………………………189 Annexe D Description des nouveaux paramètres de calibrage…………………….….193 1 INTRODUCTION Quoique l’incontinence nocturne soit un malaise sans danger pour la santé physique, il nuit certainement à l’évolution psychologique et émotionnelle des enfants. Pour cette raison, la plupart des énurétiques âgés de six ans et plus suivent une thérapie destinée à remédier graduellement à cette fâcheuse situation. Il existe actuellement divers traitements pour corriger ce problème, mais ils comportent tous un ou plusieurs inconvénients importants. Prenons, notamment, la thérapie qui utilise une alarme pour conditionner l’enfant énurétique à se réveiller immédiatement après le début du processus de miction. À l’évidence, ces alarmes ne préviennent pas les fuites d’urine puisqu’elles emploient des électrodes détectant l’humidité dans le sous-vêtement de l’enfant. Plusieurs études s’emploient à décrire l’efficacité des thérapies actuelles et elles considèrent le conditionnement de la vessie, à l’aide d’une telle alarme, comme la solution durable et satisfaisante au problème de l’énurésie nocturne. À notre avis, sa lacune principale réside dans son incapacité, durant la thérapie, à réveiller l’enfant avant qu’il mouille son lit. Ce mémoire décrit justement la conception et la réalisation d’une alarme de conditionnement ultrasonore miniaturisée, mais prédisant le début du processus de miction des enfants énurétiques. S’appuyant sur l’approche thérapeutique des alarmes de conditionnement traditionnelles, notre dispositif ultrasonore réveille toutefois l’enfant avant le début de la miction afin qu’il évite de mouiller son lit. Pour illustrer la portée de l’innovation thérapeutique proposée dans le cadre de cet ouvrage, nous démontrerons au premier chapitre les avantages de l’utilisation de notre alarme de conditionnement ultrasonore. 2 Plus spécifiquement, notre alarme permet d’une part, l’atténuation de la souffrance psychologique et émotionnelle subie par les enfants énurétiques et d’une autre part, la réduction probable de la durée des traitements actuels. Afin d’assurer une meilleure compréhension de la technique développée pour prédire la miction, nous débuterons le premier chapitre avec une description anatomique du système urinaire. Puis nous expliquerons le processus de la miction, ainsi que la morphologie de la région abdominale, tout particulièrement la position, la forme et le volume de la vessie. Notre objectif étant l’amélioration de la thérapie la plus souvent recommandée par les urologues et pédiatres, notre démarche nous mènera tout naturellement à traiter de l’approche proposée pour réveiller l’enfant avant la miction. Le second chapitre explicitera donc les différentes techniques d’estimation du volume vésical et illustrera les critères spécifiques de notre application dans le but de justifier clairement le choix des ultrasons. Une initiation à la théorie des ultrasons suit pour illustrer l’utilisation clinique traditionnelle d’estimation du volume d’urine contenue dans la vessie. Nonobstant le fait que notre dispositif s’inspire d’un ancien prototype développée par notre équipe de recherche, notre contribution réside dans l’architecture électronique proposée qui augmente significativement la précision et la fiabilité de la prédiction de la miction. En effet, la version initiale prédisait la miction par la détection du mur postérieur de la vessie lorsque cette dernière atteignait un volume critique prédéterminé. Toutefois, l’architecture électronique totalement analogique de cette alarme ne validait pas la provenance de l’écho détecté, à savoir le mur postérieur de la vessie. Conséquemment, 3 tout mouvement sur la sonde, même ceux provoqués par la simple respiration de l’enfant, rendait l’alarme peu fiable pour la détection de cette interface. La pauvreté des résultats cliniques obtenus lorsque l’orientation de la sonde était instable nous a obligé à concevoir une toute nouvelle architecture électronique miniaturisée. Pour augmenter la fiabilité 2 de cette première version, tout en conservant un coût et un volume similaire, notre nouvelle alarme de conditionnement utilise un contrôleur rapide qui détermine l’instant propice pour déclencher l’alarme. En outre, ce contrôleur améliore la précision3 de l’estimation du volume vésical en ce qu’il traite tous les échos détectés et non seulement celui provenant du mur postérieur de la vessie. Les critères de sélection du contrôleur seront explicités au chapitre 3 à l’aide d’un exemple qui illustre le temps de propagation d’une onde ultrasonore aux travers différentes interfaces de la région abdominale d’un enfant. Afin d’optimiser l’efficacité des tests cliniques prévus pour le mois de mai, nous avons procédé à la conception de deux transducteurs, dont les spécifications privilégient la profondeur de pénétration plutôt que la résolution axiale. L’architecture électronique, composée de deux alimentations DC (5 V et 15 V), d’un émetteur pour l’excitation de la sonde, d’un récepteur pour la détection des échos et d’une interface usager4 pour le calibrage du dispositif selon la morphologie de l’enfant, est décrite au chapitre 3. Nous en profiterons, par ailleurs, pour 2 Nous entendons par fiabilité, la possibilité de détecter et rejeter les résultats erronés (les mesures sont destinées à ne pas être constamment reproduites dans le temps). 3 Nous entendons par précision, le temps écoulé entre le réveil de l’enfant et le début réel du processus de miction. 4 Les paramètres de calibrage, programmés à l’aide de l’interface usager, sont affichés sur un écran à cristaux liquides qui n’est pas porté par l’enfant durant la nuit. 4 expliquer le rôle de chacun des composants utilisés dans la conception matérielle de notre alarme de conditionnement. Une description de la conception logicielle démontrera, à l’aide d’organigrammes, le déroulement du programme qui assure l’excitation de la sonde, la détection des échos et l’estimation de la profondeur vésicale. Le chapitre 4 est, quant à lui, destiné à rapporter les résultats obtenus à la suite de la validation expérimentale de ces étages électroniques. Nous démontrerons que notre alarme réussit à détecter les parois vésicales d’un adulte dont la morphologie présente des conditions de propagation et de réflexions moins propices que celles rencontrées chez les enfants. Finalement, le mémoire se terminera avec des recommandations commercialisation de notre alarme de conditionnement. visant la 5 CHAPITRE I 1 PROBLÉMATIQUE DE L’ÉNURÉSIE Le but de ce chapitre consiste à illustrer la problématique de l’incontinence nocturne chez les enfants. Pour y arriver, nous procéderons à la description des organes du système urinaire de l’être humain, pour ensuite expliquer le processus de la miction assurant l’élimination de l’urine emmagasinée dans la vessie. Nous décrirons également la morphologie de la vessie afin de justifier clairement les démarches poursuivies lors de ce projet. Ensuite, nous définirons l’énurésie (incontinence) et présenterons les causes et les conséquences de ce problème très répandu chez les enfants, tout en explicitant les avantages et les inconvénients des thérapies basées jusqu’alors sur la médication et l’alarme de conditionnement. Finalement, nous introduirons l’innovation thérapeutique proposée dans le cadre de ce projet. 1.1 Processus urinaire Nous débuterons cette section par la description de l’ensemble du système urinaire composé des reins, des uretères, de la vessie et de l’urètre. Ainsi, nous verrons les organes impliqués depuis la formation de l’urine au niveau des reins jusqu’à son élimination par l’urètre. Ensuite, nous définirons la miction car ce terme est utilisé tout le long de ce texte. Nous terminerons cette section par l’illustration de la morphologie de la vessie, c’est-à-dire sa position, sa forme et son volume. 6 1.1.1 Anatomie du système urinaire Les reins5, situés dans la paroi postérieure de la cavité abdominale, régularisent la quantité d’eau présente dans le corps et filtrent le sang pour en extraire les toxines (Figure 1.1). L’urine quitte les reins par deux uretères6, reliés sur la face postérieure de la vessie aux orifices urétéraux. Notez bien que l’urine ne remonte jamais dans les uretères puisque ceux-ci se contractent sous l’effet de la pression vésicale. Quant à la vessie, elle est un organe musculaire qui accumule l’urine formée au niveau des reins. Elle est composée d’une part par une section appelée fundus qui sert de réservoir pour emmagasiner l’urine et, d’autre part, par un col vésical7 qui prend la forme d’un entonnoir relié à l’urètre. L’urètre est le conduit par lequel l’urine est évacuée du corps humain. Autour de l’urètre se trouve deux sphincters contrôlés lors de la miction. Le premier, constitué de muscles lisses situés à l’intérieur du col vésical, est innervé par les fractions parasympathiques du système nerveux autonome (sphincter interne) alors que le second, composé de muscles striés, est innervé par des fibres volontaires (sphincter externe). 5 Organes en forme de haricot mesurant environ 12 cm de longueur, 6 cm de hauteur et 3 cm d’épaisseur. Tube musculaire de 5 mm de diamètre dont la longueur est de 20 à 30 cm. 7 Le col vésical mesure de 2 à 3 cm. 6 7 Figure 1.1 Appareil urinaire formé des reins, des uretères, de la vessie et de l’urètre (Dugas, 1979). 1.1.2 Processus de miction La miction, définie comme étant l’évacuation de l’urine contenue dans la vessie, repose sur deux composantes nerveuses : l’une involontaire et l’autre volontaire (Figure 1.2). Avant que les parois de la vessie se distendent, le sphincter interne serre le col vésical pour empêcher les fuites d’urine. Lorsque les mécanorécepteurs, situés sur le fundus de la vessie, détectent que les parois vésicales sont étirées, par voie de réflexe, le système 8 parasympathique provoque la contraction du sphincter interne (miction involontaire) par la stimulation du muscle détrusor situé dans le col vésical. Ainsi, le réflexe involontaire de la miction assure l’ouverture du col vésical. L’évacuation de l’urine est donc assurée par la contraction des muscles abdominaux et l’ouverture volontaire du sphincter externe via les nerfs honteux (miction volontaire). Figure 1.2 Morphologie du système urinaire et illustration des deux sphincters. Le sphincter interne, situé dans le col vésical, est commandé par voie réflexe autonome (involontaire) par le système nerveux parasympathique. Le sphincter externe (volontaire) est stimulé par les nerfs honteux (tirée de Moore, 1992). 9 1.1.3 Morphologie de la vessie À la section 2.3, nous expliquerons notre approche pour prédire la miction basée sur l’estimation du volume vésical à l’aide d’un transducteur orienté pour mesurer la profondeur de la vessie. Pour prédire la miction, la distance caractéristique mesurée entre les murs antérieur et postérieur de la vessie doit être représentative du volume vésical. Afin d’optimiser la corrélation entre la profondeur et le volume vésical, nous devons positionner adéquatement la sonde, ce qui nous oblige à décrire au préalable la morphologie vésicale (position, forme et volume) et ce, en fonction de l’âge de la personne et du volume d’urine contenu dans la vessie. La vessie est un organe musculaire creux se trouvant dans la cavité pelvienne. En pratique, chez le mâle adulte, elle est située devant le rectum et derrière la symphyse pubienne (Figure 1.3). Chez la femme adulte, elle est derrière la partie supérieure du vagin et devant l’utérus. Vide, la vessie d’un adulte ressemble à un ballon dégonflé se trouvant dans la région pelvienne mineure, derrière et légèrement au-dessus de l’os pubien. Lorsque la vessie se remplit, son sommet monte dans la région pelvienne majeure, parfois jusqu’au niveau du nombril. La vessie vide d’un jeune enfant se trouve entièrement dans la cavité abdominale (Figure 1.4). À mesure que l’enfant grandit, la vessie descend progressivement derrière le pubis. À l’âge de six ans, la vessie se trouve dans la région pelvienne majeure. Ce n’est pas avant la puberté que la vessie atteint la région pelvienne mineure. Il est par conséquent difficile de définir la position exacte de la vessie puisqu’elle dépend de l’âge et du volume d’urine. Cependant, la position de cet 10 organe chez le jeune enfant facilite l’estimation de son volume puisqu’il n’est pas caché par l’os pubien. Figure 1.3 Position de la vessie chez le genre masculin (plan sagittal). Le plancher vésical est situé au niveau de la symphyse pubienne. Le sommet du fundus de la vessie peut atteindre le niveau du nombril au moment de la miction (Moore, 1979). Figure 1.4 La vessie vide d’un enfant est située dans la cavité abdominale au-dessus de la symphyse pubienne (tirée de Moore, 1979). 11 La forme de la vessie est difficilement déterminable car elle est unique à l’individu, et qu’elle dépend de la position du sujet (couché/debout/assis) et du volume d’urine. Pleine, la vessie a une forme plus ou moins ovale. La dilatation de la vessie s'effectue de façon relativement uniforme grâce aux trois couches musculaires dont elle est entourée. Une étude réalisée par Hartnell et al. (1987) affirme que la vessie ne possède aucune forme prédéterminée. La Figure 1.5 illustre la variation de la forme de la vessie à deux moments différents, pour quatre sujets masculins (plan sagittal). Le contour fait de traits continus démontre la forme de la vessie avant la miction, alors que celui tracé en pointillé représente la vessie après la miction. On constate que la forme de la vessie varie dans le temps, en fonction du volume d’urine, et ce d’un individu à l’autre. Il est important de noter que le haut de la vessie monte progressivement vers la tête du patient lorsque le volume d’urine augmente. De plus, on constate une augmentation de la profondeur vésicale. Bien qu’il soit difficile de modéliser la vessie, nous mentionnerons à la section 2.1.2 quelques unes des formules mathématiques utilisées pour estimer le volume vésical, à partir de deux images caractéristiques 2D (plan transversal et sagittal) obtenues par ultrasons. La vessie forme une poche très élastique dont le volume correspond approximativement à celui de l'urine. Après la miction, le volume d’urine est pratiquement nul bien que l’on retrouve occasionnellement un volume d’urine résiduel chez certains individus dont le processus urinaire est déficient. 12 Figure 1.5 Contours de la vessie (plan sagittal) de quatre sujets différents au moment de la miction (trait plein) et après l’évacuation de l’urine (trait pointillé). Pleine, la vessie peut atteindre un volume de 1 litre (jusqu'à 2 litres en cas d'obstruction des voies urinaires) au moment de la miction. La vitesse normale de remplissage de la vessie se situe autour de 6 ml/min le jour, alors que la nuit les hormones ADH («AntiDiuretic Hormones») réduisent de moitié la production d’urine8, soit approximativement à 3 ml/min. Pour les enfants âgés de moins de douze ans, une formule empirique est utilisée pour estimer le volume vésical (Pétrican, 1998) telle que Vml = ( Âge + 2) × 30 8 La concentration de l’urine double durant la nuit. (1.1) 13 1.2 Description du malaise Cette section décrit le problème de l’énurésie nocturne chez les enfants. Tout d’abord, nous définirons ce malaise afin de distinguer l’énurésie nocturne primaire de l’énurésie nocturne secondaire. Puis, nous exposerons quelques causes hautement susceptibles d’entraîner l’incontinence nocturne ainsi que les conséquences principalement négatives et subies par les enfants et leur famille. Il arrive fréquemment que les enfants âgés de six ans ou moins, spécialement les garçons, continuent de mouiller leur lit une nuit par semaine malgré un entraînement à la propreté (Roumeliotis, 1998). Les parents de ces enfants sont toujours étonnés d’apprendre que cette condition est fréquente et n’indique pas nécessairement un problème sérieux9. Toutefois, lorsque cette condition persiste ou qu’elle s’aggrave, l’enfant peut souffrir d’un malaise appelé énurésie nocturne. L’énurésie signifie étymologiquement l’écoulement des urines. Un synonyme couramment utilisé pour désigner cette condition est l’incontinence urinaire. Le petit Larousse (1989) définit l’énurésie comme une émission involontaire d’urine, généralement nocturne, persistant ou apparaissant à un âge où la propreté est généralement acquise. Il faut faire la distinction entre l’énurésie diurne et nocturne, tant au niveau des causes, des conséquences et des méthodes de traitement (Kidshealth, 1998). Dans le cadre de ce projet, nous proposons une innovation thérapeutique et développons une solution pratique 9 C’est pourquoi on préfère parler de malaise plutôt que de maladie. 14 axées sur le traitement de l’énurésie nocturne. Par conséquent, nos démarches sont orientées sur ce malaise spécifiquement et non pas sur celui de l’énurésie diurne. Les considérations pratiques de l’énurésie nocturne seront présentées à la section 2.1.1. Les urologues diagnostiquent l’énurésie nocturne en tenant compte de l’âge de l’enfant. En effet, un enfant âgé de cinq ou six ans est énurétique s’il mouille son lit au minimum deux ou trois nuits par semaine, tandis qu’un enfant plus vieux l’est à partir d’une épisode par semaine (Roumeliotis, 1998). En outre, il existe deux types d’incontinence nocturne appelés respectivement primaire et secondaire. La première recoupe les cas où l’enfant n’a jamais cessé d’uriner et ce, depuis sa naissance. En d’autres mots, l’enfant n’a connu aucune période de propreté au cours de sa vie. La seconde s’attache aux cas où l’enfant est déjà demeuré propre pour un intervalle d’au moins 6 mois avant de recommencer à mouiller son lit (Roumeliotis, 1998). Au Canada, plus de 300 000 enfants souffrent d’incontinence nocturne, alors qu’aux États-Unis, ce chiffre s’élève à plus de 5 millions (Rhône-Poulenc, 1998; Mayo Clinic, 1998). En Angleterre, 750 000 enfants âgés de sept ans sont énurétiques (Collinson, 1998). Statistiquement, 15% à 20% des enfants de cinq et six ans sont énurétiques la nuit (Kidshealth, 1998). Par ailleurs, Silberstein (1998) affirme que plus du quart des enfants âgés de quatre ans souffrent de ce malaise. La Figure 1.6 illustre le pourcentage d’enfants énurétiques de l’âge de 5 à 16 ans, tel que rapporté par le site London Enuresis Clinic 15 (1998). On remarque que 18% des enfants âgés de cinq ans sont énurétiques alors que seulement 1% le sont à l’âge de 16 ans. Pourcentage (%) Énurésie nocturne 20 15 10 5 0 5 7 10 16 Âge (ans) Figure 1.6 Histogramme illustrant le pourcentage des enfants souffrant d’énurésie en fonction de l’âge (London Enuresis Clinic, 1998). Les causes de l’incontinence nocturnes sont nombreuses et encore mal connues. Ici, il importe d’expliquer les causes les plus fréquemment rencontrées afin que le lecteur puisse comprendre le principe de chacune des thérapies expliquées à la prochaine section. Chez les enfants, âgés de 3 ans et moins, l’incontinence nocturne est considérée normale car les neurones associés au contrôle du sphincter externe ne sont pas encore totalement développés. Occasionnellement, ces enfants vont même uriner involontairement durant le jour. Lorsque les épisodes d’incontinence sont exclusivement éprouvées pendant la nuit, plusieurs facteurs peuvent être impliqués. Voici une description des causes les plus souvent rencontrées : 16 • facteurs héréditaires : 57% des enfants énurétiques observés à l’hôpital duPont (USA) ont un membre direct de leur famille (père, mère, frère, sœur) qui a déjà été atteint d’énurésie nocturne (Kidshealth, 1998; Silberstein, 1998). • facteurs psychologiques : le stress d’un divorce et de l’école peut entraîner ou aggraver l’énurésie nocturne (Kidshealth, 1998; Mayo Clinic, 1998). • facteurs liés aux troubles du sommeil : on observe que 40% des enfants énurétiques ont un sommeil plus profond que celui des enfants normaux. Dans cette hypothèse, le processus de miction survient normalement et l’enfant relaxe son sphincter externe sans se réveiller. Cette cause de l’énurésie est plus fréquente chez les garçons que les filles, particulièrement pour ceux souffrant encore d’incontinence nocturne primaire à l’âge de 12 ans. • facteur endocrinien : les hormones antidiurétiques réduisent la quantité d’urine produite durant la nuit afin de retarder le processus de miction. Chez les enfants normaux, la production d’urine chute de moitié durant la nuit contrairement aux énurétiques qui peuvent en déverser jusqu’à quatre fois plus. Une diminution ou une absence de sécrétion d’hormones diurétiques (ADH) est à l’origine de cette augmentation du volume d’urine qui déclenche le réflexe de miction durant le sommeil de l’enfant (Silberstein, 1998). • facteurs comportementaux ou béhavioristes : il a été démontré que les enfants hyperactifs souffrant du syndrome AD/HD («Attention Disorder / Hyperactivity Disorder») demeurent incontinents la nuit plus longtemps que les enfants de nature calme et posée. Par ailleurs, la motivation de l’enfant à devenir continent est un 17 facteur déterminant pour la guérison. Les enfants peu affectés par leur condition deviennent, en général, continents moins rapidement (London Enuresis Clinic, 1998). • facteurs reliés aux anomalies du système urinaire : les enfants dont le système nerveux parasympathique est défectueux souffrent généralement d’incontinence nocturne et diurne. Par ailleurs, des infections aux voies urinaires peuvent provoquer l’incontinence nocturne (Kidshealth, 1998). • Facteur lié à la constipation : la constipation peut entraîner l’énurésie nocturne. Dans ce cas, l’énurésie disparaît généralement une fois que le problème de constipation est soigné (Kidshealth, 1998). L’incontinence nocturne est un malaise sans danger pour la santé et qui disparaît généralement avec le temps. En effet, la majorité des enfants sont continents à l’âge de quatre ans (Collinson, 1998). Toutefois, le problème ne doit pas être pris à la légère puisqu’il peut mener à des troubles d’ordre émotionnel et affectif chez l’enfant. L’enfant peut souffrir d’angoisse, d’humiliation, de culpabilité, d’anxiété et d’un manque de confiance en soi, en plus de s’éloigner affectueusement de ses parents (Silberstein, 1998). Ce problème peut également retarder le développement social de l’enfant car ce dernier croit souvent être le seul atteint de ce malaise (Kidshealth, 1998; Collinson, 1998). Ainsi, il évite d’en parler à ses amis par peur du jugement et préfère se priver d’une vie normale, plutôt que d’accepter le malaise. Par exemple, il ne fréquente pas les camps de vacances et évite de dormir hors de chez lui. 18 1.3 Thérapies actuelles L’enfant qui mouille son lit n’a, à priori, aucune mauvaise intention. L’incontinence nocturne n’est pas un acte volontaire ou un signe de paresse de sa part (Kidshealth, 1998; Silberstein, 1998). C’est pourquoi l’on conseille aux parents de ne pas humilier, gronder ou punir leur enfant10 énurétique (London Enuresis Clinic, 1998). De tels comportements contribuent habituellement à détériorer davantage l’estime et la confiance en soi de l’enfant et aggrave inutilement la situation (Silberstein, 1998; Rhône-Poulenc, 1998; Health Sense International, 1998). La durée et l’efficacité d’une thérapie dépendent, en majeure partie, de l’attitude des parents à l’égard du problème. En effet, on observe que les enfants énurétiques corrigent plus rapidement leur malaise lorsque leurs parents les appuient moralement et usent de positivisme et de patience face à l’adversité (Kidshealth, 1998; Collinson, 1998). Avant tout, les parents doivent consulter un urologue qui examine l’enfant et propose la thérapie la mieux adaptée au problème et à la volonté des parents. L’énurésie nocturne n’est pas un problème sérieux, mais risque de le devenir s’il n’est pas traité adéquatement. Sans thérapie, la majorité des cas d’énurésie nocturne se résolvent avec le temps, en raison d’une décroissance annuelle de 15%. Ainsi, la plupart des enfants âgés de six ans et moins ne suivent aucune de thérapie puisque le problème n’est pas encore considéré majeur (Mayo Clinic, 1998). À cet égard, l’âge moyen des enfants énurétiques traités à l’hôpital duPont pour enfants (USA) est de 10 ans (Kidshealth, 1998). Évidemment, le 10 L’enfant peut être ou non énurétique. 19 but des thérapies est de réduire le temps requis pour corriger le problème et il arrive qu’un enfant devienne continent après seulement un ou deux mois de traitements. Il existe plusieurs thérapies pour traiter l’incontinence nocturne. Le but de cette section n’est pas d’expliquer exhaustivement chacune de ces thérapies mais plutôt de décrire celles qui aujourd’hui offrent les meilleures chances de guérison. Nous débuterons avec les avantages et inconvénients de la thérapie basée sur la médication. Ensuite, nous expliquerons le principe de la thérapie de l’alarme de conditionnement et illustrerons qu’elle s’avère le seul traitement durable de l’énurésie nocturne. En réalité, nous voulons souligner que l’innovation thérapeutique que nous proposons à la section 1.4 est fondée sur une amélioration de la thérapie la plus efficace actuellement. Avant de décrire les thérapies basées sur la médication et l’alarme de conditionnement, mentionnons que l’acuponcture (Xi, 1998), l’hypnose et l’homéopathie demeurent des techniques utilisées pour traiter l’énurésie (London Enuresis Clinic, 1998). Certes, plusieurs recommandations pratiques, combinées à la thérapie, peuvent aider à diminuer la fréquence des épisodes d’incontinence nocturne. Les parents sont incités à limiter la quantité de fluide11 absorbé par l’enfant avant son coucher afin de minimiser la quantité d’urine produite durant la nuit. Ils doivent de surcroît s’assurer que l’enfant urine avant d’aller au lit (Mayo Clinic, 1998). 11 Éviter surtout les boissons contenant de la caféine. 20 1.3.1 Médication Nous aborderons, à l’intérieur de cette sous-section, deux médicaments prescrits par les urologues pour lutter contre l’incontinence nocturne : l’imipramine et le desmopressin acetate. Premièrement, l'imipramine, aussi appelé tofranil, est un antidépresseur utilisé depuis les années 1960 pour relaxer les muscles lisses de la vessie (Kidshealth, 1998; Silberstein, 1998). L’imipramine retarde la transmission de l’influx nerveux du système parasympathique qui survient lors de la miction involontaire (Health Sense International, 1998). Ce médicament, absorbé sous forme de comprimé, est à la fois efficace et peu onéreux, mais il entraîne occasionnellement des effets secondaires qui obligent parfois et momentanément la suspension du traitement. Parmi ces effets secondaires, on retrouve la nervosité, l’insomnie, le mal de ventre, la fatigue, les réactions allergiques et la diminution de la pression sanguine (Silberstein, 1998). De plus et aux États-Unis, la FDA («Food & Drug Administration») soupçonne l’imipramine d’avoir causé quatre-vingt décès d’enfants depuis les années soixante-dix (Health Sense International, 1998). Lorsqu’une thérapie est abandonnée puis reprise, il faut généralement augmenter les doses pour obtenir un résultat similaire. La nécessité d’une augmentation démontre que l’imipramine perd de son efficacité avec le temps. Le pourcentage de succès de l’imipramine pour corriger l’énurésie après six mois de traitement tourne autour de 36% (Figure 1.7). Par ailleurs, le succès du traitement par l’imipramine semble diminuer avec l’arrêt de son utilisation. En effet, six mois après la fin de la thérapie, seulement 16% des 21 enfants demeurent continents. Autrement dit, plus de la moitié des enfants traités avec succès après six mois de thérapie redeviennent incontinents dans une période de six mois après l’arrêt des traitements. Par conséquent, ce médicament est souvent limité à une utilisation ponctuelle pour éviter que l’enfant mouille son lit lorsque la situation l’oblige. Pour la plupart des enfants qui utilisent l’imipramine, la continence est attribuée à la durée de la thérapie qui permet ironiquement au problème de disparaître naturellement (Silberstein, 1998). Deuxièmement, le « desmopressin acetate » communément appelé DDAVP est une hormone antidiurétique synthétique qui fut récemment développée par Rhône-Poulenc (1998). Rappelons que les hormones antidiurétiques régissent la production d’urine durant la nuit. Ce médicament peut être prisé ou avalé dès l’âge de six ans. Le pourcentage de succès du DDAVP après six mois de traitement est autour de 68% (Figure 1.7) comparativement à 36% pour l’imipramine. Ainsi, l’utilisation de l’imipramine s’atténue puisqu’elle est remplacée, progressivement, par le DDAVP qui agit plus rapidement et présente moins d’effets secondaires (Rhône-Poulenc, 1998). Toutefois, tout comme l’imipramine, l’efficacité du DDAVP semble grandement diminuer lorsque l’enfant cesse de l’utiliser. Six mois après la fin de la thérapie, seulement 10% des enfants demeurent continents. Par conséquent, seul 15% des enfants traités avec succès après six mois de thérapie demeurent continents six mois après l’arrêt des traitements. De plus, ce médicament est coûteux (100$ par mois) et cette particularité s’avère un obstacle pour un traitement de l’énurésie à long terme (Health Sense International, 1998). Le 22 DDAVP entraîne aussi quelques effets secondaires tels que les maux de tête et l’irritation des voies nasales. En fait et tout comme l’imipramine, le DDAVP semble plus approprié pour un usage ponctuel, lorsque l'enfant est amené à passer la nuit hors de chez lui, par exemple. 1.3.2 Alarme de conditionnement L’alarme de conditionnement est conçue pour modifier le comportement de l’enfant énurétique afin qu’il apprenne à se réveiller de lui-même, lorsque débute la miction. Les alarmes commerciales sont toutes basées sur le même principe : une électrode12 qui en détectant l’humidité déclenche une alarme, sonore ou vibrante, lorsque l’enfant urine dans son sous-vêtement. Le but de cette thérapie est de conditionner l’enfant à associer le réveil aux sensations naturelles perçues lorsque la vessie est pleine (London Enuresis Clinic, 1998). Ce type de thérapie demande une importante motivation de la part de l'enfant et de ses parents (Kidshealth, 1998). En effet, les parents auront à se lever régulièrement pendant la nuit afin de vérifier que leur enfant s’est bien réveillé avec le déclenchement de l’alarme. Les alarmes s’adressent donc plus particulièrement aux enfants qui sont suffisamment mûrs pour réaliser l’enjeu social de leur malaise. L’âge idéal pour débuter un tel traitement est de sept ans (Steele, 1993; Collinson, 1998). L’avantage de ce traitement est qu’il permet à 56% des enfants de corriger définitivement leur problème d’incontinence nocturne, comparativement à 16% pour l’imipramine et 10% pour le DDAVP. Plusieurs études ont démontré que la thérapie de l’alarme de 23 conditionnement est celle qui offre une solution durable au problème de l’énurésie (Monda et Husmann, 1995). Notons également que ce traitement est peu onéreux puisqu'il en coûte de 50$ à 100$ pour un tel dispositif et qu'aucune dépense supplémentaire n’est requise durant la thérapie. Palco Laboratories commercialise une telle alarme de conditionnement appelée «Wet-Stop» qui se vend 65$US. Notez qu’une alarme de conditionnement est particulièrement recommandée pour les enfants souffrant du syndrome AD/HD («Attention Disorder / Hyperactivity Disorder») qui utilisent déjà des médicaments pour traiter leur hyperactivité (Kidshealth, 1998). Pourcentage (%) Guérison de l'énurésie nocturne 80 70 60 50 40 30 20 10 0 68 63 56 36 16 Imipramine 6 mois après la fin de la thérapie 10 DDAVP Après 6 mois de thérapie Enuresis alarm Thérapies Figure 1.7 Histogramme illustrant le pourcentage de guérison de l’énurésie par les thérapies de l’imipramine, du DDAVP et de l’alarme de conditionnement à deux moments différents ((Monda et Husmann, 1995). 12 L’électrode est généralement placée dans le sous-vêtement de l’enfant. 24 1.4 Innovation thérapeutique proposée Les alarmes commerciales actuellement disponibles sur le marché sont conçues pour réveiller l’enfant au début de la miction, c’est-à-dire une fois la fuite d’urine détectée. Par conséquent et tout au long de la thérapie, l’enfant persiste à mouiller son lit jusqu’à ce qu’il réussisse à associer le réflexe de la miction au réveil. Nos recherches tentent précisément de maximiser l’efficacité des alarmes de conditionnement traditionnelles. Nous proposons donc, dans ce mémoire, de réveiller l’enfant avant que débute la miction. Cette innovation thérapeutique de l’énurésie nocturne devrait avoir les répercussions suivantes : • diminution de la durée de la thérapie. Du fait que l’alarme est déclenchée avant que l’enfant urine, l’efficacité du conditionnement de la vessie sera accrue étant donné que la miction volontaire sera totalement contrôlée par l’enfant (sphincter externe) après qu’il soit réveillé. • augmentation du taux de participation à la thérapie. Puisque cette alarme prévient les fuites d’urine, nous croyons que l’utilisation de la médication ne sera plus autant justifiée que par le passé. Plus d’enfants et leur famille adhéreront à cette thérapie puisque, à l’instar de la médication, elle permettra de régler le problème ponctuellement. L’augmentation du taux de participation à cette thérapie aura aussi des répercussions d’ordres économiques. 25 • atténuation des troubles émotifs. Les effets négatifs causés par l’humiliation, l’angoisse, la culpabilité et l’anxiété subies par les enfants qui mouillent leur lit seront réduits si nous pouvons réveiller l’enfant avant la miction. • augmentation du pourcentage de guérison de l’énurésie. Puisque les enfants savent qu’ils seront réveillés avant d’uriner, ils éprouveront moins de stress et seront davantage motivés à corriger leur problème. Comme nous l’avons déjà mentionné, la participation active de l’enfant est la condition primordiale pour la réussite de cette thérapie. Au moment où le réflexe de miction est déclenché, le volume vésical atteint un seuil que nous appellerons seuil critique ou volume critique. À l’évidence ce seuil, différent pour chaque enfant, ne constitue pas une limite maximale puisque la miction peut être volontairement retardée à l’aide du sphincter externe. Ainsi, pour réveiller l’enfant avant la miction, l’alarme de conditionnement que nous proposons estime le volume vésical. De la sorte, nous déclenchons l’alarme lorsque le volume de la vessie est légèrement sous le seuil critique. À la section 2.1, nous déterminerons la méthode la mieux adaptée à l’estimation du volume vésical pour le traitement de l’énurésie nocturne. 26 CHAPITRE II 2 MÉTHODOLOGIE DES TRAVAUX Ce chapitre décrit les démarches poursuivies lors de ce projet afin de proposer une alarme de conditionnement capable de prédire la miction par l’estimation du volume vésical d’un enfant durant la nuit. Au chapitre 1, nous avons traité la problématique de l’énurésie nocturne pour ensuite exposer le principe de la thérapie de conditionnement par une alarme et son inconvénient majeur. Malgré l’efficacité de cette thérapie pour corriger l’énurésie de façon durable, l’alarme disponible commercialement ne prévient pas les fuites d’urine. Nous croyons qu’une telle thérapie serait davantage prisée si nous pouvions réveiller l’enfant avant la miction. La section 2.1 s’attarde aux considérations pratiques de notre application afin de justifier le choix des ultrasons comme méthode d’estimation s’adaptant le mieux au traitement de l’énurésie nocturne. Ensuite, nous ferons la revue de nos travaux de recherche précédents qui ont permis de développer une alarme de conditionnement ultrasonore, testée cliniquement sur des enfants de l’hôpital Sainte-Justine de Montréal (Pétrican, 1998). Nous décrirons l’approche d’estimation adoptée par notre équipe pour déclencher l’alarme au moment où le volume vésical atteint un seuil critique. De plus, nous décrirons l’architecture de cette alarme conçue, expliquerons les tests de validation effectués et rapporterons les résultats obtenus. Nous justifierons pourquoi cette alarme n’a pu être commercialisée jusqu’à maintenant, et illustrerons les changements requis pour assurer la fiabilité des mesures effectuées 27 pendant le sommeil de l’enfant. Nous terminerons ce chapitre par une brève description de la nouvelle alarme proposée dans le cadre de ce projet. 2.1 Technique d’estimation du volume vésical Cette section cherche à décrire les considérations pratiques associées au traitement de l’incontinence nocturne, lesquelles justifieront le choix des ultrasons comme méthode la mieux adaptée à l’estimation du volume de la vessie. Notre intention n’est pas la couverture exhaustive de chacune des méthodes d’estimation du volume vésical, mais bien la démonstration que les ultrasons s’avèrent la seule qui respecte toutes les particularités de notre application. Pour de plus amples renseignements, les différentes techniques non-invasives sont bien documentées dans la littérature (Pétrican, 1998). Ensuite, nous expliquerons comment les ultrasons sont généralement utilisés pour estimer le volume de la vessie. La première technique décrite emploie l’imagerie médicale pour modéliser mathématiquement le volume vésical, à partir de distances caractéristiques mesurées sur deux sections perpendiculaires de la vessie. Puis, nous décrirons le principe des calculs réalisés par certains appareils ultrasoniques qui estiment directement (sans imagerie médicale) le volume vésical par sommation de volumes infinitésimaux, régulièrement espacés. Ces démarches sont réalisées afin de démontrer que la profondeur et la hauteur de la vessie d’un enfant (plan sagittal) sont des paramètres qui permettent de prédire la miction. Ainsi, nous illustrerons la dualité entre la précision de l’estimation du volume vésical et la complexité de l’approche utilisée. 28 Pour terminer, nous expliciterons les principes fondamentaux des ultrasons. Nous décrirons les propriétés de propagation et de réflexion des ultrasons dans le corps humain et examinerons comment ils sont générés et traités. Nous traiterons également du transducteur ultrasonore, élément à partir duquel les ultrasons sont émis et reçus. Notre description de ses propriétés (fréquence, diamètre, facteur de qualité) permettra d’illustrer sa résolution axiale et latérale lorsqu’il est excité dans le mode pulsé. Pour finir, nous décrirons l’architecture globale d’un appareil ultrasonique afin d’illustrer le but de chacun des étages fondamentaux, c’est-à-dire ceux responsables de l’excitation du cristal ultrasonore et du traitement des échos reçus. 2.1.1 Considérations pratiques Il existe à ce jour plusieurs techniques pour estimer le volume vésical. Toutefois, l’application pour laquelle nous développons une nouvelle alarme de conditionnement nous impose quelques restrictions et ceci nous amène à rejeter la plupart de ces méthodes. À la section 1.2, nous avons décrit le malaise de l’énurésie nocturne. Il importe ici de souligner les considérations pratiques de notre application afin de démontrer que les ultrasons s’avèrent la méthode d’estimation appropriée au traitement de l’incontinence nocturne. La méthode adaptée pour évaluer le volume vésical ne doit pas contraindre l’enfant à subir des interventions chirurgicales. En effet, il serait peu justifié de devoir opérer un 29 enfant afin de corriger un problème de cette importance. Par conséquent, toutes les techniques invasives doivent être rejetées. En effet, le volume vésical ne peut être estimé par la mesure de la pression interne ou de la dilatation surfacique des parois vésicales (effet Hall) puisque les capteurs requis doivent être implantés directement sur la vessie. L’alarme de conditionnement que nous développons doit rivaliser avec les alarmes actuellement sur le marché. Cette alarme doit occuper le plus petit volume possible pour que l’enfant puisse la porter durant la nuit. Son coût doit être similaire à celui des alarmes traditionnelles. Aussi, nous devons choisir une méthode d’estimation du volume vésical qui soit suffisamment précise lorsque les critères de dimensions et de coût sont respectés. Voilà pourquoi, l’évaluation du volume vésical par la mesure de son impédance bioélectrique est une méthode rejetée puisqu’elle n’est pas considérée portable et sans assistance. En effet, cette méthode requiert une multitude d’électrodes encombrantes, influencés par la température et l’humidité, et nécessite la présence d’une seconde personne pour assurer la précision des mesures. Elle est plutôt utilisée cliniquement pour estimer la quantité totale d'eau dans le corps humain (Thomas, 1992). Le choix des ultrasons est légitime puisque cette méthode d’estimation non-invasive, sans danger pour la santé, nécessite une électronique dont la complexité peut être minimisée afin de réduire la grosseur et le coût de l’alarme. Nous proposons alors de développer une alarme de conditionnement ultrasonore peu encombrante, tout en étant suffisamment précise pour réveiller l’enfant avant la miction. À la section 2.2, nous décrirons 30 l’architecture de l’alarme précédemment conçue par notre équipe (Pétrican, 1998) et illustrerons la conséquence de sa miniaturisation sur la précision de l’évaluation du volume vésical. Les ultrasons sont fréquemment utilisés pour estimer le volume résiduel d’urine des patients éprouvant de la difficulté à vider complètement leur vessie après la miction (Kruczkowski, 1990). Traditionnellement, les urologues retirent cette urine stagnante à l’aide d’un cathéter, introduit directement dans l’urètre. Les ultrasons interviennent généralement pour vérifier si la vessie contient un volume d’urine supérieur à 100 ml avant de recourir à cette technique invasive qui provoque occasionnellement des infections aux voies urinaires (Revord, 1993). Typiquement, l’estimation du volume vésical par ultrasons peut ou non utiliser l’imagerie médicale. Depuis les années soixante, l’imagerie médicale est employée pour estimer le volume de la vessie. La technique d’estimation utilise deux sections de la vessie provenant de plans perpendiculaires, l’un transversal et l’autre sagittal (Figure 2.1). De nos jours, ces deux images 2D sont relevées à l’aide d’un appareil ultrasonique, généralement en temps réel, où la sonde sectorielle (Griffiths, 1986) ou linéaire, balaye la région abdominale afin de relever la plus grande section de la vessie dans chacun de ces deux plans (sagittal et transversal). Chez un adulte, nous l’avons mentionné, la vessie est légèrement située 31 derrière la symphyse pubienne, ce qui complique l’acquisition de ces images. En effet, la direction de propagation des ultrasons doit faire un angle de 10° à 20° (vers le bas) par rapport au plan transversal. Par conséquent, la précision de l’évaluation du volume vésical dépend de l’expérience du technicien procédant à l’acquisition des images. Avec celles-ci, la vessie peut être modélisée et son volume peut être estimé mathématiquement. L’erreur d’estimation se situe généralement autour de 20% du volume réel (Hartnell, 1987). Transversal Sagittal Figure 2.1 Illustration des deux plans (sagittal et transversal) à partir desquelles le volume vésical est estimé par imagerie médicale (Williot, 1988). La Figure 2.2 illustre les distances caractéristiques servant à modéliser mathématiquement le volume vésical d’un adulte selon la méthode de Hakenberg (1983) et celle de Poston et al. (1983). ( ) Poston et al. (1983) : V = 0.7 • H • L • P1 Hakenberg et al. (1983) : V = 0.65 • H • P1 • P 2 2 • L ( (2.1) ) (2.2) 32 Le but ne consiste pas à décrire tous les modèles mathématiques existants (ellipsoïde, sphère, parallélépipède), mais plutôt à illustrer la possibilité d’évaluer le volume de la vessie à partir de distances caractéristiques telles que la hauteur, la largeur, et la profondeur. Ces distances sont représentatives du volume d’urine puisqu’elles augmentent dans le temps, à mesure que la vessie se remplit. Or, Harrison et al. (1976) ont constaté que le plan sagittal représente la section de la vessie qui est la plus sensible à une augmentation du volume d’urine. Voilà pourquoi, à la section 2.3, nous proposons une méthode pour prédire la miction qui est basée sur la variation de la profondeur et de la hauteur de la vessie. À la section 1.1, nous avons mentionné que la vessie ne possède pas de forme prédéterminée, d’où les différents modèles utilisés pour en estimer le volume. Néanmoins, la vessie d’un enfant est schématisée à l’aide généralement d’un parallélépipède tel qu’illustré à la Figure 2.3 (Williot, 1988). On constate donc chez l’enfant que la profondeur vésicale est relativement constante sur toute la hauteur. Par ailleurs et puisque la vessie d’un enfant n’est pas cachée par la symphyse pubienne, elle est plus facilement détectable que celle d’un adulte. En effet, la vessie d’un enfant se déplace entre la région pelvienne majeure et la cavité abdominale ce qui facilite l’acquisition des images, l’angle incident de pénétration du faisceau d’ultrasons étant parallèle au plan transversal. En d’autres mots, les démarches nécessaires pour acquérir 33 les deux plans caractéristiques de la vessie sont simplifiées lorsqu’elles sont réalisées sur un enfant. Figure 2.2 Paramètres utilisés par Hartnell (1987) pour estimer le volume vésical par imagerie médicale. Vue antérieure Gauche Tête Sagittal P Transversal Pieds H Droite L Vue postérieure Figure 2.3 Modélisation de la vessie d’un enfant proposée par Williot (1988). 34 L’estimation du volume vésical par imagerie médicale n’est donc pas appropriée au traitement de l’incontinence nocturne puisque qu’elle nécessite l’assistance d’une seconde personne pour adéquatement relever les deux sections de la vessie. De plus, cette technique requiert des écrans volumineux pour visualiser les images en mode B à partir desquelles le volume vésical est estimé par diverses équations mathématiques. Finalement, notez que notre application nous oblige à fixer la sonde sur l’enfant durant la nuit, ce qui nous permet, au meilleur des cas, de relever une seule section de la vessie. La Figure 2.4 illustre le principe de fonctionnement d’un dispositif développé par Kruczkowski et al. (1990) qui estime directement le volume résiduel d’urine, sans imagerie médicale. Le principe consiste à additionner le volume de plusieurs régions vésicales régulièrement espacées. Ce dispositif utilise une sonde sectorielle fixée sur le patient de telle sorte que son orientation parcourt toute la vessie par incrément de 5°. Ainsi, la sonde couvre 80° dans le plan sagittal et 100° dans le plan transversal, ce qui produit 320 pyramides ayant un sommet commun (sonde). Le volume VPp d’une pyramide dont la base est située sur le mur postérieur de la vessie est : VPp = 1 * H p * Abp 3 (2.3) où Hp est la hauteur de la pyramide, entre la sonde et le mur postérieur, et Abp est l’aire de ( sa base tel que : Abp = 2 * H p * Tan(Θ ) 2 ) 2 (Kruczkowski, 1990). Afin de considérer 35 uniquement la portion de la vessie contenue dans VPp, nous devons y soustraire le volume VPa de la pyramide dont la base est située sur le mur antérieur de la vessie tel que : VPa = 1 * H a * Aba 3 (2.4) où Ha est la distance entre la sonde et le mur antérieur. Ainsi, le volume vésical contenu dans une pyramide se calcule comme suit : 3 VV = VPp − VPa = 4 * ( H p − H a 3 ) * Tan 2 (5° ) 3 2 (2.5) Puisque ces appareils ultrasoniques estiment directement le volume vésical, le traitement numérique des données recueillies est complexe. Ainsi, bien que ces dispositifs soient davantage portables que ceux munis d’écran CRT (pour visualiser les images), ils demeurent généralement très coûteux parce qu’ils utilisent une sonde sectorielle pour rassembler l’information. De plus, une telle sonde s’avère trop volumineuse pour être portée durant la nuit. Par conséquent, les appareils ultrasoniques utilisés pour calculer directement le volume vésical ne sont pas adaptés au traitement de l’incontinence nocturne. Toutefois nous avons pu illustrer, à l’aide de l’équation 2.5, la relation directe entre le volume vésical et la profondeur P de la vessie (Figure 2.3) telle que P ≈ H p − H a , si nous considérons que pour la vessie d’un enfant, la profondeur est presque uniforme sur toute la hauteur (Williot, 1988). 36 Figure 2.4 Illustration des seize orientations de la sonde pour balayer le plan sagittal (tirée de Kruczkowski, 1990). 2.1.2 Théorie des ultrasons Une onde ultrasonore est une onde mécanique de pression (onde acoustique) supportée par un milieu gazeux, liquide ou solide. À l’instar des infrasons et du son, les ultrasons ne se propagent pas dans le vide. Ces ondes, de fréquences supérieures à celles perceptibles par l’oreille (20KHz pour les enfants), répondent aux mêmes équations de propagation que les ondes électromagnétiques et possèdent les mêmes propriétés de réflexion, de réfraction et d’atténuation. L’énergie acoustique d’une onde ultrasonore provient de la stimulation des molécules du milieu, à l’aide d’un élément piézo-électrique (céramique ou polymère) que l’on fait vibrer en appliquant une tension élevée à ses bornes. Ainsi, le 37 champ électrique résultant déforme la structure atomique du transducteur ce qui génère une onde de compression et de cisaillement. En pratique, les ondes de cisaillement sont rapidement atténuées aux fréquences utilisées en imagerie médicale (sauf dans les os). Par conséquent, on considère habituellement que l’énergie se propage dans la direction des ondes de compression (onde plane longitudinale), orientées selon le champ électrique maximal (perpendiculaire à la face du cristal). Pour de plus amples renseignements concernant les équations de propagation des ondes ultrasonores, le lecteur peut se référer à l’ouvrage de Christensen (1988). La vitesse de propagation d’une onde ultrasonore dépend des caractéristiques intrinsèques du milieu dans lequel elle est supportée. En effet, la célérité (vitesse de phase) d’une onde est définie telle que : c= 1 ρ0 * K (2.6) où ρ0 est la masse volumique (densité) et K est l’élasticité (compressibilité) du milieu de propagation. Dans les tissus mous, tels que la graisse, les muscles et les organes (vessie), la célérité des ultrasons se situe autour de 1500 m/s (eau). Par ailleurs, lorsqu’une onde ultrasonore traverse une interface, la variation de la célérité des deux milieux entraîne un changement de la longueur d’onde puisque λ = c , où f est la fréquence fondamentale f de résonance du transducteur. Dans le domaine de l’imagerie médical, la fréquence utilisée se situe habituellement entre 1 MHz et 10 MHz afin d’optimiser la résolution axiale (faible longueur d’onde). 38 La tension appliquée sur un transducteur peut être continue ou pulsée. Dans le cadre de ce projet, nous développons un dispositif qui prédit la miction à partir d’une distance caractéristique mesurée entre les murs antérieur et postérieur de la vessie. Afin d’éviter un recouvrement entre l’onde incidente et les échos reçus, le mode d’excitation du transducteur sera pulsé. L’excitation pulsée d’un transducteur placé contre la peau génère une onde plane longitudinale (modèle simplifié) qui se propage dans différents tissus possédant chacun leur impédance intrinsèque Z telle que Z = ρ 0 K = ρ 0 c . Lorsqu’une onde ultrasonore traverse une interface de deux milieux d’impédances différentes, une fraction de la puissance acoustique incidente est réfléchie (écho) vers le cristal. Cette puissance réfléchie par l’interface est proportionnelle à la variation d’impédance entre ces deux milieux. Puisque l’élément piézo-électrique agit à la fois comme émetteur et récepteur d’ultrasons (propriétés bidirectionnelles), une tension électrique sinusoïdale se développe à ses bornes lorsqu’un écho est reçu. En tenant compte de la célérité des milieux ayant supportés la propagation de l’onde, il est possible de déduire la distance qui sépare deux interfaces par la mesure du temps écoulé entre la détection de ses échos. La Figure 2.5 illustre le principe permettant d’évaluer la distance entre deux interfaces où les milieux de propagation impliqués possèdent une impédance différente (ρ1 ≠ ρ2) mais une célérité semblable (c1 ≈ c2). Soit un milieu de propagation c2 (urine), nous voulons évaluer la distance l2 (profondeur vésicale). Le premier écho détecté (a), appelé bang initial, 39 provient de l’interface cristal/peau. Les deux échos suivants (b et c) représentent respectivement la réflexion de l’onde incidente sur l’interface c1/c2 (mur antérieur) et l’interface c2/c1 (mur postérieur). Soient t1 et t2, les instants de la réception de ces deux échos, on obtient aisément les distances recherchées telles que l1 = t1 • c1 2 et l2 = (t 2 − t1 ) • c 2 2 (2.7) où le facteur ½ traduit le fait que l'onde ultrasonore effectue un trajet aller/retour avant d’être détectée par le transducteur. Par ailleurs, la Figure 2.5 illustre l’atténuation des ultrasons dans les tissus humains, puisque l’amplitude des échos détectés diminue de façon proportionnelle à la distance parcourue (∝ à e −αz , où α est le coefficient d’atténuation et z est la distance parcourue). Notons également que l’atténuation d’une onde ultrasonore dans les tissus humains augmente en fonction de la fréquence du transducteur (∝ à fβ, où 1≤β≤2). Finalement, le dernier écho détecté (d) représente le cas d’une réflexion multiple de l’écho b puisque t 3 = 2t1 . La Figure 2.6 illustre l’architecture générale d’un appareil ultrasonique qui permet de détecter les différentes interfaces traversées par une onde ultrasonore provenant d’un seul élément piézo-électrique. Cette architecture englobe un transducteur et de multiples étages électriques essentiels à la génération des ultrasons (émetteur) et à la détection des échos (récepteur). Cette démarche sert à démontrer le fonctionnement des étages à partir desquelles nous développerons une alarme de conditionnement miniaturisée. 40 Figure 2.5 Principe de l’évaluation de la distance séparant deux interfaces (Christensen, 1988). Figure 2.6 Architecture d’un appareil ultrasonique fonctionnant dans le mode A (Christensen, 1988). 41 La Figure 2.7 illustre le schéma d’une sonde ultrasonore fabriquée à partir d’un seul élément piézo-électrique. Les caractéristiques du transducteur telles son diamètre D, sa fréquence fondamentale de résonance f et son facteur de qualité Q détermine la résolution (axiale et latérale) du système ultrasonique. En effet, la résolution axiale RA est définie comme étant la distance minimale séparant deux interfaces rapprochées telle qu’elles peuvent être détectées sans qu’il y ait recouvrement des échos. Comme première approximativement, le nombre de périodes contenu dans une onde de puissance acoustique est approximativement égale à Q. Ainsi, la durée de l’onde émise suivant l’excitation du transducteur est t = Q , où le facteur ½ traduit le fait que la période d’une 2f onde de puissance acoustique est la moitié de celle d’une onde de pression de fréquence f. Ainsi, la résolution axiale RA d’un transducteur est : Q * cm Q * λ t R A ≈ cm = = 2 4* f 4 (2.8) où cm est la célérité du milieu situé entre les deux interfaces. Par ailleurs, l’équation 2.8 tient compte du fait que l’onde doit effectuer un trajet aller/retour entre les deux interfaces. Ainsi, l’équation 2.8 suggère une amélioration de la résolution axiale (diminution de RA) lorsque la fréquence du transducteur augmente (λ diminue) et son facteur de qualité diminue. En effet, un transducteur excité dans le mode pulsé possède généralement un faible Q (entre 2 et 5) afin qu’il cesse de vibrer rapidement. Ainsi, un absorbant acoustique, dont l’impédance est adaptée à celle du transducteur (minimise les réflexions provenant de l’arrière du transducteur), est généralement placé derrière 42 l’élément piézo-électrique afin d’optimiser sa résolution axiale (au détriment de la puissance acoustique émise). Figure 2.7 Schéma d’une sonde ultrasonore composée d’un élément piézo-électrique (Christensen, 1988). La résolution latérale RL d’un transducteur est définie comme étant la distance minimale séparant deux interfaces situées dans un même plan (perpendiculaire à la direction de propagation de l’onde ultrasonore), telle qu’elles peuvent être détectées indépendamment l’une de l’autre. En d’autres mots, la résolution latérale dépend du diamètre du faisceau d’ultrasons au niveau des dites interfaces. La Figure 2.8 démontre l’allure d’un faisceau d’ultrasons émis par un transducteur non focalisé de diamètre D. On constate que le faisceau ultrasonore se propage uniformément sur une distance ZR (champ proche) avant 2λ de diverger ( φ d = sin −1 0.61 ) dans la région du champ éloigné. Ainsi, la distance de D transition ZR entre le champ proche et le champ éloigné se calcule comme suit : 43 ZR = D2 D2 * f = 4λ 4 * cm (2.9) où D est le diamètre du transducteur. Dans le domaine de l’imagerie médicale, un transducteur est généralement conçu afin que les interfaces à détecter se situent dans la région du champ proche. Ainsi, dans cette région, la résolution latérale RL correspond au diamètre D du transducteur. Selon l’équation 2.9, on remarque que la distance de transition ZR augmente proportionnellement à D2. Ainsi, plus les interfaces sont profondes, plus le diamètre D d’un transducteur augmente au détriment de la résolution latérale dans la région du champ proche. Figure 2.8 Comportement du faisceau d’ultrasons émis par un transducteur sans lentille focale (Christensen, 1988). Afin d’optimiser la résolution latérale RL d’un transducteur, on utilise généralement une lentille focale placée devant l’élément piézo-électrique (Figure 2.9). La résolution latérale d’un transducteur dont la distance focale lf est située dans le champ proche se calcule comme suit : 44 l f * cm lf RL ≈ 2.44 λ = 2.44 D* f D (2.10) L’équation 2.10 reflète une diminution13 de RL proportionnellement à D. Une augmentation du diamètre D optimise par conséquent la résolution latérale d’un transducteur focalisé, en plus d’augmenter la distance de transition ZR (équation 2.9). Finalement, notons qu’une lentille focale sert aussi à adapter l’impédance du transducteur à celle du milieu immédiat de propagation (surface de la peau) afin d’optimiser le transfert d’énergie acoustique et minimiser les réflexions multiples. Figure 2.9 Illustration de l’amélioration de la résolution latérale d’un transducteur muni d’une lentille focale (Christensen, 1988). Le rôle du circuit d’excitation (émetteur) de la Figure 2.6 est de faire vibrer le transducteur afin de générer le faisceau incident d’ultrasons. Pour ce faire, ce circuit excite le transducteur par un pulse de haute tension, typiquement entre 50V et 200V. Afin d’optimiser la résolution axiale, ce pulse de tension doit être de courte durée, soit aux 13 Une diminution de RL se traduit par une amélioration de la résolution latérale. 45 alentours de 500 ns à 1500 ns, et posséder un temps de monté rapide (50ns). Puisque l’émetteur et le récepteur sont connectés ensemble, via le transducteur, un commutateur isole le premier étage d’amplification contre cette haute tension d’excitation. Une fois le transducteur excité, le récepteur effectue l’amplification et le traitement des échos. L’amplitude de la tension développée aux bornes du transducteur lors de la réception d’un écho est de l’ordre de quelques centaines de millivolts (200 mV à 500 mV) . Ainsi, les échos sont d’abord amplifiés par un étage de gain fixe allant de 20dB à 25dB. Puis, afin de compenser pour l’atténuation de l’onde causée par les tissus humains, les échos sont à nouveau amplifiés, cette fois par un étage dont le gain augmente en fonction du temps (amplificateur TGC). Les échos sont ensuite démodulés pour conserver uniquement l’enveloppe du signal. Finalement, on procède à l’affichage des résultats. La Figure 2.10 illustre les deux types de configuration d’affichage où la variation d’impédance d’une interface peut être estimée soit par l’amplitude de l’écho (mode A) ou l’intensité d’un pixel lumineux (mode B). À partir de la configuration mode B, il est possible de balayer, par rotation du transducteur (mécanique ou électrique), un plan autour d'un axe fixe afin d’afficher une image en deux dimensions (section). La plupart des dispositifs ultrasonores utilisés dans le domaine de l’imagerie médicale affiche des images de ce genre, telles qu’illustrées à la Figure 2.2. 46 Figure 2.10 Illustration des deux types de configuration d’affichage (Christensen, 1988). 2.2 Revue des travaux antérieurs Afin de minimiser la complexité de l’alarme, notre équipe décide d’estimer le volume de la vessie à l’aide d’une sonde peu coûteuse et peu volumineuse, fabriquée d’une seul élément piézo-électrique. Cette sonde est placée sur l’abdomen de l’enfant de manière à détecter le mur postérieur de la vessie et uniquement lorsqu’elle atteint un volume critique. En d’autre mots, l’approche d’estimation pour prédire la miction est basée sur la détection de la vessie au moment où sa hauteur reflète un volume proche de celui qui déclenche le réflexe involontaire de la miction. En effet, la sonde doit être placée (lieu et orientation) telle que le mur postérieur de la vessie vide d’un enfant, située dans la région pelvienne majeure, ne réfléchit aucun écho. À mesure que la vessie se remplit d’urine, le sommet du fundus, lié au nombril par le ligament ombilical médian, monte progressivement dans la cavité abdominale. Pour prédire la miction, il suffit que l’onde ultrasonore soit réfléchie par l’interface entre les trois épaisses couches de muscles formant la vessie et l’urine (mur postérieur) quelques minutes avant la miction. Malgré le 47 fait que les tissus mous, les muscles et le gras situés devant la vessie forment un milieu plutôt homogène (faible variation d’impédance), des échos peuvent provenir de ces interfaces, sans compter celui qui est réfléchi par le mur antérieur de la vessie. Nous décrirons un peu plus loin dans cette section, la technique utilisée pour discerner le mur postérieur de la vessie de ces autres interfaces. Faisceau d’ultrasons Sonde Faisceau d’ultrasons Sonde Vessie pleine Vessie vide Pubis a) Pubis b) Figure 2.11 Illustration de l’approche initialement utilisée pour prédire la miction. a) la vessie est vide et aucun écho est détecté. b) la vessie atteint un volume critique et deux échos sont réfléchis. L’architecture du dispositif ultrasonore conçue par notre équipe est fortement inspirée d’un appareil ultrasonique portable dédié à la détection du liquide amniotique chez les espèces porcines et bovines. Ce dispositif, fabriqué par la compagnie Alliance Médical Inc., identifie les animaux en période de gestation par la détection de la paroi arrière de 48 l’utérus. Lorsqu’un animal porte une progéniture, le faisceau incident d’ultrasons est réfléchi par cette paroi et une alarme se met en marche. L’alarme de conditionnement est donc une adaptation de ce dispositif vétérinaire dont l’architecture fut simplifiée afin de minimiser sa taille, son coût et sa consommation de courant. L’architecture de l’alarme de conditionnement développée par Pétrican est présentée à la Figure 2.12. Notez que tous les étages sont alimentés via un compteur binaire alimenté à 9V. Pile 9V Alarme Compteur binaire Convertisseur DC/DC Comparateur Générateur d'impulsions Amplificateur vidéo Émetteur Récepteur Sonde ultrasonore Figure 2.12 Architecture du dispositif développé par Pétrican (1998). Voici la description des principaux modules : • Sonde ultrasonore : l’élément piézo-électrique dont le diamètre D est de 19mm résonne à une fréquence f de 3.5 MHz. Cette fréquence s’avère un bon compromis 49 entre la résolution (axiale et latérale) et la profondeur de pénétration du faisceau ultrasonore (atténuation ∝ à la fréquence). Cette fréquence correspond au standard utilisé en imagerie médicale pour le diagnostique de la région abdominal. Ce transducteur est muni d’une lentille dont la distance focale lf de 10 cm permet d’optimiser la détection du mur postérieur de la vessie14. Son facteur de qualité Q étant inférieur à 2, la résolution axiale RA et la résolution latérale RL au point focal sont respectivement inférieures à 0.3 mm (équation 2.8) et 6 mm (équation 2.10) lorsque nous considérons la célérité de l’eau comme milieu de propagation (cm=1500m/s). • Compteur binaire : ce composant intégré contrôle l’alimentation de chaques étages électroniques du dispositif afin de minimiser la consommation de courant pendant les périodes latentes. En effet, puisque la vessie prend entre deux et trois heures pour collecter environ 400ml d’urine durant la nuit, il n’est pas nécessaire de continuellement effectuer des mesures. Ainsi, ce compteur binaire désactive l’alimentation de tous les étages entre chaques cycles d’excitation du transducteur. Par ailleurs, il sert aussi à améliorer le rapport signal sur bruit au niveau du récepteur puisqu’il désactive l’émetteur pendant l’amplification des échos. Par ce fait même, le compteur binaire permet de simplifier la complexité du filtre passe-haut situé à l’entrée de l’étage d’amplification, ce qui facilite la miniaturisation de l’architecture de l’alarme de conditionnement. 14 Selon l’équation 2.9, la distance de transition ZR est supérieure à 20 cm (cm = 1500 m/s). Le faisceau ultrasonore converge donc au point focal, situé à 10 cm du transducteur. 50 • Émetteur : l’émetteur sert à exciter le transducteur dans le but de générer le faisceau incident d’ultrasons. Il est composé d’un convertisseur DC/DC dont la sortie de 60 V, produite à partir d’une pile de 9 V, est utilisée par le générateur d’impulsions lors de l’excitation du transducteur. Le générateur d’impulsions fait vibrer le transducteur à l’aide d’un pulse de 60V dont la durée est typiquement de 1µs. Par ailleurs, le temps de montée de ce pulse d’excitation est d’environ 30 ns. • Récepteur : le rôle du récepteur est de traiter les échos afin de déclencher l’alarme lorsqu’ils sont réfléchis par le mur postérieur de la vessie. Il est composé d’un étage d’amplification et d’un comparateur analogique dont la sortie active l’alarme. Le gain fixe de l’étage d’amplification est sélectionné tel que l’écho amplifié possède une amplitude crête à crête de 2 V (Pétrican, 1998). De plus, l’entrée de l’amplificateur est protégée contre le pulse de 60 V à l’aide de deux diodes inversées, connectées en parallèle (l’amplitude crête d’un écho est inférieure au seuil de polarisation directe d’une diode au silicium). L’amplificateur possède les propriétés suivantes : faible courant d’alimentation (5.0 mA), faible bruit à l’entrée ( 1.7nV / Hz ), bande passante en boucle fermée supérieure à 10 MHz pour un gain de 40dB et large plage dynamique (> à 5 V pour VCC = 9 V). Afin de détecter uniquement les échos provenant du mur arrière de la vessie, le compteur binaire active l’étage d’amplification 67µs après l’excitation du transducteur (trajet aller/retour). Ainsi, tous les échos provenant d’interfaces situées à 5 cm du transducteur sont négligés (cm=1500m/s). Par conséquent, un écho réfléchi par le mur antérieur de la vessie, situé à moins de 5 cm du transducteur, ne déclenche pas l’alarme de conditionnement 51 puisqu’il n’est pas amplifié. Ainsi, il suffit de débuter l’amplification à l’intérieur de la vessie puisque l’urine est un milieu homogène sans réflexion. Lorsque l’amplitude d’un écho amplifié dépasse la tension de référence du comparateur analogique, l’alarme se déclenche. Cette tension de référence est fixée telle que le bruit présent à la sortie de l’amplificateur ne peut faire basculer la sortie du comparateur. La Figure 2.13 illustre la technique d’amplification sélective pour déclencher l’alarme uniquement lors de la détection du mur postérieur de la vessie. Figure 2.13 Illustration de la technique d’amplification sélective des échos provenant uniquement du mur postérieur de la vessie (tirée de Pétrican, 1998). Afin de valider son approche prédisant la miction, Pétrican (1998) teste initialement son alarme de conditionnement sur un ballon en silicone servant à modéliser une vessie dont le volume est variable par l’ajout ou le retrait d’eau. De plus, la distance séparant le 52 transducteur du ballon peut varier afin de simuler différentes morphologies vésicales d’enfants. L’objectif de cette première phase de validation consiste à vérifier le bon fonctionnement de l’alarme et ce, pour divers volume vésical. Ainsi, Pétrican vérifie que l’alarme se déclenche chaque fois que le ballon intercepte le faisceau d’ultrasons. De plus, ces tests permettent de quantifier expérimentalement les situations extrêmes qui perturbent le fonctionnement normal de l’alarme de conditionnement. À titre d’exemple, lorsque le ballon atteint un volume tel que son sommet intercepte le faisceau d’ultrasons et que son mur postérieur est situé à moins de 5 cm du transducteur, l’alarme ne sonne jamais. En outre, l’architecture du dispositif ne permet pas de discerner le mur arrière du mur avant lorsque ce dernier est situé à plus de 5 cm de la sonde. Dans ce cas, l’alarme est déclenchée dès la réception du premier écho, en l’occurrence celui réfléchi par le mur avant. Ensuite, Pétrican teste cliniquement son alarme de conditionnement sur 41 enfants du Département d’Urologie de l’hôpital Sainte-Justine. Ces tests sont divisés en deux phases cliniques décrites comme suit : • Phase 1 : cette première phase de tests cliniques est divisée en trois étapes, lesquelles sont réalisées à l’aide d’une sonde tenue manuellement en place par Pétrican15. On souhaite vérifier ici le bon fonctionnement du dispositif lorsque l’enfant est immobile et que la sonde est idéalement orientée. Pour un enfant âgé de 10 ans et moins, Pétrican détermine expérimentalement que le faisceau d’ultrasons doit se propager parallèlement au plan transverse. Pour un jeune adulte (18 ans), l’angle idéal de propagation est entre 15° et 20° (vers le bas). La première étape consiste à vérifier 15 Situation idéalisée pour valider l’approche d’estimation du volume vésical. 53 qu’il n’y a aucune interface au-dessus de la vessie qui peut déclencher l’alarme lorsque la vessie est vide. Pétrican place donc la sonde sur l’abdomen de l’enfant pour que l’alarme se déclenche lorsque la vessie est pleine et pour qu’elle s’éteigne, une fois la miction terminée (vessie vide). Pétrican prouve de surcroît que la hauteur de la vessie varie suffisamment pour discerner une vessie gonflée d’une vessie vide. La deuxième étape consiste à mesurer la distance verticale séparant les positions de la sonde détectant respectivement une vessie pleine et une vessie vide. Pétrican mesure expérimentalement des distances variant de 2 à 3 cm, ce qui démontre expérimentalement que la hauteur de la vessie est directement reliée16 au volume d’urine contenu dans la vessie. Finalement, la troisième étape sert à évaluer la précision17 de l’estimation du volume vésical. Ainsi, 300 ml d’une solution à base d’eau distillée est injectée par cathéter dans la vessie de trois enfants et ce, en prenant soin de marquer la position de la sonde lorsque le volume atteint 150 ml. Avec la sonde adéquatement positionnée sur ce niveau de détection, Pétrican vérifie que l’alarme demeure activée entre les volumes de 150 ml et 300 ml. Puis, la vessie est graduellement vidée jusqu’à ce que l’alarme cesse de sonner. À ce moment, la différence entre le volume résiduel d’urine dans la vessie et le volume prévu (150 ml) correspond à l’erreur d’estimation de l’approche utilisée par Pétrican. L’erreur moyenne, mesurée par cathéter à 22.33 ml (entre 12 ml et 35 ml) ou 15%, est très petite comparativement aux erreurs d’estimation de ±100 ml et ±20% rapportées par 16 Cette fonction n’est pas parfaitement linéaire. La précision est estimée en ml afin de la convertir ultérieurement en temps à partir du taux de remplissage de la vessie durant la nuit. 17 54 Griffiths (1986) dans une étude qui compare plusieurs modèles d’estimation du volume vésical par imagerie médicale. Notez cependant que cette précision découle du positionnement de la sonde en relation à un volume vésical connu. À l’inverse, nous ne pouvons pas comparer la précision rapportée par Pétrican à celles des techniques d’estimation décrites à la section 2.1.1. Par ailleurs, cette précision illustre un cas idéal, celui où la sonde est immobile puisque Pétrican l’oriente toujours dans la même direction. • Phase 2 : cette phase clinique sert à valider le fonctionnement de l’alarme lorsque la sonde n’est plus idéalement orientée par Pétrican. Bien qu’elle soit fixée sur l’abdomen de l’enfant à l’aide d’une ceinture élastique conçue pour éviter les déplacements, son orientation peut changer pendant que l’enfant respire normalement. Pétrican constate que la détection du mur postérieur de la vessie varie occasionnellement d’un cycle d’excitation au suivant et conclut que l’instabilité de l’alarme est causée par le changement dans l’orientation de la sonde. Ainsi, les mesures sont non reproductibles puisque l’alarme détecte des interfaces de hauteurs différentes lorsque l’orientation de la sonde varie. Notez qu’un changement de 5° de la direction de propagation du faisceau incident entraîne une variation verticale de 1.3 cm du lieu de réflexion sur le mur postérieur de la vessie lorsqu’il se situe à une distance de 15 cm du transducteur, ce qui se répercute par une erreur d’estimation proche de 50%. Si le faisceau d’ultrasons pointe vers en haut de la direction optimale, le volume vésical est sous-estimé (l’alarme est inutilement inhibée), alors qu’il est surestimé (l’alarme activée trop tôt) dans le cas contraire. La conclusion tirée par 55 Pétrican est que l’alarme est peu fiable étant donné l’instabilité de la sonde. En effet, la précision de l’estimation du volume vésical dépend uniquement du lieu de réflexion de l’onde sur le mur postérieur de la vessie, ce qui ne peut être garanti lorsqu’un enfant dort la nuit. En résumé, Pétrican mentionne que son approche pour prédire la miction est assez précise lorsque la sonde est parfaitement orientée. Toutefois, l’alarme s’avère peu fiable aussitôt que l’orientation de la sonde varie. Il observe même une situation où l’alarme suit le rythme respiratoire de l’enfant. Pétrican propose deux solutions pour améliorer les performances de l’alarme de conditionnement. La première consiste à utiliser plusieurs transducteurs, excités un à la fois, pour améliorer la précision de l’estimation du volume vésical. La deuxième consiste à améliorer la technique d’amplification sélective afin d’ignorer les interfaces situées derrière le mur postérieur de la vessie. La prochaine section traite de ces deux améliorations dans le but de décrire le principe de la nouvelle alarme de conditionnement. 2.3 Aperçu de la nouvelle alarme de conditionnement ultrasonore À priori, l’utilisation d’une sonde fabriquée de plusieurs transducteurs peut potentiellement augmenter la précision de l’estimation du volume vésical. Toutefois, l’inconvénient majeur de la dernière alarme développée par notre équipe ne réside pas dans la précision de l’approche d’estimation mais plutôt dans la conception du dispositif qui active l’alarme aussitôt qu’un écho est détecté. Puisque nous savons que la direction 56 de propagation du faisceau d’ultrasons varie de façon imprévisible dans le temps, notre préoccupation première consiste à modifier l’architecture du dispositif afin de déclencher l’alarme uniquement lorsque les résultats sont reproduits sur plusieurs cycles d’excitation. Par exemple, nous devons à tout le moins nous assurer que la vessie est détectée au minimum deux fois consécutivement avant de conclure que son volume est critique. Par conséquent, plutôt que de recourir à une sonde complexe, coûteuse et volumineuse, nous proposons de remplacer directement le compteur binaire de la Figure 2.12 par un contrôleur rapide et peu coûteux (15$ et moins) dont le rôle est de déclencher l’alarme après la validation des résultats. Pour chaque cycle d’excitation, le contrôleur détecte les échos et détermine si la profondeur vésicale est critique. Si tel est le cas, il tient compte des résultats obtenus précédemment pour déterminer l’état de l’alarme (activée ou éteinte). À la section 3.5, nous expliciterons la démarche des tests cliniques dont le but consiste à déterminer principalement l’erreur causée par une modification de l’orientation de la sonde sur les profondeurs vésicales estimées. Selon la reproductibilité des mesures obtenus, nous ajusterons l’algorithme de validation du déclenchement de l’alarme pour assurer la fiabilité de la prédiction de la miction. Le contrôleur n’augmente pas seulement la fiabilité de l’alarme lorsqu’elle est utilisée sur des patients ambulatoires, il améliore aussi la précision de l’estimation du volume vésical. En effet, rappelons-nous que l’ancienne approche d’estimation se basait exclusivement sur la détection du mur postérieur de la vessie. Puisque l’état de l’alarme est maintenant déterminé par un contrôleur, nous pouvons modifier l’ancienne technique 57 d’amplification sélective afin de détecter aussi le mur antérieur de la vessie. De la sorte, le contrôleur traite tous les échos reçus et mesure la profondeur vésicale. Comme nous l’avons démontré à la section 2.1.1, cette distance caractéristique permet d’estimer le volume de la vessie. Ce paramètre supplémentaire contribue donc à améliorer la précision de l’estimation servant à prédire la miction. La Figure 2.14 illustre la nouvelle approche d’estimation. La sonde est placée sur l’abdomen de l’enfant afin de mesurer la distance entre les murs antérieur et postérieur de la vessie. Lorsque la vessie est vide, le contrôleur ne détecte aucun écho. À mesure qu’elle se remplit d’urine, la vessie monte dans la cavité abdominale. Lorsqu’elle intercepte le faisceau d’ultrasons, le contrôleur détecte deux échos et évalue la profondeur vésicale par la mesure du temps écoulé entre leur détection (équation 2.7). On considère la célérité de l’urine approximativement comme celle de l’eau (1500 m/s). La profondeur critique PC illustrant la distance entre les murs antérieur et postérieur de la vessie quelques instants avant la miction est programmée à même le contrôleur. Lorsque la distance mesurée est inférieure à PC, le contrôleur mémorise la profondeur vésicale calculée. Au moment où la profondeur vésicale dépasse PC, le contrôleur effectue son algorithme de validation, lequel tient compte des résultats antérieurs pour assurer la fiabilité de l’estimation du volume vésical. 58 d>PC d<PC Faisceau d’ultrasons Sonde Pubis Figure 2.14 Illustration de la nouvelle approche d’estimation basée sur la mesure de la profondeur vésical. L’architecture de la nouvelle alarme de conditionnement est présentée à la Figure 2.15. Essentiellement, la seule modification majeure apportée à l’ancien design concerne l’utilisation d’un contrôleur pour mesurer la profondeur vésicale et imposer des conditions de validation avant l’activation de l’alarme. Toutefois, en plus d’améliorer la précision de l’estimation et la fiabilité de l’alarme utilisé durant la nuit, le contrôleur contribue à optimiser les considérations suivantes : • Consommation de courant : le contrôleur active précisément l’alimentation de chaques étages électroniques utilisés pour l’excitation du transducteur et le traitement des échos. Contrairement à l’ancien design, nous pouvons commuter les alimentations afin de limiter la durée du fonctionnement de chaques étages au temps minimum 59 requis18. Ainsi, notre nouvelle alarme échantillonne la sortie du convertisseur DC/DC afin d’aviser le contrôleur lorsque le haut-voltage peut être utilisé pour exciter le transducteur. • Technique d’amplification sélective : en désactivant le récepteur au moment approprié, le contrôleur peut ignorer les échos provenant d’interfaces situées derrières le mur postérieur de la vessie. De cette façon, nous simplifions la détection des échos provenant des murs de la vessie. • Modification des paramètres de fonctionnement de l’alarme : l’utilisation d’un contrôleur nous permet de modifier plusieurs paramètres logiciels. Parmi les ajustements logiciels possibles, mentionnons la période d’excitation du transducteur19, les temps de commutations de la fenêtre d’amplification de l’étage de réception, le seuil de détection critique PC illustrant la profondeur de la vessie d’un enfant lorsque son volume est proche de la miction, la célérité des différents milieux ayant supportés la propagation de l’onde ultrasonore (muscle, gras, urine), la durée du pulse d’excitation pour l’optimisation de la résolution axiale et les diverses conditions de validation du déclenchement de l’alarme. En d’autres mots, l’alarme de conditionnement peut être ajustée selon la morphologie vésicale de n’importe quel enfant afin d’optimiser la prédiction de la miction. 18 Pour l’ancien design, la durée d’activation de chaques étages est fixe puisqu’elle dépend de la fréquence d’opération du compteur binaire et du poids de sa sortie qui l’alimente. 19 La période d’excitation influence la durée de vie de la pile 9V. 60 Pile 9V Alarme (5 V) Alimentations (5 V, 15 V) Interface de l'usager Contrôleur (5 V) (5 V) Comparateur Convertisseur DC/DC (15 V) Démodulateur (15 V) Générateur d'impulsions Amplificateur vidéo (15 V) (15 V) Écran LCD Émetteur (5 V) Récepteur Sonde ultrasonore Figure 2.15 Architecture de la nouvelle alarme de conditionnement. Un contrôleur rapide et peu coûteux estime la profondeur vésicale et valide le déclenchement de l’alarme. D’autre part, la nouvelle alarme de conditionnement possède une interface versatile pour que l’usager puisse modifier facilement les paramètres de fonctionnement de l’alarme lorsque nous la testons expérimentalement. Lors des tests cliniques, nous pourrons donc ajuster rapidement la distance critique DC selon la morphologie de l’enfant. Finalement, mentionnons que nous utilisons un écran à cristaux liquides pour afficher les profondeurs vésicales estimées, lesquelles seront analysées ultérieurement pour optimiser l’algorithme de validation de l’alarme. 61 CHAPITRE III 3 CONCEPTION ET RÉALISATION DE LA NOUVELLE ALARME Ce chapitre explicite la conception et la validation expérimentale de la nouvelle alarme de conditionnement prédisant la miction par l’estimation de la profondeur vésicale. Nos travaux de recherche sont essentiellement destinés à l’amélioration de la fiabilité de l’ancienne alarme (Pétrican, 1998) lorsqu’elle est utilisée sur des patients ambulatoires, c’est-à-dire lorsque la sonde n’est pas idéalement orientée. À la section 2.3, nous avons proposé l’utilisation d’un contrôleur qui détecte les échos, estime la profondeur vésicale et active l’alarme lorsque les résultats suggèrent que l’orientation de la sonde est stable. Ce dispositif, validé expérimentalement sur un adulte, est maintenant prêt à être testé sur des enfants de l’Hôpital Général pour Enfants de Montréal. La section 3.1 résume les démarches poursuivies pour réaliser cette alarme. Les propriétés souhaitées du contrôleur et de la sonde sont décrites à la section 3.2. Ces calculs préliminaires déterminent les spécifications minimales requises pour respecter les critères de notre application. Les sections 3.3 et 3.4 couvrent respectivement la description des étages électroniques (alimentations DC, émetteur et récepteur) et la programmation logicielle du contrôleur. 3.1 Démarches Cette section décrit les démarches entreprises pour concevoir une alarme de conditionnement miniaturisée qui estime la profondeur vésicale d'un enfant. Dans le 62 cadre de ce projet de maîtrise, nous avons réalisé deux versions de la nouvelle alarme de conditionnement. La première fût validée expérimentalement dans un milieu de propagation idéale où la réflexion était quasi totale (Beauchamp-Parent, 1998). Outre l’utilisation d’un contrôleur, nos préoccupations initiales concernant le design de cette première version portaient sur l’optimisation de la consommation de courant et la miniaturisation des composants électroniques. Ainsi, nous avons initialement choisi de réduire et de régulariser la tension d’alimentation des étages électroniques à 5V (au lieu de 9V) en utilisant deux piles alcalines de 1.5 V. Cette première version ne disposait donc pas de la tension d’alimentation de 15 V schématisée sur la Figure 2.15 20. De surcroît, nous avons procédé à l’amélioration des performances de chacun des étages électroniques (émetteur et récepteur), sans pour autant modifier les caractéristiques d’excitation de la sonde. En effet, les résultats rapportés par Pétrican (1998) supposent qu’une tension d’excitation de 60 V est suffisante pour exciter les transducteurs que nous avons conçus et puis fait fabriquer (section 3.2). Lorsque nous avons testé cette alarme dans un milieu de propagation avec atténuation (par exemple sur un humain), nous avons pu observer que les échos provenant d’interfaces éloignées (paroi postérieure de la vessie) étaient de trop faibles amplitudes pour que le récepteur les détecte. Notre conclusion est que l’atténuation causée par les tissus, le gras et les muscles, ainsi que la diminution du coefficient de réflexion des interfaces de la région abdominale réduisent considérablement le rapport signal sur bruit des échos détectés. Par ailleurs, la réduction 20 La première version de l’alarme de conditionnement utilise toutefois le contrôleur de la Figure 2.15. 63 de la tension d’alimentation21 entraîne aussi une diminution de la plage dynamique de l’étage d’amplification, limitant davantage la détection des échos par l’étage de comparaison. Par conséquent, nous avons procédé à une révision du design de la première version afin d’augmenter la puissance acoustique émise par le transducteur, sans dégrader la résolution axiale des échos réfléchis par les interfaces de la région abdominale. L’augmentation du pulse d’excitation requise pour accroître la profondeur de pénétration du faisceau d’ultrasons nécessite que nous modifions le design du convertisseur DC/DC, pour élever l’amplitude de la haute tension jusqu’à 200 V (plus du double de la première version). Conséquemment, les transistors MOS de puissance de l’émetteur possèdent une tension de claquage drain-source V(BR)DSS qui supporte une tension minimale de 200V. Puisque le seuil de conduction V(TH)GS de ces transistors croît proportionnellement avec V(BR)DSS et que nous devons minimiser leurs résistances drainsource RDS, afin de minimiser les pertes d’inductance et augmenter l’amplitude du pulse d’excitation (section 3.3.2), nous modifions aussi le design de l’étage d’alimentation du dispositif pour y ajouter une tension DC de 15 V. La deuxième version décrite au chapitre III utilise une pile de 9 V pour générer les deux tensions d’alimentation (5 V et 15 V). L’amélioration des performances du dispositif entraîne toutefois des conséquences négatives, à savoir une augmentation de la superficie et de la consommation de puissance. Cependant, lors de cette révision de design, nous avons accordé une prépondérance au fonctionnement du dispositif, validé expérimentalement sur un adulte (section 4.2). Le but consiste à développer un prototype fonctionnel que nous pouvons 21 L’ancienne alarme dispose d’une alimentation de 9 V, au lieu de 5 V pour notre première version. 64 tester sur des patients ambulatoires et ce, le plus rapidement possible. Puisque les tests cliniques entraîneront obligatoirement une révision de la conception logicielle (algorithme d’identification des parois vésicales et algorithme de validation du déclenchement de l’alarme) selon les résultats obtenus, il importe que le dispositif détecte les échos réfléchis par les parois vésicales d’un adulte. Ainsi, la priorité est la réalisation d’une alarme de conditionnement fonctionnelle, peu importe le coût et la taille des composants électroniques utilisés. Une fois que nous aurons validé cliniquement le dispositif sur des enfants énurétiques, nous procéderons aux modifications permettant de réduire le coût , la grosseur et la consommation de courant du dispositif. L’architecture électronique de notre alarme de conditionnement est déjà conçue pour faciliter cette future intégration. 3.2 Calculs préliminaires Cette section décrit la méthode utilisée pour choisir un contrôleur et un transducteur dont les caractéristiques respectent les critères de notre application. Puisque le contrôleur est responsable de la détection des échos, il est important d’évaluer sa fréquence d’horloge minimale fmin selon la résolution axiale souhaitée. Par ailleurs, nous illustrerons certaines autres propriétés du contrôleur servant à faciliter le développement et à améliorer les performances du dispositif (coût, surface, consommation de courant). De plus, nous expliquerons le choix du transducteur en fonction de la résolution latérale requise pour détecter la vessie d’un enfant. 65 La meilleure méthode pour illustrer les critères de design particuliers de notre application consiste à estimer le temps de propagation d’une onde ultrasonore entre diverses interfaces situées dans la région abdominale d’un enfant. Nous pourrons ainsi avoir une idée du temps écoulé entre la détection du mur antérieur et celle du mur postérieur de la vessie. De surcroît, nous estimerons fmin du contrôleur telle que l’épaisseur du muscle de la vessie établie la résolution axiale minimale. Par conséquent, la Figure 3.1 schématise la région abdominale d’un enfant dans le plan sagittal. Les dimensions illustrent la distance parcourue par l’onde traversant différents milieux situés entre la sonde et le mur postérieur de la vessie. Notez que la variation d’impédance entre la sonde et la peau entraîne une réflexion du faisceau incident. Toutefois, l’écho se confond au bang initial puisque la distance parcourue est pratiquement nulle. Ainsi, l’onde traverse respectivement la peau, un milieu composé de gras et d’eau, la paroi antérieure de la vessie (muscles), un milieu d’urine (eau) et finalement la paroi postérieure de la vessie (muscles). Le Tableau 3.1 résume les paramètres acoustiques de différents milieux de propagation traversés par l’onde acoustique (Christensen, 1988). Prenez également note que l’on retrouve la plus grande variation d’impédance22 entre les tissus gras et les muscles. En outre, les vitesses de phase du Tableau 3.1 sont utilisées pour estimer celles des milieux situés dans la région abdominale. 22 Interface où le coefficient de réflexion est le plus élevé. 66 Peau (tissu mou) Mur antérieur de la vessie (muscles) Urine (eau) Eau et Tissu gras D Mur postérieur de la vessie (muscles) #1 Eau et Tissu gras #3 Sonde #2 #5 #6 #4 5 cm P = 10 cm 0.25 cm 0.25 cm 0.5 cm Figure 3.1 Exemple de morphologie abdominale d’un enfant dont la vessie est pleine permettant d’estimer le temps de propagation de l’onde acoustique au travers différentes interfaces situées entre la sonde et le mur postérieur. Tableau 3.1 Évaluation des paramètres acoustiques des milieux de propagation illustrés à la Figure 3.1. Masse volumique ρ0 Vitesse de propagation Impédance Milieu de propagation (g/cm3) (105 cm/s) (Kg/cm2s) Tissu gras 0.94 1.48 139 Muscles 1.07 1.57 168 Eau (urine) 1.00 1.50 150 Tel qu’illustré à la section 2.1.2, le temps de propagation tpropagation d’une onde traversant un milieu de célérité (vitesse de phase) cmoy sur une distance dparcourue est : 67 t propagation = d parcourue (3.1) cmoy Le Tableau 3.2 résume le temps de propagation de l’onde dans chacun des milieux rencontrés entre la sonde et le mur postérieur de la vessie. Notez que les vitesses de phase cmoy sont une approximation des valeurs du Tableau 3.1 puisque, en réalité, elles dépendent de la morphologie de l’enfant. En effet, la morphologie de l’enfant (tissus gras et musculaires) influencera différemment le temps de propagation de l’onde dans le milieu #2. Finalement, puisque nous désactivons le récepteur derrière le mur postérieur de la vessie, l’estimation du temps de propagation de l’onde dans le milieu #6 importe peu. Tableau 3.2 Évaluation des temps de propagation de l’onde aux travers les différentes interfaces de la région abdominale illustrées à la Figure 3.1. Milieu # cmoy dparcourue tpropagation (105 cm/s) (cm) (µs) Description 1 Peau (tissu mou) 1.53 0.5 3.3 2 Tissu gras et eau 1.49 5 33.6 3 Muscles (mur ant.) 1.57 0.25 1.6 4 Eau (urine) 1.50 10 66.7 5 Muscles (mur post.) 1.57 0.25 1.6 TOTAL 106.8 68 À partir du Tableau 3.2, nous pouvons estimer le temps écoulé entre l’excitation du transducteur et la détection des échos provenant des interfaces de la région abdominale. Tout d’abord, nous supposons que nous débutons la détection des échos quelque part entre la peau et le mur antérieur de la vessie. Idéalement, nous voulons que le premier écho détecté provienne du mur antérieur de la vessie. Nous expliquerons à la section 3.4 comment le contrôleur discerne le mur antérieur de la vessie des autres interfaces pouvant se trouver devant lui. Le Tableau 3.3 démontre la réflexion de quatre échos identifiant respectivement les interfaces tissus gras/muscles, muscles/urine, urine/muscles et muscles/tissus gras. Pour notre application, nous souhaitons détecter les parois vésicales sans nécessairement mesurer leur épaisseur. Par conséquent, le contrôleur ne doit pas obligatoirement faire la distinction entre les échos #1 et #2. Nous acceptons donc une résolution axiale qui soit légèrement supérieure à 0.25 cm. Concrètement, la résolution axiale maximale sera fixée par le récepteur (démodulateur et comparateur). Nous voulons ainsi nous assurer que le contrôleur ne limite pas la résolution axiale des échos détectés. Nous pouvons alors évaluer la fréquence minimale d’opération du contrôleur de telle sorte qu’il puisse distinguer, dans le pire des cas, deux interfaces séparées de 0.25 cm. D’après le Tableau 3.3, le temps écoulé entre la réception des échos #1 et #2 est de 3.2 µs. 69 Tableau 3.3 Temps écoulé depuis l’excitation du transducteur lors de la détection des échos provenant des interfaces de la Figure 3.1. Interfaces Temps écoulé des milieux (µs) 1 2 et 3 73.8 2 3 et 4 77.0 3 4 et 5 210.4 4 5 et 6 213.6 Écho # Durant la fenêtre de détection sélective, le contrôleur échantillonne la sortie du récepteur. Lors de la détection d’un écho, le nombre minimum d’instructions élémentaires de code requis pour effectuer la sauvegarde du temps écoulé23, depuis l’excitation du transducteur, tourne autour de 10. Conséquemment, une résolution axiale de 0.25 cm 24 nous force à choisir un contrôleur dont la période d’un cycle d’instruction élémentaire est inférieure à 320 ns. Lorsque le contrôleur utilise une horloge à quatre phases sans recouvrement pour effectuer une instruction, celui-ci doit alors fonctionner à une fréquence minimale de 12.5 MHz. Les autres caractéristiques du contrôleur que nous recherchons sont : • Un comparateur analogique intégré à même le contrôleur pour régulariser la sortie du convertisseur DC/DC. La tension d’excitation du transducteur est alors identique 23 24 Depuis l’excitation du transducteur. L’épaisseur de la peau correspond au temps écoulé entre la détection des échos #1 et #2. 70 dans le temps, ce qui optimise la reproductibilité des mesures. Le comparateur analogique minimise de surcroît la consommation de courant puisqu’il avise le contrôleur aussitôt que la haute tension est stable. De la sorte, le contrôleur active le convertisseur DC/DC pour la durée minimum requise. Nous décrirons à la section 3.3.2 le design du convertisseur DC/DC, dont la tension de sortie peut être modifiée par l’usager afin de varier la quantité d’énergie acoustique émise par le transducteur (selon la morphologie de l’enfant). • Un compteur intégré à même le contrôleur pour calculer le temps écoulé entre l’excitation du transducteur et la réception des différents échos. Ce compteur est utilisé par le contrôleur pour estimer la profondeur vésicale. En supposant que la résolution axiale est de 0.25 cm, la période de ce compteur doit être inférieure à 3.2 µs, ce qui ne pose aucun problème lorsque la fréquence d’opération du contrôleur respecte la résolution axiale souhaitée. • Le coût du contrôleur doit être inférieur à 20$ afin de minimiser celui de l’alarme de conditionnement. Par ailleurs, nous considérons aussi le coût des outils de développement (programmeur). • Le contrôleur doit posséder suffisamment de mémoire pour respectivement sauvegarder le programme (« EPROM ») et les diverses variables temporaires mémorisées durant l’exécution du programme (« RAM »). De cette façon, nous voulons nous assurer qu’aucune mémoire externe n’est requise puisque nous souhaitons limiter la surface totale du dispositif. 71 Afin de respecter toutes les conditions élaborées ci-haut, nous avons choisi le contrôleur PIC14000, fabriqué par la compagnie Microchip Technology Inc. (1998), pour détecter les échos et estimer la profondeur vésicale d’un enfant. Voici les principales caractéristiques de ce contrôleur : • Ce contrôleur opère à une fréquence maximale de 20 MHz à l’aide d’un simple oscillateur à cristal externe. Cette fréquence est divisée à l’intérieur du contrôleur pour générer une horloge à quatre phases sans recouvrement. La période d’un cycle d’instruction est de 200 ns, ce qui nous assure que le contrôleur ne limite pas la résolution axiale que nous avons précédemment fixée à 0.25 cm. Ce contrôleur possède une architecture RISC, composée de deux étages pipelinés, qui décode la plupart des instructions en un seul cycle. • Ce contrôleur possède un comparateur analogique interne dont la sortie est capable de générer une interruption sensible au niveau logique. La tension de référence, connectée sur l’entrée négative de ce comparateur, varie de 150 mV à 850 mV. À la section 3.3.2, nous démontrerons la technique utilisée pour échantillonner la sortie du convertisseur DC/DC afin de régulariser la haute tension le plus rapidement possible. • Ce contrôleur possède un compteur interne TMR0. La période de ce compteur de 8 bits est déterminée par le contenu du registre OPTION. La plus petite période d’incrémentation dépend de celle d’un cycle d’instruction élémentaire. Un registre PRESCALER (3 bits) permet d’augmenter cette période par multiple de deux (2 à 256). Pour une fréquence d’opération du contrôleur de fopération, les périodes TTMR0 possibles de ce compteur sont : 72 TTMR 0 = où 0 ≤ PRESCALER 4 f opération * 2 ( PRESCALER+1) (3.2) ≤ 7. Pour fixer une période équivalente à celle d’une instruction élémentaire (200 ns), le registre PRESCALER doit être assigné à la fonction « Watchdog Timer ». Puisque le contrôleur de notre dispositif opère à une fréquence de 20MHz, la période d’incrémentation du compteur TMR0 varie de 200 ns à 51.2 µs. • Chez Digi-Key (1997), un distributeur de composants électroniques, la version EPROM de ce contrôleur (PIC14000/JW) coûte 19.21$ par unité. Nous avons utilisé ce contrôleur pour développer notre dispositif puisque sa mémoire ROM s’efface rapidement à l’aide de rayon ultraviolets. Toutefois, il importe de mentionner que la version OTP (« One Time Programmable ») de ce contrôleur est moins coûteuse, soit autour de 8$ (766$ pour 100 unités). En outre, le kit de développement que nous avons utilisé pour programmer ce contrôleur est le « PICSTART Plus Programmer ». Son prix est d’environ 250$. • Ce contrôleur de 28 broches possède 4K x 14 bits de mémoire ROM, ce qui est jugé suffisant pour supporter le programme à développer. Puisque nous codons en assembleur, nous estimons employer moins de 2048 instructions. Par ailleurs, lors de l’exécution du programme, nous disposons de 192 octets de mémoire RAM pour sauvegarder les différents résultats ou paramètres servant à l’estimation de la profondeur vésicale et à la validation du déclenchement de l’alarme. Par conséquent, ce contrôleur favorise la miniaturisation du dispositif puisqu’il est autonome et 73 compact. En effet, celui-ci dispose d’une vingtaine de broches de contrôle (« I/O ») dont six fournissent jusqu’à 25 mA. Dans le cadre de ce projet, nous désirons évaluer les performances de deux transducteurs différents. En effet, nous croyons que les tests expérimentaux sont aussi destinés à connaître le compromis idéal entre la résolution (axiale et latérale) du transducteur et la distance de pénétration du faisceau incident. Par conséquent, nous avons choisi de tester deux transducteurs, oscillant respectivement à 3.5 MHz et 1.0 MHz. Il est à noter que le premier dispositif, conçu par notre équipe, utilisait de la même façon un transducteur de 3.5 MHz. Cependant, puisque nous tolérons une résolution axiale supérieure à 0.25 cm, nous pouvons diminuer la fréquence du second transducteur au profit de la profondeur de détection. Nous voulons ainsi optimiser l’amplitude des échos provenant du mur postérieur de la vessie. Par ailleurs, la résolution latérale maximale permise pour détecter les parois vésicales d’un enfant étant de quelques centimètres, nous choisissons d’utiliser un transducteur sans lentille, réduisant ainsi la hauteur de la sonde. En supposant que le diamètre du transducteur est suffisant pour que la région du champ proche englobe la vessie, la densité surfacique d’énergie acoustique est constante relativement à la distance parcourue. Cette propriété favorise la reproductibilité des mesures, indépendamment de la morphologie de l’enfant. Le Tableau 3.4 résume les propriétés des deux transducteurs conçus par notre équipe de recherche et fabriqués par la compagnie AMD (AMERICAN MEDICAL DESIGN, USA). Le diamètre D des transducteurs est déterminé à partir de 74 l’équation 2.9, telle que ZR ≥ 20 cm25 et la vitesse de phase est celle des muscles26. Notez que nous pourrons ultérieurement27 réduire la distance de transition ZR (si la divergence du faisceau sur le mur postérieur de la vessie est acceptable) afin de réduire le diamètre D du transducteur. Le Tableau 3.4 illustre le compromis entre la fréquence (profondeur de pénétration) et le diamètre D du transducteur. Ainsi, le rapport des diamètres D2 et D1 (Tableau 3.4) est inversement proportionnel à f2 f1 , si on considère ZR fixe (équation 2.9). Autrement dit, plus la fréquence du transducteur diminue (augmentation de la distance de pénétration), plus son diamètre augmente pour conserver la même distance de transition entre le champ proche et le champ éloigné. Tableau 3.4 Caractéristiques des deux transducteurs utilisés pour tester le dispositif expérimentalement. F D Qmax cmuscle RA ZR RL (dparcourue ≤ ZR) (MHz) (mm) - (m/s) (mm) (cm) (mm) 1 3.5 19 5 1570 0.6 20 38 2 1.0 38 5 1570 2 23 19 Transducteur # En supposant que le facteur de qualité Q de ces transducteurs est inférieur à 5 (AMD, 1998), nous pouvons estimer la résolution axiale RA de nos deux transducteurs à l’aide de l’équation 2.8. Nous nous assurons ainsi que les deux sondes ne limitent pas la résolution 25 Distance maximale entre la sonde et le mur postérieur. Nous voulons faire l’analyse d’un cas extrême afin de déterminer le plus grand diamètre D requis pour garantir que la vessie se trouve dans le champ proche. 26 75 axiale du dispositif, ultérieurement fixée à 2.5 mm de muscles vésicaux. Finalement, la résolution latérale d’une sonde correspond au diamètre de son transducteur puisqu’il n’est pas muni de lentille focale. La Figure 3.2 schématise les sondes que nous avons conçus. Nous apporterons, en conclusion de ce mémoire, des suggestions pour l’amélioration des performances des sondes selon les résultats expérimentaux que nous aurons obtenus. Connecteur SSMB Inductance Circuit imprimé Couche d’adaptation d'impédance D Couche d'absorbtion Élément piézo-électrique Figure 3.2 Illustration des différentes couches formant la sonde ultrasonore. 27 Lorsque nous commercialiserons l’alarme de conditionnement. 76 3.3 Réalisation matérielle Cette section est consacrée aux circuits électroniques qui composent l’alarme de conditionnement ultrasonore, conçus et réalisés dans le cadre de ce projet. Nous traiterons plus précisément de la topologie de l’étage d’alimentations, de l’émetteur et du récepteur. De surcroît, nous décrirons le rôle des composants électroniques utilisés et rapporterons leurs principales caractéristiques. Nous expliquerons ici le fonctionnement de ces étages du dispositif, alors que nous rapporterons, à la section 4.1, les résultats illustrant leur fonctionnement. Veuillez consulter l’annexe A pour obtenir la valeur ou le numéro des composants électroniques utilisés lors de la réalisation du dispositif28. 3.3.1 Alimentations DC L’alarme de conditionnement utilise une traditionnelle pile alcaline de 9V, modèle MN1604 (580 mAh) de Duracell Inc. (1998), pour générer deux alimentations DC régularisées. La première de 5V alimente le contrôleur, l’interface de l’usager programmable, l’alarme sonore et l’écran de validation (figure 2.15). Pour générer une alimentation de 5 V à partir d’une pile de 9 V, nous avons utilisé le composant LM340, un régulateur de tension de type « step-down » fabriqué par National Semiconductor (1998). Ce dernier fournit un courant maximal de 1 A. La seconde alimentation du dispositif est de 15 V. Elle alimente l’émetteur et le récepteur. Cette tension est souhaitée pour commuter efficacement29 les transistors MOS de puissance Q2 et Q3, capables de 28 29 L’annexe A sera retirée de ce mémoire suivant sa publication officielle. Minimisation de la résistance drain-source lorsque le transistor de puissance est fermé. 77 supporter une tension maximale drain-source de 200 V. Par ailleurs, l’alimentation de 15 V augmente aussi la plage dynamique de l’étage d’amplification permettant au contrôleur de détecter des échos de plus faibles amplitudes30. La Figure 3.3 illustre le schéma électrique du circuit générant la tension de 15 V. Nous utilisons le composant MAX643, un convertisseur DC/DC de type « step-up » fabriqué par Maxim Integrated Products (1998). 5V R4 LBO L1 VIN D2 15V N/C LX C3 LBO C4 C5 Q1 EXT VOUT R2 MAX643 S1 LBI C2 CCOM P 9V R1 D1 C1 R3 GND VFB Figure 3.3 Schéma du circuit d’alimentation de 15 V utilisant un convertisseur DC/DC et une pile alcaline de 9 V. Le principe de ce circuit consiste à charger un courant dans la bobine L1 (Q1 fermé) pour ensuite la décharger (Q1 ouvert), via la diode schottky D2, sur les condensateurs C3, C4 et C5. La puissance maximale livrée par ce convertisseur est de 10 W. Par conséquent, lorsque nous régularisons une tension de 15 V, nous disposons d’un courant DC maximal 30 Le premier prototype de l’alarme alimente l’étage d’amplification à 9V (non régularisée). 78 autour de 650 mA. Le composant MAX643 est muni d’un détecteur de basse tension qui vérifie l’état de la pile l’alimentant. La sortie LBO est reliée au contrôleur qui sonne l’alarme lorsque la tension de l’entrée LBI descend sous 1.31 V. Le Tableau 3.5 décrit le rôle de chacun des composants utilisés dans la conception de l’alimentation de 15 V. Tableau 3.5 Description du rôle des composants électroniques utilisés dans la conception de l’alimentation de 15 V. Composants Description Fonction S1 Commutateur SPDT mécanique Mise sous tension du dispositif (On/Off). D1 Diode schottky (5 A) Isole le MAX643 contre une polarisation inverse de la pile. R1 Résistance ¼ W Décharge le condensateur C1 lorsque le dispositif est éteint. C1 Condensateur électrolytique Filtre les oscillations de la pile alcaline de 9 V. R2-R3 Résistances ¼ W Détecte une pile dont la tension est inférieure à VLB. L1 Bobine toroïdale de puissance Emmagasine l’énergie (courant) pour la (IPK > 5 A) conversion de tension effectuée par le MAX643 (9 V à 15 V). Q1 Transistor NMOS à faible résistance RDS Commute la bobine L1. 79 D2 Diode schottky (5 A) Isole les condensateurs C3, C4 et C5 lorsque Q1 est fermé et L1 se charge en courant. C2 Condensateur (céramique) Compense le diviseur de tension interne fixant la sortie à 15 V. R4 Résistance ¼ W Monte la sortie LBO à l’alimentation de 5 V lorsque le voltage de la pile est < à VLB (NMOS à sortie drain ouvert). C3, C4, C5 Condensateurs électrolytiques (aluminium) 3.3.2 Filtre les oscillations de la sortie régularisée à 15 V. Émetteur Le rôle de l’émetteur consiste à exciter le transducteur afin de générer le faisceau d’ultrasons. Il est constitué de deux étages électroniques de puissance alimentés à 15 V : le convertisseur DC/DC haut voltage et le générateur d’impulsions. Le convertisseur DC/DC conçu dans le cadre de ce projet utilise quelques composants discrets pour générer, à partir de l’alimentation de 15 V, une tension maximale de 200 V. La Figure 3.4 illustre le schéma électrique de cet étage. Le principe de fonctionnement de ce circuit est identique à celui de l’alimentation de 15 V. Le contrôleur commute Q2 (EN_OSC) afin d’élever la sortie VHIGH jusqu’à ce que la tension du nœud connectée à l’entrée positive du comparateur analogique interne du contrôleur (DC_SAMPLE) dépasse la tension de référence programmable (PREFA). Cette technique de rétroaction permet au contrôleur d’échantillonner la sortie VHIGH, dans le but d’interrompre l’activation du convertisseur DC/DC aussitôt que la haute tension est stable minimisant de cette façon la 80 consommation de courant (optimisation de la durée de vie de la pile). Le potentiomètre POT1 permet à l’usager de réduire la tension VHIGH dans le but de trouver le meilleur compromis entre l’amplitude du pulse d’excitation (∝ à l’amplitude des échos) et la consommation de courant liée à la durée d’activation de cet étage. 15V C7 L2 D3 C6 VHIGH VG2 U1 Q2 C8 C9 EN_OSC R5 DC_SAMPLE R6 POT1 Figure 3.4 Schéma électrique du convertisseur DC/DC générant une tension DC maximale de 200 V pour l’excitation du transducteur. Le Tableau 3.6 décrit le rôle de chacun des composants utilisés dans la conception du convertisseur DC/DC. 81 Tableau 3.6 Description du rôle des composants électroniques utilisés dans la conception du convertisseur DC/DC. Composants C6-C7 Description Condensateurs Fonction Découple U1 et filtre l’alimentation de 15 V. U1 Driver MOS ultra-rapide Minimise le temps de charge de la capacité de grille de Q2 (commutation rapide). Réduit les pertes associées à RDS de Q2. Q2 Transistor NMOS de puissance Commute la bobine L2. à faible RDS (V(BR)DSS = 200 V) L2 D3 C8, C9 Inductance toroïdale de Emmagasine l’énergie (courant) pour la puissance (IPK > 1.0 A) conversion de tension de 15 V à VHIGH. Diode de recouvrement ultra- Isole les condensateurs C8 et C9 lorsque rapide (4 A, 200 V) Q2 est fermé et L2 se charge en courant. Condensateurs (V > 200 V) Convertit l’énergie (courant) emmagasinée dans L2 en tension. R5, R6, Résistances ¼ W Échantillonne la sortie VHIGH. POT1 Le rôle du générateur d’impulsions consiste à développer un pulse de haut voltage aux bornes du transducteur pour qu’il vibre et qu’il émette le faisceau incident d’ultrasons. Par ailleurs, il doit aussi isoler l’émetteur du récepteur durant l’activation de ce dernier afin d’augmenter l’impédance de la charge31 vue par le transducteur, ce qui a pour effet 31 Émetteur et récepteur connectés en parallèle. 82 de maximiser l’amplitude des échos détectés32. La Figure 3.5 illustre le schéma électrique du générateur d’impulsions. D4 IR2117 15V VHIGH VCC C10 VB C11 EN_PULSER U2 C12 IN VG3 Q3 HO VS3 COM VS Q4 R7 Q5 Q6 Protection du IR2117 VG3 Q7 VEXC R8 RL Transducteur ultrasonore Figure 3.5 Schéma électrique du générateur d’impulsions. Pour que la montée et descente du pulse de haute tension soit la plus abrupte possible (actif à la montée et descente), nous optons pour l’utilisation d’un « high-side driver » (IR2117) commandé directement par le contrôleur (EN_PULSER). Ce composant électronique, fabriqué par International Rectifier (1998), possède une alimentation flottante (entre VB et VS33) lui permettant ainsi de contrôler la commutation d’une haute 32 Nous parlons du transfert d’énergie acoustique en énergie électrique lorsqu’un écho est capté par le transducteur. 33 Aux bornes de C12 dans le mode d’alimentation « bootstrap ». 83 tension via un transistor NMOS de puissance (Q3). Lorsque le IR2117 est alimenté dans le mode « bootstrap », la diode de recouvrement D4 charge le condensateur C12 (VB) à 15 V. L’énergie emmagasinée sur ce condensateur est utilisée pour charger34 la grille de Q3 (drain est connecté à VHIGH). La tension de l’entrée VS doit être supérieure à –5V afin de limiter l’alimentation flottante à 20 V. Puisque l’impédance du transducteur est inductive35, une tension négative apparaît à ses bornes après son excitation, ce qui nous oblige à protéger l’entrée VS du IR2117 (R7, R8, Q4, Q5, Q6, Q7). La topologie de ce circuit génère donc un pulse d’excitation VEXC dont l’amplitude est inférieure à VHIGH. Cette perte est attribuable, d’une part, au seuil de conduction VTH de Q3, qui affecte directement VS3 aussitôt que la sortie HO du IR2117 est inférieure à VHIGH + VTH, et d’autre part, par l’électronique de protection du IR2117 qui entraîne une diminution de l’impédance36 vue par la source de Q3 (accentue VDS3) et ajoute une autre chute de tension causée par Q7 (RDS7). Le Tableau 3.7 décrit le rôle de chacun des composants utilisés dans la conception du générateur d’impulsions. 34 La tension de la sortie HO du IR2117 ferme Q3. 35 On veut émettre une onde ultrasonore symétrique afin que les échos possèdent une amplitude positive et négative (important lors d’une inversion de phase de 180° sur certaines interfaces). 36 Les résistances séries R7 et R8 sont connectées en parallèle avec l’impédance série formée par RDS7 et RL. 84 Tableau 3.7 Description du rôle des composants électroniques utilisés dans la conception du générateur d’impulsions. Composants C10-C11 U2 Description Fonction Condensateurs Découple U2 et IR2117. Driver MOS ultra-rapide Convertit le niveau logique de commande entre le contrôleur et le IR2117. D4 Diode de recouvrement ultra- Recharge C12 à 15 V pour l’alimentation rapide (200 V) flottante du IR2117 suivant l’excitation du transducteur (mode « bootstrap »). C12 Condensateur Q3 Transistor NMOS de puissance Commute le haut voltage provenant du à faible RDS (V(BR)DSS = 200 V) Q4, Q5, Q6 Transistors bipolaires NPN Emmagasine l’énergie pour fermer Q3. convertisseur DC/DC. Agissent comme une diode zener à faible courant lors de la fermeture de Q7 (VGS7 ≈ 18 V). R7 Résistances ¼ W Maintient la sortie Vs du IR2117 supérieure à 0 V. R8 Résistances ¼ W Assure la conduction inverse de Q4, Q5 et Q6 lors de la fermeture de Q7. Q7 Transistor PMOS de puissance Isole le IR2117 du transducteur dont à faible RDS (V(BR)DSS = 200 V) l’impédance est inductive. Lors de la détection des échos, l’impédance de Q7 maximise le transfert d’énergie électrique entre le transducteur et le récepteur. 85 3.3.3 Récepteur Le rôle du récepteur consiste à informer le contrôleur lors de la détection des échos. Il est composé d’un étage d’amplification, d’un démodulateur (détecteur d’enveloppe) et d’un étage de détection des échos (comparateur analogique). La Figure 3.6 illustre le schéma électrique du récepteur alimenté à 15 V37, via le contrôleur (EN_AMP), aussitôt l’excitation du transducteur terminée38. EN_INT 15V 15V C14 U3 C13 EN_AMP Q8 R10 VEXC R14 VIN+ POT5 C15 R9 VAMP R15 VDEM U5 D7 D5 D6 R11 ECHO U4 POT3 Ultrasonic Transducer R16 R13 POT2 C16 C17 R12 Étage d'amplification POT4 Démodulateur Étage de détection Figure 3.6 Schéma électrique du récepteur composé de l’étage d’amplification, du démodulateur et de l’étage de détection des échos. 37 Augmente la plage dynamique de l’amplificateur. Ne pas confondre l’activation du récepteur (alimentation de l’amplificateur et du comparateur à 15 V via EN_AMP) avec la technique d’amplification sélective qui consiste à activer EN_INT (autorise le contrôleur à détecter les échos). 38 86 À l’entrée du récepteur39, une électronique de protection, composée de R9, D5 et D6, isole l’entrée positive de l’amplificateur U4 du pulse de haute tension excitant le transducteur (VEXC). Afin de détecter des échos dont l’amplitude est située entre [0 V, 15 V], une tension DC est superposée aux échos amplifiés à la sortie de l’amplificateur (topologie non-inverseur). Ce dernier possède un gain maximal en boucle fermé de 30 dB que l’usager peut diminuer, par l’entremise du potentiomètre POT3, lorsque sa sortie est saturée et que la résolution axiale est trop élevée. L’étage d’amplification est connectée à un démodulateur qui redresse l’enveloppe positive des échos amplifiés (D7, C17, R13 et POT4). L’enveloppe de ces échos est ensuite comparée à une tension de référence (seuil de détection) dont l’amplitude excède la somme de la tension DC et du bruit amplifié, démodulé et filtré (C17). Lorsque l’amplitude de l’enveloppe d’un écho dépasse le seuil de détection et que l’amplification sélective est activée (EN_INT haut), la sortie du comparateur (ECHO) bascule à 5 V pour informer le contrôleur de la réception d’un écho. Puisque le contrôleur détecte les échos par l’échantillonnage du pulse logique à la sortie du comparateur, la durée de ce pulse doit être suffisante pour permettre au contrôleur de le détecter lorsque les échos sont de faibles amplitudes, sans toutefois les confondre (« aliasing ») lorsque deux échos sont de grandes amplitudes. Ainsi, pour optimiser la résolution axiale du dispositif en fonction de l’amplitude des échos reçus40, l’usager dispose de deux potentiomètres. Le premier, POT4, modifie la constante de décharge de C17 (largeur de l’enveloppe), alors que le 39 L’entrée du récepteur est connectée à la sortie du générateur d’impulsions. 87 second, POT5, ajuste le seuil de détection. Autrement dit, la résolution axiale du dispositif est améliorée lorsque POT4 diminue et POT5 augmente. L’inverse optimise la détection d’échos de faibles amplitudes. Le Tableau 3.8 décrit le rôle de chacun des composants utilisés dans la conception du récepteur. Tableau 3.8 Description du rôle des composants électroniques utilisés dans la conception du récepteur (étage d’amplification, démodulateur, détecteur d’échos). Composants Description Fonction C13, C14 Condensateurs Découple U3 et l’alimentation de 15 V. U3 Driver MOS ultra-rapide Convertit le niveau logique de EN_AMP à 15 V afin de minimiser RDS8 lors de l’activation du récepteur. Q8 Transistor PMOS à faible RDS Alimente le récepteur à 15 V lorsque EN_AMP R9 Résistance ¼ W est haut. Limite le courant dans les diodes D5 et D6 lors de l’excitation du transducteur. D5, D6 Diodes signal Protège l’entrée l’amplificateur du pulse de haute tension lors de l’excitation du transducteur. C15 Condensateur Isole le transducteur de la tension DC ajoutée pour la détection des échos entre [0 V, 15 V]. Sert aussi de filtre passehaut (R9, R10, R11 et POT1). 40 L’amplitude des échos reçus dépend principalement du milieu de propagation (section 4.2). 88 R10, R11, Résistances ¼ W Fixe la tension DC, superposée à POT2 l’amplitude des échos. R12, POT3 Résistances ¼ W Fixe le gain en boucle fermée de l’amplificateur. C16 Condensateur Prévient l’amplification de la tension DC présente à l’entrée positive de l’amplificateur. Sert de filtre passe-haut (augmente le gain en boucle fermé proportionnellement à la fréquence). D7 Diode signal Redresse l’écho amplifiée afin d’obtenir uniquement l’amplitude positive. C17 Condensateur Maintient l’enveloppe positive à ses bornes. Sert de filtre passe-bas pour l’élimination du bruit superposé à l’enveloppe. R13, POT4 Résistances ¼ W Établit la constante de décharge de C17 pour l’ajustement (POT4) de la durée de détection des échos (sortie du comparateur). R14, R15, Résistances ¼ W POT5 Fixe la tension de référence du comparateur pour la détection des échos. POT5 permet de modifier le seuil de détection afin de négliger l’effet du bruit. R16 Résistances ¼ W Monte la sortie du comparateur à 5 V lorsque EN_INT est haut et qu’un écho est détecté (sortie à collecteur ouvert). 89 3.4 Réalisation logicielle Cette section explique le rôle du contrôleur lorsque notre alarme de conditionnement ultrasonore opère normalement. Nous aborderons les diverses fonctions qu’il exerce depuis l’excitation du transducteur au déclenchement de l’alarme pour réveiller l’enfant lorsque la profondeur vésicale, calculée à maintes reprises, est supérieure au seuil critique défini par l’usager41. Pour le dire autrement, nous allons décrire la programmation réalisée dans le cadre de ce projet42, et plus spécifiquement le programme permettant de valider le fonctionnement du dispositif sur un milieu de propagation simulant celui du corps humain. Le schéma bloc de la Figure 3.7 illustre clairement les étages électroniques commandés par le contrôleur. Nous avons déjà mentionné que le contrôleur active l’émetteur et le récepteur afin de mesurer le temps écoulé entre l’excitation du transducteur et la réception des différents échos. Puisque que nous connaissons la célérité (vitesse de phase) du milieu de propagation, le contrôleur calcule la distance qui sépare chacune des interfaces situées entre la sonde et le mur postérieur de la vessie. Étant donné que l’urine contenue dans la vessie constitue un milieu homogène qui ne cause aucune réflexion du faisceau incident d’ultrasons, la profondeur vésicale implique nécessairement l’évaluation de la distance séparant deux échos successifs. Parce qu’il s’avère impossible de prédire l’orientation de la sonde, tout comme la nature et le nombre d’interfaces situées devant le mur antérieur de la vessie, le défi consiste à identifier quels échos successifs représentent respectivement le mur antérieur et le mur postérieur de la vessie. Un peu plus loin dans cette section, nous expliquerons le stratagème employé 41 Le seuil critique est ajusté à l’aide de l’interface de l’usager. 90 pour que le contrôleur cible adéquatement les murs vésicaux. Par la suite, nous illustrerons l’avantage de l’estimation du volume vésical dédié à la prédiction de la miction. En effet, la fiabilité et la précision des mesures effectuées par le dispositif augmentent à mesure que le volume vésical croît. Interface de l'usager Écran à cristaux liquides LBO Alarme sonore PULSER_SELECT MODE EN_LCD LCD_DB7 LCD_DB4 LCD_DB6 LCD_RS LCD_RW ÉCHO DC_SAMPLE EN_INT EN_PULSER Convertisseur DC/DC à tension variable BUZZER LCD_DB5 PIC14000/JW EN_OSC LBO EN_AMP Générateur d'impulsions à durée variable Détecteur d'échos Étage d'amplification à gain variable Émetteur Transducteur ultrasonore Démodulateur Récepteur Figure 3.7 Schéma bloc des étages commandés par le contrôleur. Par ailleurs, la Figure 3.7 illustre l’interface usager connectée au contrôleur. Elle est formée de deux commutateurs mécaniques qui permettent à l’usager de modifier rapidement les différents paramètres programmables, accélérant ainsi le développement 42 La finalité est la détection des murs vésicaux d’un adulte à l’aide d’un oscilloscope. 91 et la validation du fonctionnement de l’émetteur et du récepteur. Lors des tests cliniques, cette interface usager sera utilisée pour calibrer le dispositif selon la morphologie vésicale de l’enfant. Le Tableau 3.9 résume les fonctions de l’interface usager du dispositif. Les deux modes d’opération servent à ajuster, d’une part la profondeur vésicale critique et, d’autre part, la durée d’excitation de la sonde selon la morphologie de l’enfant. Tableau 3.9 Description des fonctions de l’interface usager lors de la validation clinique du dispositif. Modes d’opération43 Ajustements logiciels44 Description Sélection de la profondeur vésicale Permet à l’usager d’ajuster le critique prédisant la miction de seuil de détection d’une l’enfant testé cliniquement. vessie pleine selon la Incrément fixe de 1 mm/sélection. morphologie de l’enfant. Sélection de la durée du pulse Permet à l’usager d’excitation de la sonde adaptée à d’optimiser la résolution la morphologie de l’enfant. axiale de la sonde utilisée (1 Calibration Estimation Incrément fixe de 700 ns/sélection. MHz ou 3.5 MHz). 43 Le commutateur spécifiant le mode d’opération du dispositif est du type SPDT (« single-pole-doublethrow »). 44 Le commutateur d’incrémentation du paramètre propre au mode d’opération du dispositif est du type tactile momentané. 92 Pour nous assurer de la justesse de divers paramètres programmés (profondeur critique) et vérifier l’exactitude des calculs réalisés par le contrôleur (profondeur vésicales estimées en fonction des temps de réception des échos détectés), les données et résultats sont affichés sur un écran à cristaux liquides. Tout comme l’oscilloscope permet de visualiser le fonctionnement des étages électroniques commandés par le contrôleur, l’écran LCD (« liquid crystal display ») valide le programme effectué par le contrôleur. Cet écran LCD constitue un outil supplémentaire de développement qui ne sera pas intégré dans l’alarme de conditionnement commercialisée. Il est uniquement utilisé durant les phases de tests expérimentaux et cliniques (Hôpital Général pour Enfants de Montréal) afin de vérifier la précision des mesures effectuées. Le code assembleur du programme de validation expérimentale est situé à l’annexe B. La Figure 3.8 correspond à l’organigramme du programme exécuté par le contrôleur lorsque nous validons expérimentalement, via l’oscilloscope et écran LCD, le dispositif sur un milieu de propagation simulant l’atténuation des tissus humains. 93 Non Pile fonctionnelle ? (VIN < 7.7 V) Oui Mode alarme ? Non (Mode calibration) Oui (Mode alarme) Excitation de la sonde Détection des échos Traitements numériques Profondeur > seuil critique ? Non Oui Algorithme de validation Estimations fiables ? Non Oui Activation de l'alarme Affichage des résultats Controleur en mode "standby" Figure 3.8 Organigramme illustrant le déroulement du programme effectué par le contrôleur. 94 (1) Vérification de l’état de la pile 9V : le programme débute avec une vérification de la tension de la pile alimentant l’alarme de conditionnement ultrasonore. Le contrôleur échantillonne l’entrée LBO (Figure 3.7) afin de s’assurer que la tension VIN (Figure 3.3) est supérieure à 7.7 V (Figure 4.1). Lorsque le signal LBO est à un bas niveau, le contrôleur active l’alarme qui signale à l’usager qu’il lui faut changer la pile. Pendant ce temps, le dispositif cesse d’effectuer des mesures pour éviter d’accroître inutilement la décharge de la pile, dont la tension doit obligatoirement être supérieure à celle de l’alimentation du contrôleur et de l’écran LCD. En effet, la transmission de données du contrôleur vers l’écran45 oblige ce dernier à autoriser la poursuite de la communication, ce qu’il ne peut accomplir si sa tension d’alimentation est insuffisante. Conséquemment, le programme demeure en boucle infinie, compromettant ainsi la suite de la vérification de l’état de la pile. (2) Vérification du mode d’opération : lorsque la pile du dispositif est fonctionnelle, le contrôleur identifie ensuite le mode d’opération du dispositif. À l’aide du commutateur S2 (annexe A), l’usager choisit l’un des modes suivants : « calibration » ou « alarme ». (a) Durant le mode « calibration », l’alarme de conditionnement n’effectue pas d’estimation de la profondeur vésicale46, réduisant ainsi la consommation de puissance pendant que l’usager ajuste le dispositif selon la morphologie de l’enfant énurétique. Ce mode d’opération permet alors de prolonger la durée de 45 46 Cette situation survient lorsque le dispositif affiche les données et résultats sur l’écran LCD. L’émetteur et le récepteur sont inactifs durant le mode « calibration ». 95 vie de la pile lorsque l’alarme de conditionnement est alimentée47 et que la sonde n’est pas encore adéquatement positionnée sur le patient (mode « standby »). Ce mode d’opération permet ainsi à l’usager de modifier la profondeur vésicale critique afin de l’adapter à la morphologie abdominale de l’enfant énurétique, optimisant de cette façon la précision de la prédiction du début de la miction. Les données courantes sont alors affichées sur l’écran LCD afin de les valider. (b) Durant le mode « alarme », le dispositif effectue une estimation de la profondeur vésicale toutes les deux secondes. Afin d’optimiser la résolution axiale de la sonde utilisée, l’usager peut ajuster, en tout temps, la durée du pulse d’excitation. (3) Excitation de la sonde : le mode « alarme » débute par l’excitation de la sonde pour générer le front incident d’ondes ultrasonores. Ainsi, le contrôleur active l’émetteur tel qu’illustré par l’organigramme de la Figure 3.9. Il initie d’abord l’activation du convertisseur DC/DC afin de produire la tension élevée VHIGH (Figure 3.4) requise pour faire vibrer le transducteur. Lorsque la haute tension est stable (la sortie du comparateur analogique interne bascule et génère une interruption), le contrôleur désactive le convertisseur DC/DC afin de limiter le bruit provoqué par la commutation de Q2 (Figure 3.4). Il initialise ensuite le compteur temporel, puis génère le pulse de haute tension selon la largeur d’impulsion sélectionnée par l’usager. 47 L’alarme de conditionnement est dite alimentée lorsque le commutateur S1 (figure A.1) est fermé. 96 Activation du convertisseur DC/DC Interruption du comparateur analogique interne ? Non Oui Désactivation du convertisseur DC/DC Initialisation du compteur temporel Génération du pulse d'excitation Figure 3.9 Organigramme illustrant le rôle du contrôleur lors de l’excitation de la sonde. (4) Détection des échos : suivant l’excitation de la sonde, le contrôleur commande le récepteur et détecte les échos. Il débute par l’activation de l’alimentation de 15V des étages d’amplification et de comparaison. Durant la période transitoire, correspondant au temps de charge des condensateurs C15 et C16 (Figure 3.6), la sortie de l’amplificateur est instable, ce qui empêche la détection des interfaces situées immédiatement sous la peau. Toutefois, cette limitation ne constitue pas un désavantage puisque l’alarme de conditionnement utilise une technique de détection sélective (DS) qui retarde déjà le début de l’échantillonnage de la sortie du comparateur48. Puisque l’estimation de la profondeur vésicale correspond 48 Le contrôleur détecte les échos par échantillonnage de la sortie du comparateur analogique. 97 obligatoirement49 à une distance séparant deux échos successifs, le contrôleur doit pouvoir identifier le mur antérieur. En pratique, il s’avère impossible de prédire le nombre d’interfaces situées entre la sonde et le mur antérieur de la vessie. Nous ignorons donc la nature du premier écho réfléchi lorsque nous débutons la détection immédiatement après la stabilisation de la sortie de l’amplificateur50. La technique de détection sélective facilite la localisation du mur antérieur de la vessie parmi la multitude d’échos détectés. Il suffit d’imposer un délai temporel entre le moment où la sonde est excitée et le début de la détection des échos afin que la distance maximale entre deux échos successifs corresponde toujours à l’estimation de la profondeur vésicale. Afin d’assurer la fiabilité des mesures effectuées à partir du moment où la profondeur vésicale de l’enfant atteint la moitié de la distance critique prédisant la miction, nous débutons la détection des échos à proximité du mur antérieur de la vessie lorsque le volume est maximal. Cette situation correspond au cas limite51 qui garantit la détection du mur antérieur indépendamment du volume vésical. Ainsi, pour la morphologie vésicale illustrée à la Figure 3.1 (section 3.2), un délai inférieur à 73.8 us (Tableau 3.3) remplit ladite condition. En pratique, le délai optimal varie d’un enfant à l’autre. Toutefois, notre alarme de conditionnement permet un ajustement logiciel de ce délai de détection selon les dimensions spécifiques de l’enfant. La Figure 3.10 démontre le rôle du contrôleur lors de la détection des échos. Celui-ci échantillonne la sortie du comparateur et sauvegarde le 49 On néglige l’hypothèse d’une pierre au rein. La sortie de l’amplificateur se stabilise environ 30 us après l’excitation de la sonde. En pratique, la distance parcourue par le faisceau d’ultrasons correspond approximative de 2.25 cm lorsque la célérité du milieu de propagation est 1500 m/s. 50 98 contenu du compteur temporel lors de la réception d’un écho. La période de détection sélective se termine lorsque le faisceau d’ultrasons atteint le mur postérieur de la vessie ou que le nombre d’échos reçus est supérieur à sept. En fonction de l’exemple précédent, la détection sélective cesse au plus tard 215 us après l’excitation de la sonde (Tableau 3.3). Lorsque la détection sélective est terminée, le contrôleur désactive l’alimentation du récepteur jusqu’au cycle d’excitation suivant, prolongeant ainsi la durée de vie de la pile 9V. Activation du récepteur Délai de détection sélective (DS) Échantillonnage de la sortie du comparateur Écho détecté ? Non Oui Sauvegarde du compteur temporel Non Fin de la DS ? Désactivation du récepteur Figure 3.10 Organigramme illustrant le rôle du contrôleur lors de la détection des échos. 51 La distance entre la sonde et le mur antérieur est minimale lorsque la vessie est pleine. 99 (5) Traitements numériques : le traitement des données recueillies durant l’activation du récepteur débute par une vérification de la croissance des temps de détection sauvegardés par le contrôleur, tel qu’illustré à la Figure 3.11. Nous voulons garantir de cette manière que le contrôleur estime la profondeur vésicale à partir de données valides. Si tel n’est pas le cas, le contrôleur ignore ce cycle d’excitation et rejette le résultat courant pour ne pas influencer l’algorithme de validation du déclenchement de l’alarme. Lorsque les temps de détection croissent, le contrôleur localise alors l’écho réfléchi par le mur antérieur de la vessie. Il est important de noter que notre technique de détection sélective augmente la fiabilité de l’identification de ce mur, à mesure que la vessie se remplit. Finalement, puisque l’écho réfléchi par le mur postérieur suit immédiatement celui du mur antérieur, le contrôleur estime la profondeur vésicale par la différence des temps de détection de ces échos. Détection d'erreurs Temps de détection croissants ? Non Oui Localisation du mur antérieur Estimation de la profondeur vésicale Affichage des résultats Figure 3.11 Organigramme illustrant le traitement numérique effectué par le contrôleur après la détection des échos. 100 (6) Vérification du volume vésical : lorsque la profondeur vésicale estimée dépasse le seuil critique prédisant la miction, le contrôleur exécute un algorithme de validation pour vérifier si le résultat courant corrobore les précédents. Cette technique améliore la fiabilité du déclenchement de l’alarme car elle permet d’identifier une variation soudaine de la profondeur estimée qui peut soi résulter d’un déplacement de la sonde ou soi d’une mauvaise identification du mur antérieur de la vessie. Si tel est le cas, le contrôleur ignore le résultat courant et affiche les résultats du cycle d’excitation courant. À l’opposé, lorsque la profondeur vésicale estimée est reproduite sur plusieurs cycles d’excitation, le contrôleur active l’alarme. (7) Activation de l’alarme : deux situations distinctes provoquent le déclenchement de l’alarme. La première survient lorsque la pile n’est plus fonctionnelle. À ce moment, l’alarme sonne à intermittence, toutes les deux secondes, jusqu’à ce que l’usager éteigne le dispositif et qu’il remplace la pile désuète. La seconde situation se produit lorsque la vessie atteint le volume prédisant sa miction. Affichage des résultats : lorsque le dispositif opère dans le mode calibration, l’écran LCD affiche la profondeur vésicale critique ajustée par l’usager (Figure 3.12). Dans le mode alarme, le dispositif estime la profondeur vésicale de l’enfant et l’affiche sur l’écran LCD (Figure 3.13). Pour augmenter l’efficacité des tests cliniques à venir, nous affichons aussi le nombre d’échos détectés ainsi que les trois premiers temps de réception. 101 Figure 3.12 Affichage de la profondeur critique ajustée par l’usager lorsque le dispositif est dans le mode calibration. Figure 3.13 Affichage des résultats obtenus lorsque le dispositif opère dans le mode alarme. Le contenu de l’écran est mis à jour à la fin de chaque cycle d’excitation. On y retrouve la profondeur vésicale estimée, le nombre d’échos détectés et, pour les trois premiers, le temps écoulé depuis l’excitation de la sonde et leur détection. 102 CHAPITRE IV 4 SYNTHÈSE DES TESTS ET RÉSULTATS Ce chapitre est consacré à la description des résultats expérimentaux de notre alarme de conditionnement ultrasonore. Tout d’abord, nous rapporterons les résultats de la validation du fonctionnement de l’étage d’alimentations, de l’émetteur et du récepteur. Nous en profiterons pour élaborer davantage sur les considérations pratiques que nous avons suivies et respectées lors de la conception et réalisation de ces étages électroniques. Nous illustrons par la suite le fonctionnement de l’alarme de conditionnement testée sur la vessie d’un adulte, pour enfin expliciter les caractéristiques physiques et électriques de cette alarme. 4.1 Validation des étages électroniques Cette section rapporte divers résultats expérimentaux qui illustrent le fonctionnement des étages électroniques conçus à la section 3.3 (alimentations DC, émetteur et récepteur). Le Tableau 4.1 contient la liste des outils que nous avons utilisés lors de la réalisation et de la validation du dispositif. 103 Tableau 4.1 Liste des appareils utilisés lors de la conception du dispositif. # Description Modèle Fabricant Oscilloscope numérique 2 1 canaux - 100MHz Sauvegarde des courbes THS720 Tektronix (500MS/s par canal) pour présentation à l’aide du logiciel WaveStar. 2 Alimentation DC RPS-712MB Zurich 3 Sonde de courant 8112 4 Multimètre SMART2 5 Caractéristiques Kyoritsu 2 canaux de 20V (5A/9A) Bande passante: 100KHz Échelles: 200mA/2A/20A Radio Résistance, condensateur, Shack transistor BJT, diode Logiciel d’interface avec Programmeur de PICSTART Microchip développement PLUS Tech., Inc. MPLAB inclus (v.1.30.00) 6 Fantôme avec atténuation 84-317 4.1.1 Nuclear Émulation des tissus Associates humains (milieu atténuant) Alimentations DC Les résistances R2 et R3 de la Figure 3.3 ont été choisies pour que la tension VIN minimum se situe autour de 7.7 V. La sortie LBO descend lorsque l’entrée LBI du MAX643 est inférieure à 1.31 V (« bandgap interne »). La Figure 4.1 illustre l’état de la sortie LBO en fonction de la tension d’entrée VIN (Figure 3.3). Lorsque VIN descend sous 7.69V, le contrôleur active l’alarme sonore pour prévenir l’usager qu’il lui faut changer la pile. La bobine L1 est toroïdale (Figure 3.3) afin de réduire le bruit causé par l’émission d’ondes électromagnétiques. Nous optimisons ainsi le rapport signal sur bruit des échos 104 reçus. De prime abord, nous souhaitons que l’alimentation de 15 V offre le maximum de courant disponible pour alimenter l’émetteur et le récepteur. Pour ce faire, nous avons sélectionné l’inductance de la bobine afin qu’elle supporte le courant maximal survenant lorsque la période d’oscillations de Q1 est maximum (convertisseur PWM à 50 KHz), la tension de pile est maximum (9.5 V) et la résistance RDS de Q1 est minimum (0.5 V max.). Nous fixons le courant maximal à celui supporté par la diode schottky D2, soit à 5 A. Notez que l’inductance d’une bobine dépend de son mode de conduction (continu ou discontinu). Selon notre démarche, nous choisissons une bobine L1 dont l’inductance minimum spécifiée est au moins supérieure à celle calculée précédemment et qui soit capable de supporter le courant maximal de 5 A. VIN: 2V 2s LBO: 5V 2s dX: 3.67 s dY: 0 V X1: 1.27 s Y1: 7.69 V X2: 4.94 s Y2: 7.69 V T VIN LBO 0 0 X1 X2 Figure 4.1 Illustration de la détection d’une pile à faible voltage. Le contrôleur active l’alarme ultrasonore lorsque la tension d’entrée est inférieure à 7.69 V. 105 4.1.2 Émetteur Le courant maximal livré par l’alimentation de 15 V étant limité autour de 650 mA, nous devons choisir une bobine toroïdale L2 qui supporte ce courant, tout en emmagasinant un 2 maximum d’énergie (∝ à L ∗ I PK ) lorsque Q2 est activé (Figure 3.4). Puisque le contrôleur commute Q2, nous devons ajuster la fréquence et le rapport de cycle du signal de contrôle EN_OSC en fonction de l’inductance sélectionnée. Le courant dans une bobine croît linéairement (avant sa saturation) tel que iON (t ) = VLON L ∗ t + I 0 , où VLON est la tension aux bornes de L2 lorsque Q2 est fermé, t est la durée de charge de L2 et I0 est le courant initialement chargé dans L2 au moment de ladite commutation. Au moment où Q2 est ouvert, le courant emmagasiné dans L2 se décharge linéairement, via la diode de recouvrement D3 (200 V), sur les condensateurs C8 et C9. La diode D3 isole la bobine L2 des condensateurs C8 et C9 pour éviter que ces derniers se déchargent aussitôt que le courant dans la bobine est nulle. Autrement dit, le courant iOFF (t ) de la bobine L2 n’est jamais négatif52. Par conséquent, le courant iOFF (t ) décroît linéairement de iON (t ) vers zéro tel que la pente de décharge est VLOFF L , où VLOFF est la tension présente aux bornes de L2 lorsque Q2 est ouvert. Lorsque le courant i(t) atteint zéro, nous recommençons aussitôt le cycle de commutation de Q2 afin de limiter une décharge inutile de C8 et C9 52 On néglige la capacité parasite de l’anode de D3. 106 via les résistances R5, R6 et POT153. En supposant que la bobine L2 est complètement déchargée lorsque Q2 est fermé (I0 = 0 A), les temps de commutation sont définis comme suit : t ON = L VLON t OFF = ∗ I PK L VLOFF ∗ (− I PK ) (4.1) (4.2) où IPK est le courant limite dont dispose L2, soit autour de 500 mA (< à 650 mA), VLON ≈ 15 V et VLOFF ≈ -200 V54. Le rapport de cycle souhaité de EN_OSC diffère donc de 50% puisque L2 se décharge plus rapidement qu’elle se charge (tON > tOFF). Un errata publié par Microchip Technology Inc. (1998) stipule que la tension d’échantillonnage DC_SAMPLE est élevée de 0.5 V avant l’entrée positive du comparateur analogique interne. En supposant que la tension de référence programmable est fixée à 0.75 V (entrée négative), le contrôleur active le convertisseur DC/DC jusqu’à ce que la tension échantillonnée vaut 0.25 V (diviseur de tension formé par R5 et R6/POT1). La Figure 4.2 illustre la durée d’activation tON du convertisseur DC/DC au moment de la mise sous-tension du dispositif et ce, pour différentes tensions VHIGH (Figure 3.4) sélectionnées à l’aide du potentiomètre POT1. 53 Pour limiter les pertes d’énergie associées à ces résistances, l’impédance totale de cette branche de rétroaction s’élève à plus de 2 MΩ. 54 Après que le dispositif soit mis sous-tension, la tension VHIGH demeure autour de 200V au début de chaques cycles d’excitation. 107 VHIGH: 50 V 200 ms 190 V 160 V 130 V VHIGH 0 0 VG2: 10 V 200 ms tON V G2 0 Figure 4.2 Durée d’activation du convertisseur DC/DC lors de la mise sous-tension du dispositif pour trois hautes tensions sélectionnées par l’usager. La Figure 4.3 démontre le temps requis pour rétablir la haute tension avant chacun des cycles d’excitation. Lorsque la période latente est fixée à deux secondes, on constate que VHIGH chute approximativement de 8 V. Le contrôleur active le générateur d’impulsions via sa sortie EN_PULSER. Afin d’ajuster la puissance acoustique émise, l’usager peut modifier la durée du pulse via l’interface de l’usager. La Figure 4.4 illustre deux pulses d’excitation autour de 130 V (VEXC) sur une charge passive RL de 1 KΩ (Figure 3.5). La largeur minimale d’un pulse commandé par le PIC14000 correspond à t1 = 800 ns (4 cycles d’instructions). L’incrément temporel minimum sélectionné par l’usager afin d’augmenter la largeur du pulse est de 600 ns. 108 Ainsi, la durée du deuxième pulse, illustrée sur cette figure, équivaut à t2 = 1.4 µs. Le temps de montée et descente du pulse est de l’ordre de 100 ns. VHIGH-DC VHIGH-AC T 0 VG2: VHIGH-AC: VG2 10 V 50 ms 2 V 50 ms VHIGH-DC: 50 V 50 ms 0 tON 0 Figure 4.3 Durée d’activation du convertisseur DC/DC entre chacun des cycles d’excitation du transducteur dont la période est fixée à deux secondes. L’amplitude du pulse d’excitation dépend nécessairement de l’impédance de la charge RL. Lorsque Q3 et Q7 sont fermés (Figure 3.5), la résistance statique RDS de ces transistors entraîne une diminution de l’amplitude du pulse à mesure que l’impédance de la charge décroît55. En d’autres termes, l’équivalent Thévenin vu par le transducteur est : RTH ≈ RDS7 + ( R 7 + R8) // RDS3 56 55 56 Ici, on néglige l’effet de R7 et R8. Ici, on néglige Q4, Q5 et Q6. (4.3) 109 VTH = VHIGH * ( R7 + R8) ( R7 + R8 + RDS3 ) (4.4) Par conséquent, une diminution de RL augmente l’effet de RTH, ce qui se répercute par une diminution de VEXC (Figure 4.5). VEXC: RL = 1 K Ω 20 V 200 ns VEXC 01↓ T 0 t1 t2 Figure 4.4 Illustration de la variation de la durée du pulse d’excitation commandé par le contrôleur. La Figure 4.6 illustre le fonctionnement de l’électronique de protection servant à protéger l’entrée VS du IR2117 d’une tension négative survenant lorsque la charge RL est le transducteur de 1 MHz (impédance inductive). Constatez que l’amplitude du signal VS3 est toujours positive, contrairement à celle du pulse d’excitation. Par ailleurs, l’amplitude de VEXC se situe autour de 110 V. Selon la Figure 4.5, nous pouvons déduire que l’impédance du transducteur de 1 MHz (en résonance) vaut approximativement 40Ω. 110 RL = 1 K Ω RL = 110 Ω RL = 39 Ω RL = 12 Ω VEXC VEXC: 20 V 200 ns 0 t1 0 Figure 4.5 Illustration de l’amplitude du pulse d’excitation en fonction de plusieurs charges résistives. VHIGH, VG3, VS3, VG7, VEXC: 50 V 200 ns VHIGH VG3 Y1 VS3 dX: 0 s dY: 46.7 V X1: 141 ns Y1: 156 V X2: 141 ns Y2: 110 V Y2 VG7 VEXC 0 0 X1 X2 t1 Figure 4.6 Illustration de la protection du « high-side driver » contre un voltage négatif survenant aux bornes d’une charge inductive pulsée (transducteur de 1 MHz). 111 La bobine du transducteur se charge en courant durant l’excitation proprement dite. Plus la durée d’une impulsion est élevée, plus le courant qu’elle emmagasine augmente, ce qui accentue avec le temps la chute de tension aux bornes de Q3 et Q7. Autrement dit, l’amplitude du pulse d’excitation décroît proportionnellement avec la durée d’excitation (Figure 4.7) pour le transducteur de 1 MHz. Notez toutefois que l’amplitude négative maximale de VEXC, causée par le transfert de l’énergie emmagasinée dans la bobine (en // avec le transducteur), augmente aussi proportionnellement avec la durée d’excitation57. De surcroît, l’amplitude de la deuxième période est énormément atténuée (couche d’absorption située à l’arrière du transducteur) et ce, indépendamment de la durée de pulsation du transducteur (t1 ou t2). Nous constatons toutefois à la Figure 4.8 qu’elle l’est davantage lorsque la durée de pulsation est t2. Par conséquent, pour le transducteur de 1 MHz, la durée de pulse optimisant la résolution axiale du dispositif (après l’amplification des échos) est de 1.4 µs. VEXC: VEXC 50 V 1 us T 0 0 t1 t2 t3 (Voir figure suivante) Figure 4.7 Amplitude d’excitation en fonction de la durée du pulse appliqué sur le transducteur de 1 MHz. 57 Ceci est souhaitable afin de détecter tous les types d’interfaces (inversion de phase de 180° ou non). 112 T dX: 267 ns dY: 867 mV X1: 4.41 us Y1: 1.45 V X2: 4.67 us Y2: 587 mV VEXC 0 t1 VEXC 0 t2 VEXC: 2 V 2 us Figure 4.8 Illustration de l’atténuation de la deuxième période du signal ultrasonore en fonction de la durée du pulse d’excitation. La Figure 4.9 illustre l’amplitude de VEXC en fonction de la durée du pulse pour le transducteur de 3.5 MHz. Puisque l’inductance de la bobine de la sonde est inversement proportionnelle à la fréquence de résonance du transducteur, l’amplitude du pulse d’excitation décroît plus rapidement avec le temps58 que celle du transducteur de 1 MHz. En outre, l’amplitude maximale appliquée sur ce transducteur est inférieure à celle excitant le transducteur de 1 MHz. En effet, cette réduction de l’énergie acoustique émise par ce transducteur est causée par à une diminution de son impédance (RL), ce qui entraîne l’augmentation de l’effet de RTH dans l’équation 3.5. Autrement dit, l’impédance de ce transducteur est plus petite (plus petite bobine) que celle du transducteur de 1 MHz 58 Le courant augmente plus rapidement dans une bobine de plus faible inductance. 113 entraînant ainsi une diminution de l’amplitude du pulse d’excitation. Par ailleurs, remarquez que la bobine sature (en courant) lorsque la durée de pulsation est située entre t1 et t2. Ainsi, la durée optimale du pulse excitant le transducteur de 3.5 MHz est t1. Notez toutefois que le transducteur de 3.5 MHz permet une meilleure résolution axiale (plus petite) que celle du transducteur de 1 MHz, et ce au détriment de l’amplitude du pulse d’excitation et de l’énergie acoustique émise dans le front d’ondes ultrasonores. Nous utiliserons donc la sonde de 3.5 MHz sur les enfants qui possèdent une petite profondeur vésicale au moment de leur miction afin de favoriser la résolution axiale. À l’opposé, nous testerons la sonde de 1 MHz sur les enfants plus corpulents afin d’optimiser la détection du mur postérieur de la vessie. Ces enfants ont généralement une vessie de plus grande taille, ce qui justifie la réduction de la résolution axiale en faveur d’une augmentation de la fiabilité de la détection des murs vésicaux. VEXC: VEXC T 0 0 t2 VEXC 0 0 t1 Figure 4.9 Pulse d’excitation du transducteur de 3.5 MHz. 50 V 1 us 114 4.1.3 Récepteur L’électronique de protection, formée de la résistance R959 et des diodes au silicium D5 et D660, isole l’entrée positive de l’amplificateur contre le pulse de haute tension excitant le transducteur (Figure 3.6). Ces diodes limitent l’amplitude des échos à amplifier (VIN+) à une tension légèrement inférieure à celle de polarisation directe de ces diodes (autour de 0.7 V à 100 mA). En pratique, lorsque le milieu de propagation est celui des tissus humains, l’amplitude des échos aux bornes du transducteur est normalement inférieure à 500 mV. En outre, le gain de l’amplificateur (topologie non-inverseur) étant fixe durant toute la période d’amplification sélective, notre technique de protection évite une saturation prolongée de la sortie de l’amplificateur lors de la détection (à gain élevé) d’une interface située à proximité du transducteur. Cette étage de protection limite ainsi la résolution axiale maximale de notre dispositif en minimisant la différence entre les amplitudes des échos provenant respectivement d’interfaces rapprochées et éloignées61. Une fois l’excitation du transducteur terminée, l’impédance de sortie de l’émetteur est excessivement élevée si on la compare à ZXTAL. Ainsi, l’analyse AC de l’étage d’amplification de la Figure 3.6 le réduit au schéma électrique de la Figure 4.10a. Le signal VEXC est celui obtenu aux bornes du transducteur. L’équivalent Thévenin vu de l’entrée positive de l’amplificateur est : Z TH ≈ R10 //( R11 + POT 2) //( Z XTAL + R9 + Z C15 ) 59 Limite le courant dans lesdites diodes. Diodes au silicium. 61 Cette technique facilite la détection d’échos faibles amplitudes. 60 (4.5) 115 VTH ≈ V EXC R10 //( R11 + POT 2) [ R10 //( R11 + POT 2)] + Z XTAL + R9 + Z C15 (4.6) Conformément aux équations 3.7 et 3.8 et en se référant à la Figure 4.10b, nous maximisons VIN+ lorsque nous réduisons ZTH et que nous augmentons le rapport : R10 //( R11 + POT 2) Z XTAL + R9 + Z C15 (4.7) Autrement dit, lorsque l’impédance ZTH << 13 K ( VIN + ≈ VTH ) et que R10 //( R11 + POT 2) >> Z XTAL + R9 + Z C15 ( VTH ≈ VEXC ), alors VIN + ≈ VEXC . Nous choisissons alors la plus petite résistance R9 telle que : Z XTAL + R9 + Z C15 < 1 K (4.8) sans toutefois compromettre la protection de l’amplificateur lors de l’excitation du transducteur. Notez que les impédances ZXTAL (inductif) et ZC15 (capacitif) sont toutes deux imaginaires et s’annulent partiellement. Par ailleurs, nous posons : R10 //( R11 + POT 2) > 10( Z XTAL + R9 + Z C15 ) (4.9) 116 VIN+ VIN+ R9 C15 ZTH R10 13 K R11 VTH ZXTAL POT2 VEXC a) b) Figure 4.10 Analyse AC de l’étage d’amplification. En isolant le transducteur de la tension DC superposée, le condensateur C15 agit comme filtre passe-haut. La fréquence de coupure définie comme : fC ≈ 1 2π [Z XTAL + R9 + R10 //( R11 + POT 2)]C15 (4.10) est fixée autour de 800 KHz62 à l’aide du condensateur C15. Notez qu’une diminution de C15 augmente la fréquence de coupure haute, ce qui contribue à augmenter ZTH et diminuer VTH. Autrement dit, il existe une dualité entre la fréquence de coupure haute et la tension VIN+ à l’entrée de l’amplificateur. La Figure 4.11 illustre le fonctionnement de l’étage d’amplification lorsque nous utilisons le transducteur de 3.5 MHz dans un milieu de propagation idéale. Notez bien que le récepteur est activé (via le signal de contrôle EN_AMP) une fois l’excitation du transducteur terminée dans le but d’éviter une saturation inutile de la sortie de l’amplificateur, ce qui retarderait davantage le début de la détection des échos. Les échos 117 captés au niveau du transducteur sont illustrés par le signal VEXC. Remarquez que le premier écho reçu possède une amplitude supérieure au seuil de conduction des diodes de protection (D5 et D6) de l’amplificateur. Comme nous l’avons expliqué précédemment, l’électronique de protection limite l’amplitude maximale d’un écho à l’entrée de l’amplificateur (VIN+) autour de 0.7 V. Cette diminution intentionnelle du rapport signal sur bruit des échos dont l’amplitude dépasse 0.7 V est compensée par un gain d’amplification élevé63, puisque l’architecture du détecteur d’échos (comparateur analogique) est surtout sensible à l’augmentation de la différence entre l’amplitude du signal et celui du bruit. En outre, rappelez-vous que nous sommes davantage préoccupés par la détection des échos de faibles amplitudes tels que ceux provenant du mur postérieur de la vessie plutôt que de ceux provenant d’un milieu sans atténuation (Figure 4.11). Les signaux VAMP-min et VAMP-max correspondent aux échos amplifiés lorsque le gain en boucle fermée est respectivement de 20 dB et 30 dB. La Figure 4.12 démontre le fonctionnement du démodulateur (détecteur d’enveloppe). Lorsque le signal d’entrée est VAMP-MAX (Figure 4.11), le signal VDEM-min représente la sortie du démodulateur. La résistance du potentiomètre POT4 est alors nulle. Pareillement, VDEM-max correspond au cas où POT4 est maximum. Constatez le recouvrement des deux derniers échos du signal VDEM-max qui nous empêche de distinguer celui de plus faible amplitude. 62 63 On suppose que les pôles de la fonction de transfert VIN+ / VEXC sont éloignés les uns des autres. Le gain minimal en boucle fermée doit saturer la sortie de l’amplificateur lorsque VEXC > 0.7 V. 118 2 V 10 us VEXC: VAMP-min: 5 V 10 us VAMP-max: 5 V 10 us VEXC 0 Gain = 20 dB VAMP-min 0 Gain = 30 dB VAMP-max 0 0 Figure 4.11 Illustration du fonctionnement de l’étage d’amplification sur un milieu de propagation idéal (sans atténuation) à l’aide du transducteur de 3.5 MHz. Le signal VEXC correspond à l’amplitude des échos captés aux bornes du transducteur. Les signaux VAMP-min et VAMP-max sont les échos amplifiés lorsque le gain est respectivement de 20 dB et 30 dB. La Figure 4.13 illustre le fonctionnement du détecteur d’échos. La sortie de ce détecteur alerte le contrôleur lorsque l’amplitude de VDEM-min dépasse la tension de référence (seuil de détection) présente à l’entrée négative du comparateur analogique de la (Figure 3.6). La technique d’amplification sélective est commandée par le contrôleur (EN_INT) qui active la sortie du comparateur 35 µs après l’excitation du transducteur pour simuler le rejet des interfaces nuisibles de la région abdominale. L’usager peut modifier le seuil de détection par l’entremise du potentiomètre POT5. Le signal ECHOmax représente un cas où le seuil critique est supérieur à l’amplitude du troisième écho (et du cinquième). 119 Pareillement, ECHOmin se veut un exemple où le seuil critique permet de détecter les échos de faibles amplitudes, tels que les troisième et cinquième. VAMP-max: 10 V 10 us VDEM-min: 5 V 10 us VDEM-max: 5 V 10 us VAMP-max 0 VDEM-min 0 VDEM-max 0 0 Figure 4.12 Illustration du fonctionnement du détecteur d’enveloppe lorsque le signal démodulé est VAMP-max. L’usager peut modifier la contante de décharge à l’aide du potentiomètre POT4. VDEM-min et VDEM-max correspondent à l’enveloppe des échos amplifiés lorsque le gain est de 30 dB et que l’usager modifie respectivement τDÉCHARGE de 5 µs à 15 µs. 120 EN_INT, VDEM-min, ECHOmax, ECHOmin: 5 V 10 us EN_INT 0 VDEM-min 0 ECHOmax 0 ECHOmin 0 0 Figure 4.13 Illustration du fonctionnement du détecteur d’échos lorsque le signal démodulé est VDEM-min (τDÉCHARGE = 5 µs). L’usager peut modifier l’amplitude du seuil de détection critique à l’aide du potentiomètre POT5. ECHOmax illustre le cas où la résolution axiale est privilégiée au détriment de la détection d’échos de faibles amplitudes. 121 4.2 Validation du fonctionnement sur un adulte Avant de débuter les tests cliniques, nous devons encore nous assurer que le prototype de la deuxième version génère un front d’ondes ultrasonores de puissance acoustique suffisamment élevée pour que le contrôleur soit capable de détecter le mur postérieur de la vessie d’un être humain. Nous voulons évaluer l’amplitude des échos réfléchis par les parois vésicales d’un adulte dont la morphologie est svelte et que le gain de l’étage d’amplification est fixé au maximum. Chez cet individu, le milieu de propagation situé entre la sonde et le mur antérieur de la vessie est de courte distance et majoritairement formé de muscles. Par conséquent, nous souhaitons tester le dispositif lorsque le coefficient de réflexion des parois vésicales est minimum (analyse d’un cas extrême). La méthodologie employée consiste à observer la sortie de l’étage d’amplification (VAMP) durant trois cycles d’excitation consécutifs afin de vérifier qu’il y a réception des échos réfléchis par les parois d’une vessie pleine. Pour simuler les conditions réelles d’opération, le sujet respire normalement et la sonde est aléatoirement orientée derrière la symphyse pubienne. La Figure 4.14 illustre la détection des parois vésicales à l’aide de la sonde de 3.5 MHz. Lorsque la détection sélective débute entre le bang initial et le mur antérieur, le contrôleur détecte uniquement deux échos. En supposant que la célérité de l’urine est de 1500 m/s, la profondeur vésicale estimée est de 12 cm. Par ailleurs, la résolution axiale à la sortie de l’étage d’amplification est estimée à 1.5 cm (20 us). Remarquez que l’amplitude des échos se situe autour de 2 V, ce qui optimise la résolution axiale au détriment de la profondeur de pénétration du faisceau d’ultrasons. Ainsi, 122 l’utilisation de la sonde de 3.5 MHz semble destinée aux enfants ayant une petite morphologie vésicale. VAMP: 5 V 50 us VAMP-1 0 VAMP-2 0 Bang initial VAMP-3 Mur antérieur Mur postérieur 160 us 0 Figure 4.14 Illustration de la détection des murs vésicaux d’un adulte à l’aide de la sonde de 3.5 MHz. À l’opposé, les enfants de morphologie plus imposante utiliseront la sonde de 1 MHz puisque l’amplitude des échos qu’elle détecte se situe autour de 5 V (Figure 4.15). Cette augmentation de la profondeur de pénétration des ultrasons entraîne malheureusement une dégradation de la résolution axiale. Toutefois, la morphologie de l’enfant qui utilise cette sonde nous permet de sacrifier la résolution axiale pour l’optimisation de la détection du mur postérieur. Conséquemment la profondeur vésicale de 11.2 cm, que nous avons estimée avec l’aide de la sonde 1 MHz, est légèrement inférieure à celle 123 précédemment mesurée. Pour optimiser la résolution axiale des échos détectés par cette sonde, il suffit de réduire le gain de l’étage d’amplification. La résolution axiale des échos de la Figure 4.15 est approximativement de 2.5 cm (mur postérieur). VAMP: 5 V 50 us VAMP-1 0 VAMP-2 0 T Bang initial Mur antérieur Mur postérieur VAMP-3 150 us 0 Figure 4.15 Illustration de la détection des murs vésicaux d’un adulte à l’aide de la sonde de 1 MHz. En terminant, nous voulons souligner la répétition apparente des résultats obtenus d’un cycle d’excitation à l’autre et ce, malgré le mouvement inévitable subi par la sonde lorsque le sujet testé respire normalement. Incidemment, nous pouvons identifier les parois vésicales d’un adulte sur chacune des courbes illustrées aux Figure 4.14 et Figure 4.15. L’alarme de conditionnement étant destinée au traitement de l’énurésie nocturne des enfants, nous croyons obtenir de meilleurs résultats avec les tests cliniques à venir. 124 En effet, la morphologie abdominale d’un enfant favorise la détection de sa vessie64 (angle incident de pénétration perpendiculaire à la surface de la peau) et minimise l’atténuation du faisceau d’ultrasons. 4.3 Compléments des résultats Cette section rapporte les principales caractéristiques physiques et électriques de notre alarme de conditionnement, à savoir ses dimensions, son poids et sa consommation de courant (durée de vie de la pile). La Figure 4.16 est une photo de la première version de l’alarme de conditionnement que nous avons mis au point. La seconde version étant sur le point d’être intégrée, cette figure démontre le respect des critères de miniaturisation que nous avions initialement établis à la section 2.1.1. Les composants électroniques sont, pour la plupart, montés en surface des deux cotés du circuit imprimé, composé de quatre couches, afin de réduire le volume et le poids du dispositif. Par conséquent, les dimensions de l’alarme de conditionnement (excluant la pile) sont de 5.5 cm en largeur, 7.5 cm en longueur et 1 cm en hauteur. Le poids total de cette alarme de conditionnement est inférieur à 30 g, ce qui la rend peu encombrante pendant le sommeil de l'enfant. Finalement, lorsque la tension d’excitation du transducteur est maximale (VHIGH à 200 V) et que la période d’excitation est de deux secondes, le dispositif consomme en moyenne 125 mA (incluant l’écran LCD de 64 La vessie d’un enfant est légèrement située au dessus de la symphyse pubienne. 125 validation). L’utilisation d’un pile 9 V traditionnelle (580 mAh) assure donc une autonomie de vie approximative de quatre heures. Figure 4.16 Photo de la première version de l’alarme de conditionnement. Le prototype fut intégré sur un circuit imprimé de quatre couches. Les composants électroniques sont situés sur les deux cotés du PCB afin de minimiser le volume du dispositif. 126 CONCLUSION Notre mémoire se voulait une description d’une alarme de conditionnement ultrasonore miniaturisée, prédisant le processus de miction des enfants souffrant d’énurésie nocturne. Cette alarme améliore grandement la thérapie actuelle de conditionnement puisqu’elle réveille l’enfant avant qu’il urine au lit, éliminant ainsi les épisodes angoissantes qui détériorent sa confiance et son estime de soi. Tel que nous l’avons expliqué au premier chapitre, il n’existe aujourd’hui aucun traitement fonctionnel pour corriger, d’une part, le malaise de l’incontinence nocturne de façon permanente et, d’autre part, les fuites d’urine encombrantes durant la thérapie. Par conséquent, nos travaux de recherche, combinés aux tests cliniques que nous effectuerons sous peu65, établissent notre désir d’innovation quant au traitement de ce malaise affectant plus de 300 000 enfants au Canada. De la même taille que les alarmes traditionnelles de conditionnement, notre prototype prédit la miction par ultrasons. L’approche non-invasive proposée, et qui réveille l’enfant avant qu’il mouille son lit, cherche à estimer le volume de la vessie en mesurant la distance qui sépare ses murs antérieur et postérieur, à l’aide d’un transducteur ultrasonore circulaire non focalisé. Cette estimation de la profondeur vésicale est effectuée durant le sommeil de l’enfant et à intervalle régulier. Lorsque l’orientation de la sonde est stable et que la distance estimée dépasse le seuil critique programmé, une alarme est activée pour réveiller l’enfant. Dans le cadre d’un projet de maîtrise antérieur, notre équipe de recherche a développé en collaboration avec la compagnie Alliance Medical Inc., un 127 premier prototype qui prédisait la miction par la détection du mur postérieur de la vessie. Cliniquement testé sur des patients ambulatoires, la fiabilité de ce premier prototype s’est avérée insuffisante puisque son architecture totalement analogique ne permettait pas la vérification de la provenance de l’écho détecté précédant l’activation de l’alarme. Conséquemment, une légère modification de l’orientation de la sonde pouvait occasionner un déclenchement prématuré de l’alarme. À la lumière d’une revue de littérature exhaustive, nos travaux de recherche consistaient principalement à améliorer la fiabilité du premier prototype. Pour ce faire, la solution proposée réside dans l’utilisation d’un contrôleur rapide et compact. Le contrôleur établit dans le temps les estimations du volume vésical pour l’amélioration de la fiabilité et, de surcroît, il augmente la précision de ces estimations en traitant l’ensemble des échos détectés et non seulement celui provenant du mur postérieur de la vessie. De cette façon et parce que la topologie de la sonde demeure similaire, notre solution s’avère économique tout en apportant des améliorations à la conception matérielle, à savoir une interface usager versatile assurant le calibrage du dispositif et un écran à cristaux liquides affichant les résultats obtenus. En effet, l’architecture reconfigurable de notre alarme garantit un rendement optimal car il s’ajuste facilement à la profondeur vésicale critique de la vessie de l’enfant énurétique. L’écran LCD affiche, quant à lui, les opérations internes du contrôleur pour la validation du fonctionnement de l’alarme. Lors des tests cliniques, l’alarme étant soumise à des conditions normales de 65 Une description sommaire des tests cliniques à venir se trouve à l’annexe C. 128 fonctionnement, cet écran servira à la compilation des mesures prises sur des patients. Nous pourrons ainsi évaluer rapidement l’état de reproductibilité des estimations de la profondeur vésicale afin d’ajuster subséquemment l’algorithme du déclenchement de l’alarme. Après nous être assurés du fonctionnement de chacun des étages électroniques composés de deux alimentations DC, d’un émetteur et d’un récepteur, nous avons testé avec succès l’alarme de conditionnement sur la vessie d’un adulte. Nous sommes donc prêts à entreprendre les tests cliniques (Annexe C) qui démontreront, de toute évidence, l’innovation et le fonctionnement de notre dispositif. Dans le but d’optimiser la portée des futurs tests cliniques, certaines modifications sont suggérées. Nous terminons ce mémoire par une brève description des recommandations visant également la commercialisation de notre alarme de conditionnement. Recommandations - Alimentations DC : estimation de l’autonomie de notre appareil alimenté à partir d’une pile alcaline 9 V après avoir déterminé la période d’excitation optimale. Même si nous pouvons étirer la durée de vie de l’alarme de 3 ou 4 jours, cette solution n’en demeure pas moins coûteuse et peu pratique. Nous proposons alors l’utilisation de 4 cellules rechargeables NiCad ou MiH. Nous aurons subséquemment à modifier la conception de l’alimentation DC de 5 V et, fort probablement, à réduire la seconde tension DC de 15 V à 12 V. Idéalement, cette dernière modification doit être validée durant les tests cliniques afin de vérifier la détection adéquate du mur postérieur de la vessie des enfants énurétiques, étant donné la réduction de la plage dynamique de 129 l’amplificateur du récepteur. De cette manière, nous pensons diminuer la consommation de courant intrinsèque de notre alarme de conditionnement et qui obligerait l’usager à charger ces piles 1 ou 2 fois par semaine. Si la taille de l’alarme de conditionnement le permet, nous pourrions y inclure l’électronique nécessaire afin de charger les piles sans devoir les retirer du boîtier. - Émetteur : réduction de la taille de la bobine toroïdale du convertisseur DC/DC haut voltage, sans qu’une modification de ses spécifications électriques (résistance série, courant maximal) soit nécessaire. L’impédance de sortie du générateur d’impulsions doit être optimisée pour accroître l’amplitude du pulse d’excitation de la sonde. - Récepteur : conception d’un filtre passe-bande 1-4 MHz situé à l’entrée de l’étage d’amplification. - Interface de l’usager : programmation de nouveaux paramètres de calibrage spécifiques à la morphologie de l’enfant énurétique. Ces paramètres contribueront à augmenter la précision de la prédiction de la miction puisque l’alarme de conditionnement est personnalisée. L’annexe D contient une description de ces nouveaux paramètres de calibrage. - Sonde : conception de nouvelles sondes avant le début des tests cliniques. Nous suggérons l’utilisation d’une lentille focale pour réduire le diamètre du transducteur (diminution de la distance du champ proche). Cette réduction du diamètre du transducteur augmente son impédance et par conséquent, la densité de puissance acoustique qu’il émet. 130 - Contrôleur : intégration d’un nouveau contrôleur qui possède une mémoire EEPROM pour la sauvegarde des paramètres de calibrage. Nous suggérons l’utilisation d’un PIC16F877 dont la production est prévue pour mai 1999. Ce contrôleur possède 256 octets de mémoire EEPROM, sans compter les 8 K de mémoire FLASH pour implanter le programme lorsque le contrôleur demeure à même l’application (« In-circuit serial programming »). Ce contrôleur permet de modifier, à tout moment, le programme qui opère notre alarme afin d’offrir à nos clients la dernière version logicielle développée. Par ailleurs, ce contrôleur possède un port de communication USART que nous prévoyons utiliser pour interfacer l’alarme avec un PC. Nous voulons ainsi calibrer notre alarme de conditionnement à l’aide d’un ordinateur personnel et permettre le transfert vers ce dernier de données cliniques échantillonnés dans le temps pour en faire l’analyse. Finalement, nous désirons souligner que notre alarme de conditionnement est destinée aux hôpitaux qui, eux-mêmes, les loueront et les calibreront selon la morphologie de l’enfant énurétique. Néanmoins, les enfants plus âgés et souffrant toujours de ce malaise voudront l’acheter si elle les réveille avant qu’ils urinent au lit. En terminant, il suffit uniquement de modifier l’orientation de la sonde66 pour que notre alarme fonctionne sur les adultes. Les applications possibles de notre alarme sont donc nombreuses et requièrent quelques modifications mineures nécessitant un développement. 66 Chez les adulte, la vessie est davantage située derrière la symphyse pubienne. court temps de 131 RÉFÉRENCES [1] ANALOG DEVICES. (Page consultée le 28 juillet 1998). High-speed, low-noise video op-amp – product summary, [En ligne]. Adresse URL: http://products.analog.com/products/info.asp?product=ad829 [2] BARRINGTON, J. W., JONES, A., ROBINSON, J., STEPHENSON, T., (1996). Estimation of bladder volume using portable ultrasound in clam enterocystoplasty patients. Journal of Urology, 155, 82-83. [3] BEAUCHAMP-PARENT, A., SAWAN, M., (1998). New reconfigurable ultrasonic enuresis monitoring system. Accepted for IEEE/EMBS Proceedings, Hong Kong, China, October 1998. [4] CHADWICK, A.T., (1989). BVI 2000 : a non-invasive technique to assess bladder function. Journal of Neuroscience Nursing, 21, 256-257. [5] CHAN, H., (1993). 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[62] XI, T. (Page consultée le 27 juillet 1998). Miracle of acupuncture, [En ligne]. Adresse URL: http://www.china-guide.com/miracle.html 139 Annexe A Schémas électriques détaillés 140 1 2 LM340A 5V 3 1K 100K 330n LBO 100n LED1 Green 54.8uH 1N5823 15V N/C 4 IRFU024 220uF 9V Input J1 ON/OFF LX 6 EXT 2 B S1 1 1N5822 15uF 100n 1000p 8 LBI GND 91K 100uF 5 MAX643 470K COMP 1K 220uF LBO VOUT 3 VFB 7 A tensions, respectivement de 5 V et 15 V. 140 Figure A.1 Alimentations DC de l’alarme de conditionnement. Une pile alcaline de 9V est utilisée pour produire deux 141 5V MODE 5V S2 A 5V 680 LBO 5V LCD Screen LED2 1N914 BZ1 BUZZER Yellow 10K A 500 1K 11 S3 100nF PULSER_SELECT -C 23 12 MODE 28 EN_LCD 25 3 LCD_RW LCD_RS 4 5 LCD_DB6 LCD_DB7 6 26 LCD_DB4 BUZZER LCD_DB5 13 A A 18 1 ÉCHO 19 DC_SAMPLE EN_INT EN_PULSER EN_AMP 17 DC / DC Converter 27 PIC14000/JW EN_OSC 15 Interrupt Generator Pulser Circuit Variable Gain Amplifier Envelope Detector J2 C transducteur et le récepteur pour la détection des échos. Le contrôleur est responsable de l’activation de l’alarme. 141 Figure A.2 Schéma bloc des étages électroniques du dispositif. Le contrôleur commande l’émetteur pour l’excitation du 142 U1 27 28 LCD_RS 1 DC_SAMPLE 1K RA3/AN3 RD7/AN7 RA2/AN2 RD6/AN6 RA1/AN1 2 11 RC7/SDAA 12 MODE RC6/SCLA 13 BUZZER RC5 15 EN_AMP RD3/REFB RD2/CMPB RD1/SDAB RD0/SCLB 23 EN_LCD 24 N/C 25 LCD_RW 26 LBO 3 LCD_DB7 4 LCD_DB6 5 LCD_DB5 6 LCD_DB4 RC4 16 N.C. RD4/AN4 RA0/AN0 A PULSER_SELECT RD5/AN5 PIC14000/JW ÉCHO RC3/T0CKL OSC1/PBTN 8 20MHz 17 EN_PULSER RC2 33p -C RC1/CMPA VDD 19 EN_INT 7 VDD 18 EN_OSC OSC2/CLKOUT 100n -C RC0/REFA VSS 33p -C 9 4.7u -T A A 20 MCLR*/VPP A 14 5V VREG (10) : N/C SUM (21) : N/C CDAC (22) : N/C 5V 1N914 10K 1K S4 10nF -C RESET A Figure A.3 Schéma des entrées et sorties connectées au contrôleur. 142 A 143 15V 4.7uF-T 1000uH B’ 15V MUR420 100nF TP3 180 V ICL7667 EN_OSC TP2 6 4 IRFU220 5 1uF-A 4.7uF-A 10uF-A 2.2M 3 B DC_SAMPLE 2 7 3.9K N.C. 5K TP9 CW Figure A.4 Schéma électrique du convertisseur DC/DC générant une haute tension variable allant jusqu’à 190 V. 143 B’ 144 MUR420 IR2117 15V 200V 100nF 100uF-Alu Low ESR ICL7667 EN_PULSER 2 6 7 VCC VB 470nF IN HO COM VS 100 IRFU220 3 2N3904 560 2N3904 2N3904 IRF9640 10K Ultrasonic Transducer 144 Figure A.5 Schéma électrique du générateur d’impulsions. 145 EN_INT 15V ICL7667 4 EN_AMP 5 100n 4.7u -C -T IRFU9020 12K 12K 5K 256 7 TP6 3 1n MBD701 MBD701 6.2K CW 5K 2 4 MBD701 1 2 TP7 TP8 3 CW 3 2 ECHO 4 CW 5 7pF 7 LM311 6 AD829 -C J2 2K 8 N/C 8 TP5 N/C 6 6.2K 1 5K 1 N/C 5 N/C 2K 1n 10nF 200 -C CW 5K 3 2 1 TP10 analogique pour la détection des échos. 145 Figure A.6 Schéma électrique du récepteur composé de l’étage d’amplification, du démodulateur et du comparateur 146 Annexe B Codes de programmation assembleur 147 Programme B.1 ;*********************************************************************************** ;File name : test_f.asm ; ;Author : Alexandre Beauchamp-Parent, B. Ing. ; ;Date : 27 septembre 1998 ; ;Revision : F ; ;Assembler version : v1.50 ; ;Description : Cette version est celle utilisee pour valider le dispositif ; experimentalement sur un fantome avec attenuation. L’ecran LCD ; affiche la distance mesuree entre les deux premiers echos, le nombre ; d’echos recus et les temps de reception de tous les echos. ; Dans le mode calibration, on peut modifier la distance critique, ; alors que dans le mode alarme, on peut modifier la duree du pulse ; d’excitation du transducteur. ; La periode d’excitation est de 2.18 s est determinee par le registre ; OPTION fixee a la fin de l’initialisation de l’ecran LCD (init.inc). ; ;*********************************************************************************** list p=PIC14000 ;Set the processor to PIC14000 ;Equivalent in MPASM or from ;"project=>make setup" in MPLAB include "c:\mplab\p14000.inc" ;Include the processor definition include "c:\mplab\msca\define_f.inc" ;Include the I/O definition __config _PWRTE_ON&_FOSC_HS ;Set up the configuration bits ;-----Declare a list of constants BANK0 BANK1 equ equ RESET_VECTOR INT_VECTOR equ 0x20 0xA0 ;variables dans la banque 0 (0x20 - 0x7F) ;variables dans la banque 1 (0x80 - 0xFF) equ 0x0000 0x0004 ;Adresse initiale lors d’un reset ;Adresse initiale lors d’une interruption 148 ;-----Declare a list of named variables in RAM cblock BANK0 ;RP0=0, RP1=0 (bank 0) FLAG_PORT ;Registre de flags FLAG_RESET ;Causes du reset INT_PORTC ;Flags pour interruptions sur le PORTC LCD_INST ;Flags pour la communication avec le AND731 FLAG_MATH ;Flags pour routines mathematiques ECHO_DETECT ;Registre inhibant la detection des echos TEMP_PORTC ;Registre temporaire du PORTC OLD_PORTA ;PORTA au cycle precedent OLD_PORTC ;PORTC au cycle precedent READY_COUNTER ;Nombre d’interruptions causees par le comparateur INT_NUMBER ;Nombre d’echos recus TMR0_H ;MSBites pour les temps de detection des echos BUSY_COUNTER ; LCD_DATA_OUT ;Registre retourne par l’ecran LCD LCD_DATA_IN ;Registre envoye a l’ecran INDEX ;# du caratere a afficher MOT ;# du mot a afficher sur l’ecran LCD LIGNE ;Ligne courante DATA_HEX_H, DATA_HEX_L ;Nombre sur 16 bits exprime en format hexadecimal REGA_H, REGA_L ;Registre A de comparaison (math.inc) REGB_H, REGB_L ;Registre B de comparaison (math.inc) COMPTEUR_A ;Registre temporaire NUMERATEUR_H, NUMERATEUR_L ;Numerateur d’une division sur 16 bits (math.inc) DENOMINATEUR ;Denominateur d’une division sur 16 bits (math.inc) RESTE, CARRY_SAVE ;Reste et carry de la division sur 16 bits MULTIPLICANDE, MULTIPLICATEUR ;Registres a multiplier RESULT_MUL_H, RESULT_MUL_L ; NOMBRE1_H, NOMBRE1_L ; NOMBRE2_H, NOMBRE2_L ; RESULT_SOUS_H, RESULT_SOUS_L ; OSC_PERIOD ;Periode d’oscillation du convertisseur DC/DC THRESHOLD ; TEMP ; FSR_TEMP ;Registre temporaire lors d’une interruption PULSE_WIDTH ;Largeur du pulse d’excitation endc cblock 0x50 NIBBLE0_BCD NIBBLE1_BCD NIBBLE2_BCD NIBBLE3_BCD NIBBLE4_BCD NIBBLE5_BCD endc ; ;Conversion de 16 bits hex en 6 chiffres dec ; ; ; ; ;(pas necessaire) ; cblock 0x56 TMR0_1_L, TMR0_1_H TMR0_2_L, TMR0_2_H ; ; ; 149 TMR0_3_L, TMR0_3_H TMR0_4_L, TMR0_4_H TMR0_5_L, TMR0_5_H TMR0_6_L, TMR0_6_H TMR0_7_L, TMR0_7_H ; ; ; ; ;0x63 TEMPS_1_L, TEMPS_1_H TEMPS_2_L, TEMPS_2_H TEMPS_3_L, TEMPS_3_H ;0x64 ; ; DISTANCE_1 ; endc cblock 0x7C W_SAVE STATUS_SAVE PCLATH_SAVE FSR_SAVE endc ; ;Variable in bank0 and bank1 ; ; ; ;-----Declare a list of flag definitions in RAM variable #define #define F_MODE F_LCD FLAG_PORT,6 FLAG_PORT,0 ;Mode d’operation 0=alarme; 1=calib ;0=initialisation; 1=normal #define #define #define #define F_LVD F_POR F_WDT F_MCLR FLAG_RESET,3 FLAG_RESET,2 FLAG_RESET,1 FLAG_RESET,0 ;Low Voltage Detection ;Power-On Reset ;WDT reset during normal operation ;MCLR reset during normal operation ;or SLEEP or HIBERNATE #define #define #define INT_SELECTION INT_MODE COMP_TRIP INT_PORTC,7 ;Interruption sur RC7 INT_PORTC,6 ;Interruption sur RC6 (MODE) INT_PORTC,3 ;Interruption provoquee lorsque la ;haute tension DC est charge #define #define #define F_LCD_RW F_LCD_RS AFFICHE_ZERO LCD_INST,3 LCD_INST,2 LCD_INST,1 #define #define F_EQUAL F_CMP FLAG_MATH,1 FLAG_MATH,0 ;AND731 Read/Write command ;AND731 Register Select ;0=0 non-significatif ;1=0 significatif ;1 lorsque 2 nombres sont egaux ; ;-----Program starts org clrf goto RESET_VECTOR PCLATH INIT ;0x000 ; ; 150 org goto INT_VECTOR INT_POOL ;0x004 ; include "c:\mplab\msca\inter_f.inc" ;routine d’interruption include "c:\mplab\msca\init.inc" ;routines d’initialisation des registres ;-----Debut du programme principal ;*********************************************************************************** ;Nom : MAIN ; ;Entrées : ; ;Sortie : ; ;Descrition : Programme principal ; -verification de l'etat de la pile ; ; ;*********************************************************************************** MAIN clrwdt BATTERY_CHECK btfss call LBO BATTERY_ALARM ;LBO=1 lorsque la pile est morte ;Activation de l'alarme CYCLE_CHECK btfss call call nop F_MODE CYCLE_START AFFICHE_ECRAN ; ;Excitation dans le mode alarme ;Affichage des resultats ; CYCLE_END sleep nop goto ;initialisation du watchdog timer ;Normal sleep (2.18s) ; MAIN ;On recommence... ;*********************************************************************************** ;Nom : CYCLE_START ; ;Entrées : ; ;Sortie : ; ;Descrition : Cette sous-routine ; ;*********************************************************************************** 151 CYCLE_START call call call call call call return DC_CONVERTER PULSE_GENERATOR ECHO_DETECTION FILTER BLADDER_DEPTH BUZZER_STATE ;Charge la haute tension ;Excitation du transducteur ;Detection des echos ;Conversion en seconde ;Calcul de la profondeur vesicale ;Algorithme de validation ;Fin ;*********************************************************************************** ;Nom : DC_CONVERTER ; ;Entrées : READY_COUNTER ; ;Sortie :aucune ; ;Descrition : Cette sous-routine active le convertiseeur DC/DC jusqu'à ce que ; la haute tension souhaitee est stable. ;*********************************************************************************** DC_CONVERTER INIT_TEMPS NEXT_CYCLE clrf clrf clrf bcf READY_COUNTER TMR0_H INT_NUMBER COMP_TRIP ;Init du compteur d'interruptions ;Compteur pour bits 15 a 8 du Timer0 ;Init du # d'echos detectes ;Init du flag de la sortie du comparateur movlw movwf clrf incf movlw xorwf btfss goto 0x56 FSR INDF FSR,F 0x70 FSR,W STATUS,Z INIT_TEMPS ;position initiale du tableau ;a initialiser (distances, temps, etc..) ; ; ;derniere adresse + 1 ; ; ; call DELAI2 ; bsf bcf bcf STATUS,RP0 SLPCON,2 STATUS,RP0 ;SLPCON in bank 1 ;active le comparateur analogique interne ;et la reference. bcf bsf bsf bcf PIR1,CMIF STATUS,RP0 PIE1,CMIE STATUS,RP0 ; ; ;active les interruptions du comparateur A ; clrwdt btfss EN_OSC goto CHARGE ; ;On charge le condensateur (haut-voltage) ; movlw movwf bcf goto ;La bobine se charge en courant ; ; ; d'06' OSC_PERIOD EN_OSC COUNT_PERIOD 152 CHARGE movlw movwf bsf btfsc goto d’04’ OSC_PERIOD EN_OSC COMP_TRIP DC_NOT_READY COUNT_PERIOD decfsz OSC_PERIOD,F goto COUNT_PERIOD goto NEXT_CYCLE ; ; ; DC_NOT_READY bcf movlw subwf btfss goto COMP_TRIP d’02’ READY_COUNTER,W STATUS,C COUNT_PERIOD ; ;fin lorsque 2 inter. du comparateur A ;Attendre que la haute tension ;se stabilise ; bsf bcf bcf bcf STATUS,RP0 PIE1,CMIE STATUS,RP0 PIR1,CMIF ; ;fin interruption sur comparateur A ; ; bsf bsf bcf bcf STATUS,RP0 SLPCON,2 STATUS,RP0 PIR1,CMIF ; ;desactive le comparateur ; ; bsf call EN_CONVERT DELAI1 ;Desactive l’oscillateur (pas necessaire) ; bsf call EN_OSC DELAI1 ;Decharge la bobine ; return ;Le condensateur se charge en tension ; ; ; ; ; ;*********************************************************************************** ;Nom : PULSE_GENERATOR ; ;Entrées : aucune ; ;Sortie :aucune ; ;Descrition : Cette sous-routine active le générateur d'impulsions afin d'exciter ; le cristal de 3.5MHz. De plus, nous initialisons le registre TMR0 ; afin que les temps calculés mesurent une distance entre le cristal ; et une paroi. On permet une interruption de TMR0 pour indiquer que ; la réception est terminée. Le but est de minimiser la consommation ; de puissance. ;*********************************************************************************** PULSE_GENERATOR bcf nop bcf INTCON,GIE INTCON,T0IF ;Desactive les interruptions sur le PORTC ;lors de l'excitation du transducteur ;et l'activation du recepteur. 153 NEXT_WIDTH movf movwf movlw movwf bcf decfsz goto bsf PULSE_WIDTH,W TEMP d’00’ TMR0 EN_PULSER TEMP,F NEXT_WIDTH EN_PULSER nop bsf ;(voir inter.inc) ; ;Initialisation du Timer ; ;active le générateur d'impulsions ; ; ;desactive le generateur d'impulsions ; EN_AMP return ;active l'étage de réception ; ;*********************************************************************************** ;Nom : ECHO_DETECTION ; ;Entrées : FIN_AMP ; ;Sortie :aucune ; ;Descrition : Cette sous-routine active l'étage de réception jusqu'à ce que ; FIN_AMP = 1. ;*********************************************************************************** ECHO_DETECTION movlw movwf movlw movwf d'45' ECHO_DETECT 0x56 FSR ;fenêtre temporelle qui empêche l'étage de ;réception d'amplifier le pulse d'excitation ;Debut du tableau pour sauver le TIMER0 ;TMR0 dans l'interruption RC4 DETECT_OFF nop decfsz ECHO_DETECT,F goto DETECT_OFF bsf EN_INT ;On ignore les echos pour 40us ; ; ;on active le générateur d'impulsions DETECT_ON btfsc call PORTA,3 ECHO_RECU ;Le contrôleur échantillonne la sortie du ;du comparateur qui détecte les échos btfsc call INTCON,T0IF ADJUST_TIMER ;on évite ainsi d'utiliser la routine ;d'interruptions qui est plus longue. movlw xorwf btfsc goto d'5' TMR0_H,W STATUS,Z END_DETECTION ;le temps est-il écoulé? ; ; ; movlw xorwf btfss goto 0x64 FSR,W STATUS,Z DETECT_ON ;Dernière adresse+1 du tableau ; ; ; 154 END_DETECTION bcf call EN_INT DELAI1 ;désactive l'étage de réception ;mesure pendant celle en cours bcf call EN_AMP DELAI1 ;désactive l’étage d'amplification ; bcf bsf nop bcf movf movwf btfsc bsf PIR1,RCIF INTCON,GIE ; ;Réactivation des interruptions sur RC ; ; ;lire le PORTC pour le premier ;interrompt polling du PORTC ;Position initiale du commutateur MODE ;mode calibration F_MODE PORTC,W OLD_PORTC OLD_PORTC,6 F_MODE return ; ;*************************** ADJUST_TIMER incf bcf TMR0_H,F INTCON,T0IF return ;Incrementation des MSbites du Timer0 ;Initialisation du flag d'interruption ; ;*************************** ECHO_RECU FIN_ECHO CHECK_0 nop btfss PORTA,3 return ; ;Elimination des glitchs par une autre ;verification de la sortie du comparateur incf btfsc call movf movwf incf movf movwf incf INT_NUMBER,F INTCON,T0IF ADJUST_TIMER TMR0,W INDF FSR,F TMR0_H,W INDF FSR,F ; ;Derniere verification du MSB avant ;la sauvegarde de TMR0 ;Interruption possible lorsque ;l'étage de réception est active ;Les interruptions sont desactivees ; ; ; movlw movwf nop btfsc goto decfsz goto d'01' TEMP ; ; ; ; ; ; ; return PORTA,3 CHECK_0 TEMP,F CHECK_0 ; 155 ;*********************************************************************************** ;Nom : FILTER ; ;Entrées : TMR0_1, TMR0_2, TMR0_3, TMR0_4, TMR0_5, TMR0_6 ; ;Sorties : entrées de la sous-routine VOLUME ; ;Descrition : Cette sous-routine ; ;*********************************************************************************** FILTER movlw 0x56 movwf FSR ;Debut du tableau du TIMER0 ; call movf movwf movf movwf TEMPS_US NUMERATEUR_L,W TEMPS_1_L NUMERATEUR_H,W TEMPS_1_H ; ; ; ; ; call movf movwf movf movwf TEMPS_US NUMERATEUR_L,W TEMPS_2_L NUMERATEUR_H,W TEMPS_2_H ; ; ; ; ; call movf movwf movf movwf TEMPS_US NUMERATEUR_L,W TEMPS_3_L NUMERATEUR_H,W TEMPS_3_H ; ; ; ; ; return ; ;***************************************************** TEMPS_US movf movwf incf movf movwf incf movlw movwf call return INDF,W NUMERATEUR_L FSR,F INDF,W NUMERATEUR_H FSR,F d'05' DENOMINATEUR DIVISION_16 ; ; ; ; ; ; ; ; ; ; ;*********************************************************************************** ;Nom : BLADDER_DEPTH ; 156 ;Entrées : sorties de la sous-routine FILTER ; ;Sorties : DISTANCE1_H, DISTANCE1_L ; ;Descrition : Cette sous-routine calcule la distance entre deux échos. ; ;*********************************************************************************** BLADDER_DEPTH movf INT_NUMBER,F btfsc STATUS,Z return ;Aucun echo ! ; ; movf INT_NUMBER,W xorlw d'01' btfsc STATUS,Z return ;Un seul echo ! ; ; movf movwf movf movwf movf movwf movf movwf call TMR0_2_H,W NOMBRE1_H TMR0_2_L,W NOMBRE1_L TMR0_1_H,W NOMBRE2_H TMR0_1_L,W NOMBRE2_L SOUSTRAC_16 ;TMR0_2 - TMR0_1 = NOMBRE_1-NOMBRE_2 ; ; ; ; ; ; ; ;le resultat est sur 16 bits movf movwf movf movwf movlw movwf call RESULT_SOUS_H,W NUMERATEUR_H RESULT_SOUS_L,W NUMERATEUR_L d'10' DENOMINATEUR DIVISION_16 ; ; ; ; ; ; ;Le reste est utilise plus loin! movf movwf movlw movwf call movf movwf movf movwf NUMERATEUR_L,W MULTIPLICANDE d'150' MULTIPLICATEUR MULTI_8 RESULT_MUL_H,W NUMERATEUR_H RESULT_MUL_L,W NUMERATEUR_L ; ; ;Celerite/10 ; ; ;Storage temporaire avant de traiter ;le reste de la division precedente ; ; movf movwf movlw movwf call RESTE,W MULTIPLICANDE d'15' MULTIPLICATEUR MULTI_8 ;Reste de la division precedente (<9) ; ;Celerite/100 ; ;Resultat sur 8 bits maximum movf RESULT_MUL_L,W ; 157 addwf btfsc incf movlw movwf call NUMERATEUR_L,F STATUS,C NUMERATEUR_H,F d’100’ DENOMINATEUR DIVISION_16 ; ; ; ; ; ; movf NUMERATEUR_L,W ; movwf DISTANCE_1 ;Resultat en mm return ;*********************************************************************************** ;Nom : BUZZER_STATE ; ;Entrées : DISTANCE1_H, DISTANCE1_L ; ;Sorties : aucune ; ;Descrition : Cette sous-routine active l'alarme. ;*********************************************************************************** BUZZER_STATE clrf movf movwf clrf movf movwf call REGA_H ;Excitation mode DISTANCE_1,W ; REGA_L ; REGB_H ; THRESHOLD,W ; REGB_L ; COMPARE_16 ;si DISTANCE_1 > THRESHOLD, F_CMP=1 btfsc goto F_CMP BUZZER_ON ; ; BUZZER_OFF bsf BUZZER return ; ; BUZZER_ON bcf BUZZER return ; ; ;****************************************************** BATTERY_ALARM bcf sleep nop bsf sleep nop btfss goto return BUZZER BUZZER LBO BATTERY_ALARM ; ; ; ; ; ; ; ; ; ;****************************************************** 158 DELAI1 REPEAT1 movlw 0x0F movwf TEMP clrwdt nop decfsz TEMP,F return ; ; ; ; ; ;****************************************************** DELAI2 REPEAT2 movlw movwf clrwdt nop decfsz goto return 0x60 TEMP TEMP,F REPEAT2 ; ; ; ; ; ; ; ;****************************************************** DELAI3 REPEAT3 movlw movwf clrwdt nop decfsz goto return 0xFF TEMP TEMP,F REPEAT3 ; ; ; ; ; ; ; ;****************************************************** include "c:\mplab\msca\lcd_exp.inc" include "c:\mplab\msca\math.inc" end ;Sous-routines d’affichage ;Sous-routines mathématiques 159 Programme B.2 ;*********************************************************************************** ;File name : define_f.inc ; ;Author : Alexandre Beauchamp-Parent, B. Ing. ; ;Date : 12 sept 1997 ; ;Revision : A ; ;Assembler version : ; ;Description : ;*********************************************************************************** ifdef __14000 #define ECHO #define LCD_RS PORTA,3 PORTA,2 ;Pin RA3/AN3 - RA3 output ;Pin RA2/AN2 - RA2 output #define PULSER_SELECT #define MODE #define BUZZER #define EN_AMP #define EN_CONVERT #define EN_PULSER #define EN_OSC #define EN_INT PORTC,7 PORTC,6 PORTC,5 PORTC,4 PORTC,3 PORTC,2 PORTC,1 PORTC,0 ;Pin RC7 input ;Pin RC6 input - Interrupt on-change ;Pin RC5 output ;Pin RC4 input - Interrupt on-change ;Pin RC3/T0CKL - RC3 output ;Pin RC2 output ;Pin RC1 output ; #define EN_LCD #define BIDON #define LCD_RW #define LBO #define LCD_DB7 #define LCD_DB6 #define LCD_DB5 #define LCD_DB4 PORTD,7 PORTD,6 PORTD,5 PORTD,4 PORTD,3 PORTD,2 PORTD,1 PORTD,0 ;Pin RD7/AN7 - RD7 output ;Pin RD6/AN6 - RD6 output ;Pin RD5/AN5 - RD5 output ;Pin RD4/AN4 - RD4 input ;Pin RD3/AN3 - RD3 output ;Pin RD2/AN2 - RD2 output ;Pin RD1/AN1 - RD1 output ;Pin RD0/AN0 - RD0 output endif 160 Programme B.3 ;*********************************************************************************** ;File name : init.inc ; ;Author : Alexandre Beauchamp-Parent, B. Ing. ; ;Date : 10 nov 1997 ; ;Revision : A ; ;Assembler version : ; ;Description : ;*********************************************************************************** ;-----Module d’initialisation <INIT> INIT call call call call call goto INIT_RAM INIT_PORT INIT_CPU INIT_LCD RESET MAIN ;initialisation la mémoire RAM ;initialisation des ports d'entrées/sorties ;initialisation des périphériques internes ;initialisation de l'écran ;vérification des conditions de départ ; ;*********************************************************************************** ;Nom : INIT_RAM ; ;Entrées : aucune ; ;Sortie :aucune ; ;Descrition : Erase all RAM memory in bank0 and bank1 ; ;*********************************************************************************** INIT_RAM INIT_RAM1 INIT_RAM2 bcf movlw movwf clrf incf movlw xorwf btfss goto bsf movlw movwf clrf incfsz goto STATUS,RP0 0x20 FSR INDF FSR,F 0x80 FSR,W STATUS,Z INIT_RAM1 STATUS,RP0 0xA0 FSR INDF FSR,F INIT_RAM2 ;Bank0 RAM initialisation ; ; ;Erase address in FSR ;Next RAM address ;End of bank0 RAM ; ; ; ;Bank1 RAM initialisation ; ; ;Erase address in FSR ;End of bank1 RAM + 1 (0x100) ; 161 return ; ;*********************************************************************************** ;Nom : INIT_PORT ; ;Entrées : aucune ; ;Sortie :aucune ; ;Descrition : ; ;*********************************************************************************** INIT_PORTA equ INIT_PORTC equ INIT_PORTD equ b'00000000' b'00101110' b'10000010' ;R/W* - RS ; ; INIT_TRISA INIT_TRISC INIT_TRISD equ equ equ b'11111011' b'11000000' b'00010000' ; ; ; INIT_ADCON1 equ INIT_CMCON equ INIT_OPTION equ b'00001110' b'00000000' b'11001000' ; ; ; INIT_PORT bcf movlw movwf movlw movwf movlw movwf STATUS,RP0 INIT_PORTA PORTA INIT_PORTC PORTC INIT_PORTD PORTD ;Bank0 - Initialise I/O state ;PORTA state ; ;PORTC state ; ;PORTD state ; bsf movlw movwf movlw movwf movlw movwf STATUS,RP0 INIT_TRISA TRISA INIT_TRISC TRISC INIT_TRISD TRISD ;Bank1 - Set I/O direction ;PORTA direction ; ;PORTC direction ; ;PORTD direction ; movlw movwf movlw movwf movlw movwf INIT_ADCON1 ADCON1 INIT_CMCON CMCON INIT_OPTION OPTION_REG ; ; ; ; ; ; return ; 162 ;*********************************************************************************** ;Nom : INIT_CPU ; ;Entrées : aucune ; ;Sortie :aucune ; ;Descrition : ; ;*********************************************************************************** INIT_INTCON INIT_PIR1 INIT_I2CCON INIT_ADCON0 equ equ equ equ b'11000000' b'00000000' b'00000110' b'00000010' ;Special registers in bank0 ; ; ; INIT_PIE1 INIT_SLPCON INIT_PREFA INIT_PREFB INIT_MISC equ equ equ equ equ b'00000100' b'00001111' b'01111111' b'01111111' b'00000000' ;Special registers in bank1 ; ;Reference a 0.85V ; ; INIT_CPU bcf movlw movwf movlw movwf movlw movwf movlw movwf STATUS,RP0 ; INIT_INTCON ; INTCON ;Initialise INTCON register INIT_PIR1 ; PIR1 ;Initialise PIR1 register INIT_I2CCON ; I2CCON ;Initialise I2CCON register INIT_ADCON0 ; ADCON0 ;Initialise ADCON0 register bsf movlw movwf movlw movwf movlw movwf movlw movwf movlw movwf STATUS,RP0 INIT_PIE1 PIE1 INIT_SLPCON SLPCON INIT_PREFA PREFA INIT_PREFB PREFB INIT_MISC MISC ; ; ;Initialise PIE1 register ; ;Initialise SLPCON register ; ;Initialise PREFA register ; ;Initialise PREFA register ; ;Initialise MISC register bcf STATUS,RP0 ; return ; 163 ;*********************************************************************************** ;Nom : INIT_LCD ; ;Entrées : aucune ; ;Sortie :aucune ; ;Description : Cette sous-routine initialise l'écran à cristaux liquides ; ;Registres modifiés : ; ;*********************************************************************************** INIT_LCD INIT_8_BITS bcf STATUS,RP0 movlw d'03' movwf COMPTEUR_A ; ; ; bcf nop bcf nop bcf nop EN_LCD ; ; ; ; ; ; bsf nop movf andlw iorlw movwf nop bcf nop EN_LCD LCD_RW LCD_RS PORTD,W b'11110000' b'00000011' PORTD EN_LCD ; ; ;communication de 8 bits ; ; ; ; ; ; sleep nop ; ; decfsz COMPTEUR_A,F goto INIT_8_BITS ; ; bsf nop movf andlw iorlw movwf nop bcf nop ; ; ;communication de 4 bits ; ; ; ; ; sleep nop EN_LCD PORTD,W b'11110000' b'00000010' PORTD EN_LCD ; ; 164 FUNCTION_SET movlw movwf bcf bcf call call b’00101100’ LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG ; ; ; ; ; ; movlw movwf bcf bcf call call b’00101100’ LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG ; ; ; ; ; ; DISPLAY_CONTROL movlw movwf bcf bcf call call b’00001100’ LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG ; ; ; ; ; ; movlw movwf bcf bcf call call b’00001100’ LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG ; ; ; ; ; ; movlw movwf bcf bcf call call b’00000110’ LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG ; ; ; ; ; ; movlw movwf bcf bcf call call b’00000110’ LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG ; ; ; ; ; ; movlw movwf bcf bcf call call b’00000001’ LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG ; ; ; ; ; ; movlw movwf bcf bcf b’00000001’ LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS ; ; ; ; ENTRY_MODE CLEAR_DISPLAY 165 call call LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG return ; ; ; ;*********************************************************************************** ;Nom : RESET ; ;Entrée : aucune ; ;Sorties : F_POR, F_WDT, F_MCLR, F_MODE ; ;Descrition : Identify the type of reset ; ;Registres modifiés : ; ;*********************************************************************************** RESET clrwdt bsf bsf bsf bsf bcf ; STATUS,RP0 OPTION_REG,2 OPTION_REG,1 OPTION_REG,0 STATUS,RP0 ;Sleep 2.18s ; ; ; ; movlw d'50' movwf THRESHOLD ;Set threshold distance to 50mm ; movlw d'01' movwf PULSE_WIDTH ; ; movf movwf btfsc bsf PORTC,W OLD_PORTC OLD_PORTC,6 F_MODE ;lire le PORTC pour le premier ;interrupt polling du PORTC ;Position initiale du commutateur MODE ;mode calibration bcf call sleep nop sleep nop bsf F_LCD AFFICHE_ECRAN F_LCD ;Affichage d'initialisation ; ;2.18s ; ;2.18s ; ; ETAT_RESET bsf btfsc goto STATUS,RP0 PCON,NOT_POR RESET_WDT ; ; ; RESET_POR bsf bsf PCON, NOT_POR PCON, NOT_LVD ; ; 166 bcf STATUS,RP0 bsf F_POR return ; ; ; RESET_WDT btfsc goto bcf bsf return ;WDT en opération normale ; ; ; ; RESET_MCLR bsf PCON, NOT_LVD bcf STATUS,RP0 bsf F_MCLR return STATUS,NOT_TO RESET_MCLR STATUS,RP0 F_WDT ; ; ; ; 167 Programme B.4 ;*********************************************************************************** ;File name : inter.inc ; ;Author : Alexandre Beauchamp-Parent, B. Ing. ; ;Date : 12 janvier 1998 ; ;Revision : D ; ;Assembler version : ; ;Description : Gestion des interruptions ;*********************************************************************************** ;*********************************************************************************** ;Nom : INT_POOL ; ;Entrées : ; ;Sortie : ; ;Descrition : Cette sous-routine ; ;*********************************************************************************** INT_POOL movwf movf bcf movwf movf movwf movf movwf clrf W_SAVE STATUS,W STATUS,RP0 STATUS_SAVE PCLATH,W PCLATH_SAVE FSR,W FSR_SAVE PCLATH ;save register W ; ;variables de la page 2 ;push le STATUS ;push le PC counter HI ; ;push le FSR ; ;cas où on entre en interrupt de la page 2 btfsc goto PIR1,RCIF INT_RC ;pool l'interruption Interrupt on change ; btfsc goto PIR1,CMIF ;pool l'interruption de CMPA INT_COMPARATOR ; btfsc goto INTCON,T0IF INT_TIMER0 ;pool l'interruption du timer 0 ; btfsc goto PIR1,PBIF INT_PUSHBUTTON ; ; btfsc goto PIR1,OVFIF INT_TIMER_AD ; ; 168 btfsc goto PIR1,ADCIF INT_CAPTURE_AD ; ; btfsc goto PIR1,I2CIF INT_I2C ; ; FIN_POOL call retfie INT_PULL ; ;GIE=1 INT_PULL bcf movf movwf movf movwf movf movwf movf return STATUS,RP0 FSR_SAVE,W FSR PCLATH_SAVE,W PCLATH STATUS_SAVE,W STATUS W_SAVE,W ; ; ;pop le FSR ; ;pop le PC counter HI ; ;pop le STATUS ;pop le Work Register ; ;*********************************************************************************** ;Nom : INT_TIMER0 ; ;Entrées : aucune ; ;Sortie :aucune ; ;Descrition : Cette sous-routine ; ;*********************************************************************************** INT_TIMER0 bcf btfsc call STATUS,RP0 INTCON,T0IE T0IE_ON ; ;regarde si l'interruption est ;en service T0IE_OFF bcf goto INTCON,T0IF FIN_POOL ; ; T0IE_ON nop return ; ;*********************************************************************************** ;Nom : INT_COMPARATOR ; ;Entrées : ; ;Sortie : ; ;Descrition : Cette sous-routine ; ;*********************************************************************************** INT_COMPARATOR bsf STATUS,RP0 ; 169 btfsc call PIE1,CMIE CMIE_ON ;regardes si l’interruption est en service ; CMIE_OFF bcf bcf goto STATUS,RP0 PIR1,CMIF FIN_POOL ; ;remet le flag d'interruption à 0 ; CMIE_ON bcf incf bsf STATUS,RP0 ; READY_COUNTER,F ; COMP_TRIP ;le condensateur est charge return ; ;*********************************************************************************** ;Nom : INT_RC ; ;Entrées : ; ;Sortie : ; ;Descrition : Cette sous-routine ; ;*********************************************************************************** INT_RC bsf btfsc call STATUS,RP0 PIE1,RCIE RCIE_ON ; ;regardes si l'interruption est ;en service RCIE_OFF bcf bcf goto STATUS,RP0 PIR1,RCIF FIN_POOL ; ;remet le flag d'interruption à 0 ;va pooler au premier niveau RCIE_ON bcf STATUS,RP0 movf PORTC,W movwf TEMP_PORTC ; ;lire le PORTC ; xorwf andlw movwf movf movwf OLD_PORTC,W b'11000000' INT_PORTC TEMP_PORTC,W OLD_PORTC ; ; ; ; ; btfsc call btfsc call INT_MODE INT_RC6 INT_SELECTION INT_RC7 ; ; ; ; INT_RC6 return ; btfsc OLD_PORTC,6 goto MODE_CALIB bcf F_MODE return ; ; ; ; 170 MODE_CALIB bsf F_MODE return ; ; INT_RC7 btfsc OLD_PORTC,7 return ;interrupt on high to low transition ; btfsc goto incf movlw xorwf btfss return movlw movwf return F_MODE THRESHOLD_INC PULSE_WIDTH,F d’05’ PULSE_WIDTH,W STATUS,Z ; ;Calibration mode ; ; ; ; ; ; ; ; movlw addwf movlw subwf btfss return movlw movwf return d’10’ THRESHOLD,F d’100’ THRESHOLD,W STATUS,C THRESHOLD_INC d’01’ PULSE_WIDTH d’10’ THRESHOLD ;Increment the threshold (10mm) ; ; ; ; ; ; ; ; ;*********************************************************************************** ;Nom : INT_PUSHBUTTON ; ;Entrées : ; ;Sortie : ; ;Descrition : Cette sous-routine ; ;*********************************************************************************** INT_PUSHBUTTON bsf btfsc call STATUS,RP0 PIE1,PBIE PBIE_ON ; ; Regardes si l'interruption est en service ; PBIE_OFF bcf bcf goto STATUS,RP0 PIR1,PBIF FIN_POOL ; ; Remet le flag d'interruption à 0 ; Va pooler au premier niveau PBIE_ON bcf STATUS,RP0 nop return ; ; Mettre routine de service ici ; 171 ;*********************************************************************************** ;Nom : INT_TIMER_AD ; ;Entrées : ; ;Sortie : ; ;Descrition : Cette sous-routine ; ;*********************************************************************************** INT_TIMER_AD bsf btfsc call STATUS,RP0 PIE1,OVFIE OVFIE_ON ; ;regarde si l'interruption est ;en service OVFIE_OFF bcf bcf goto STATUS,RP0 PIR1,OVFIF FIN_POOL ; ;remet le flag d'interruption à 0 ;va pooler au premier niveau OVFIE_ON bcf STATUS,RP0 nop return ; ;mettre routine de service ici ; ;*********************************************************************************** ;Nom : INT_CAPTURE_AD ; ;Entrées : ; ;Sortie : ; ;Descrition : Cette sous-routine ; ;*********************************************************************************** INT_CAPTURE_AD bsf btfsc call STATUS,RP0 PIE1,ADCIE ADCIE_ON ; ;regarde si l'interruption est ;en service ADCIE_OFF bcf bcf goto STATUS,RP0 PIR1,ADCIF FIN_POOL ; ;remet le flag d'interruption à 0 ;va pooler au premier niveau ADCIE_ON bcf STATUS,RP0 nop return ; ;mettre routine de service ici ; ;*********************************************************************************** ;Nom : INT_I2C ; ;Entrées : ; ;Sortie : ; 172 ;Descrition : Cette sous-routine ; ;*********************************************************************************** INT_I2C bsf btfsc call STATUS,RP0 PIE1,I2CIE I2CIE_ON ; ; Regardes si l’interruption est en service ; I2CIE_OFF bcf bcf goto STATUS,RP0 PIR1,I2CIF FIN_POOL ; ; Remet le flag d'interruption à 0 ; Va pooler au premier niveau I2CIE_ON bcf STATUS,RP0 nop return ; ; Mettre routine de service ici ; 173 Programme B.5 ;*********************************************************************************** ;Nom : AFFICHE_ECRAN ; ;Entrées : aucune ; ;Sortie :aucune ; ;Descrition : Cette sous-routine initialise l'ecran LCD et ; modifie le registre LIGNE qui spécifie la ligne ; à afficher à la sous-routine AFFICHE_LIGNE. ; ;*********************************************************************************** AFFICHE_ECRAN EFFACE_ECRAN CURSEUR_DEBUT clrf LIGNE ;Initialisations movlw d'02' movwf COMPTEUR_A ; ;(remplacer par TEMP) movlw movwf bcf bcf call call ;Debut de l'initialisation ;Clear display ;Ecriture d'une ;commande ; ; b'00000001' LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG decfsz COMPTEUR_A,F goto EFFACE_ECRAN ; ;On efface l'ecran une 2e fois movlw d'02' movwf COMPTEUR_A ; ; movlw movwf bcf bcf call call ;Return home ; ;Ecriture d'une ;commande ; ; b'00000010' LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG decfsz COMPTEUR_A,F goto CURSEUR_DEBUT AFFICHAGE_LIGNE call incf movlw xorwf btfss goto return AFFICHE_LIGNE LIGNE,F d'04' LIGNE,W STATUS,Z AFFICHAGE_LIGNE ; ; ; ; ; ; ; ; ; 174 ;*********************************************************************************** ;Nom : AFFICHE_LIGNE ; ;Entrées : LIGNE, DISTANCE_H, DISTANCE_L ; ;Sortie :aucune ; ;Descrition : Cette sous-routine modifie la ligne où le texte est écrit à l'écran. ; On met le curseur au début de la ligne. ; ;*********************************************************************************** if low($)!=0x00 fill (goto 0),0x100-low($) endif AFFICHE_LIGNE ;on s'assure de commencer au ;début de la prochaine page ;pour la table de goto movlw HIGH(AFFICHE_LIGNE) movwf PCLATH ; ; movf addwf goto goto goto goto ;table de goto pour aller ;chercher le bon contenu ;pour chaque ligne LIGNE,W PCL,F CONTENU_LIGNE_1 CONTENU_LIGNE_2 CONTENU_LIGNE_3 CONTENU_LIGNE_4 ;******************************** CONTENU_LIGNE_1 movlw movwf bcf bcf call call btfsc goto 0x80 LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG F_LCD NORMAL_1 ;Set DD RAM - ligne #1 ; ; ; ; ; ;Verification de la mise sous-tension ; movlw d'12' movwf MOT call AFFICHE_MOT return ; ; ; ; NORMAL_1 btfsc goto ; ; LIGNE_1_ALARME movlw d'02' movwf MOT call AFFICHE_MOT return ;Alarm Mode ; ; ; LIGNE_1_CAL movlw d'03' movwf MOT ;Calibration Mode ; F_MODE LIGNE_1_CAL 175 call AFFICHE_MOT return ; ; ;************************************************************************** CONTENU_LIGNE_2 movlw movwf bcf bcf call call btfsc goto 0xC0 LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG F_LCD NORMAL_2 ;Verification de la mise sous-tension ; movlw d’00’ movwf MOT call AFFICHE_MOT return ; ; ; NORMAL_2 btfsc goto ; ; LIGNE_2_ALARME movlw d’04’ movwf MOT call AFFICHE_MOT ; ; ; movf btfsc goto INT_NUMBER,F STATUS,Z NO_ECHO ; ; ; movf xorlw btfsc goto goto INT_NUMBER,W d’01’ STATUS,Z INVALID OK_ECHO ; ; ; ; F_MODE LIGNE_2_CAL NO_ECHO movlw d’09’ movwf MOT call AFFICHE_MOT return ; ; ; ; INVALID movlw d’10’ movwf MOT call AFFICHE_MOT return ; ; ; ; OK_ECHO clrf movf movwf call ; ; ; ; DATA_HEX_H DISTANCE_1,W DATA_HEX_L AFFICHE_NOMBRE movlw d’07’ ;Set DD RAM - ligne #2 ; ; ; ; ; ;mm 176 LIGNE_2_CAL movwf MOT call AFFICHE_MOT return ; ; ; movlw d’01’ movwf MOT call AFFICHE_MOT ; ; ; clrf movf movwf call ; ; ; ; DATA_HEX_H THRESHOLD,W DATA_HEX_L AFFICHE_NOMBRE movlw d’07’ movwf MOT call AFFICHE_MOT ;mm ; ; return ; ;************************************************************************ CONTENU_LIGNE_3 movlw movwf bcf bcf call call btfsc goto 0x90 LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG F_LCD NORMAL_3 ;Verification de la mise sous-tension ; movlw d’13’ movwf MOT call AFFICHE_MOT return ; ; ; ; NORMAL_3 btfsc goto ; ; LIGNE_3_ALARME nop return ; ; LIGNE_3_CAL nop return ; ; F_MODE LIGNE_3_CAL ;Set DD RAM - ligne #3 ; ; ; ; ; ;**************************************************************** 177 CONTENU_LIGNE_4 movlw movwf bcf bcf call call btfsc goto 0xD0 LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG F_LCD NORMAL_4 ;Set DD RAM - ligne #4 ; ; ; ; ; ;Verification de la mise sous-tension ; movlw d’11’ movwf MOT call AFFICHE_MOT return ; ; ; ; NORMAL_4 btfsc goto ; LIGNE_4_ALARME movf INT_NUMBER,F btfsc STATUS,Z return ; ; ;Aucun echo detecte clrf movf movwf call ;Affichage du nombre ;d’echos detectes ; ; AFFICHE_TEMPS NEXT_INT F_MODE LIGNE_4_CAL ; DATA_HEX_H INT_NUMBER,W DATA_HEX_L AFFICHE_NOMBRE movlw d’08’ movwf MOT call AFFICHE_MOT ;’:’ ; ; movlw d’03’ movwf TEMP movlw 0x64 movwf FSR movf TEMP,F btfsc STATUS,Z return movf INDF,W movwf DATA_HEX_L incf FSR,F movf INDF,W movwf DATA_HEX_H incf FSR,W movwf FSR_TEMP call AFFICHE_NOMBRE movf FSR_TEMP,W movwf FSR decf TEMP,F btfss AFFICHE_ZERO goto NEXT_INT ;Affichage des 3 premiers ;temps de detection des echos ;Adresse du premier temps en us ; ; ; ; ; ; ; ; ; ; ; ; ; ; ; ; ; 178 movlw movwf call goto LIGNE_4_CAL d’05’ MOT AFFICHE_MOT NEXT_INT nop return ;us ; ; ; ; ; ;*********************************************************************************** ;Nom : AFFICHE_MOT ; ;Entrées : aucune ; ;Sortie :aucune ; ;Descrition : Cette sous-routine affiche un mot et détecte sa fin. ; ;*********************************************************************************** AFFICHE_MOT clrf INDEX LETTRE_SUIVANTE call LECTURE_CARACTERE movwf LCD_DATA_OUT ;Lire le caractere ;Sauvegarde le code binaire movlw 0x7e xorwf LCD_DATA_OUT,W btfsc STATUS,Z return ;~: caractere indiquant la ;fin d'un mot ; ; bcf bsf call call F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG ;Afficher le caractere ; ; ; incf goto INDEX,F LETTRE_SUIVANTE ;Caractere suivant ; ;*********************************************************************************** ;Nom : LECTURE_CARACTERE ; ;Entrées : MOT, INDEX ; ;Sortie :W ; ;Descrition : Cette sous-routine est une table de retlw qui permet d'obtenir les ; données nécessaires pour afficher un caractère d'un mot qui fait ; partie d'une table de mots. ; ;*********************************************************************************** if low($)!=0x00 fill (goto 0),0x100-low($) ;on s'assure de commencer au ;début de la prochaine page 179 endif ;pour la table de goto LECTURE_CARACTERE movlw HIGH(LECTURE_CARACTERE) movwf PCLATH ; ; movf addwf goto goto goto goto goto goto goto goto goto goto goto goto goto goto MOT,W PCL,F MOT_0 MOT_1 MOT_2 MOT_3 MOT_4 MOT_5 MOT_6 MOT_7 MOT_8 MOT_9 MOT_10 MOT_11 MOT_12 MOT_13 ;table de goto ;Maximum de mots: 256-2=254 ; ; ; ; ; ; ; ; ; ; ; ; ; ; MOT_0 movlw movwf movf addwf dt HIGH(MOT_0) PCLATH INDEX,W PCL,F " from AMI Inc. ~" ; ; ; ;INDEX est dans W MOT_1 movlw movwf movf addwf dt HIGH(MOT_1) PCLATH INDEX,W PCL,F "Threshold: ~" ; ; ; ;INDEX est dans W ; MOT_2 movlw movwf movf addwf dt HIGH(MOT_2) PCLATH INDEX,W PCL,F " Alarm Mode ~" ; ; ; ;INDEX est dans W ; MOT_3 movlw movwf movf addwf dt HIGH(MOT_3) PCLATH INDEX,W PCL,F "Calibration Mode~" ; ; ; ;INDEX est dans W ; MOT_4 movlw movwf movf addwf dt HIGH(MOT_4) PCLATH INDEX,W PCL,F "Depth: ~" ; ; ; ;INDEX est dans W ; 180 MOT_5 movlw movwf movf addwf dt HIGH(MOT_5) PCLATH INDEX,W PCL,F "us~" ; ; ; ;INDEX est dans W MOT_6 movlw movwf movf addwf dt HIGH(MOT_6) PCLATH INDEX,W PCL,F "LVD ~" ; ; ; ;INDEX est dans W ; MOT_7 movlw movwf movf addwf dt HIGH(MOT_7) PCLATH INDEX,W PCL,F "mm~" ; ; ; ;INDEX est dans W ; MOT_8 movlw movwf movf addwf dt HIGH(MOT_8) PCLATH INDEX,W PCL,F ":~" ; ; ; ;INDEX est dans W ; MOT_9 movlw movwf movf addwf dt HIGH(MOT_9) PCLATH INDEX,W PCL,F "NO ECHO~" ; ; ; ;INDEX est dans W ; MOT_10 movlw movwf movf addwf dt HIGH(MOT_10) PCLATH INDEX,W PCL,F "Invalid~" ; ; ; ;INDEX est dans W ; MOT_11 movlw movwf movf addwf dt HIGH(MOT_11) PCLATH INDEX,W PCL,F " Code v.1 ~" ; ; ; ;INDEX est dans W ; MOT_12 movlw movwf movf addwf dt HIGH(MOT_12) PCLATH INDEX,W PCL,F " ENURESIS ALARM ~" if low($)!=0x00 fill (goto 0),0x100-low($) endif ; ; ; ;INDEX est dans W ;Ligne vide ;on s’assure de commencer au ;début de la prochaine page ;pour la table de goto 181 MOT_13 movlw movwf movf addwf dt HIGH(MOT_13) PCLATH INDEX,W PCL,F " Tests: phantom ~" ; ; ; ;INDEX est dans W ; ;*********************************************************************************** ;Nom : AFFICHE_NOMBRE ; ;Entrées : DATA_HEX_H, DATA_HEX_L ; ;Sortie :aucune ; ;Descrition : Cette sous-routine convertie un nombre binaire de 16 bits en 6 ; nibbles BCD et l'affiche à l'écran. ; Le but est d'obtenir la représentation BCD d'un nombre afin d'en ; faciliter l'affichage à l'écran. Pour minimiser le code, nous ; utilisons l'adressage indirecte compte tenu du fait que nous ; connaissons l'adresse du premier nibble (NIBBLE0_BCD). ; ;*********************************************************************************** AFFICHE_NOMBRE clrf clrf clrf clrf clrf clrf NIBBLE5_BCD NIBBLE4_BCD NIBBLE3_BCD NIBBLE2_BCD NIBBLE1_BCD NIBBLE0_BCD ; ; ; ; ; ; movf movwf movf movwf movlw movwf DATA_HEX_H,W NUMERATEUR_H DATA_HEX_L,W NUMERATEUR_L d'10' DENOMINATEUR ;préparation de la division par 10 ; ; ; ;le reste est de 9 ou moins ; movlw 0x50 movwf FSR ;Debut du tableau (NIBBLE_BCD) ; NEXT_BCD call movf andlw movwf incf movlw xorwf btfss goto DIVISION_16 RESTE,W b'00001111' INDF FSR,F 0x56 FSR,W STATUS,Z NEXT_BCD ; ; ;reste est de 4 bits ; ; ;Derniere adresse+1 ; ; ; FIN_CONVERSION bcf AFFICHE_ZERO ;zero non significatif movlw 0x56 movwf FSR ; ; 182 NEXT_NUMBER decf movf btfss goto btfss goto FSR,F INDF,W STATUS,Z ENVOIE_NUM AFFICHE_ZERO NEXT_NIBBLE ; ; ; ; ; ; ENVOIE_NUM bsf iorlw movwf bcf bsf call call AFFICHE_ZERO b’00110000’ LCD_DATA_OUT F_LCD_RW F_LCD_RS LCD_COMMUNICATION BUSY_FLAG ; ; ; ; ; ; ; NEXT_NIBBLE movlw xorwf btfss goto return 0x50 FSR,W STATUS,Z NEXT_NUMBER ; ; ; ; ; ;*********************************************************************************** ;Nom : BUSY_FLAG ; ;Entrées : aucune ; ;Sortie :aucune ; ;Descrition : Cette sous-routine est utilisée pour déterminer lorsque l'écran est ; en mode d'opération interne. Ainsi, cette sous-routine boucle sur ; elle même jusqu'à ce que DB7 vaut 0 (BF). ; ;*********************************************************************************** BUSY_FLAG movlw d'40' movwf BUSY_COUNTER ; ; STILL_BUSY clrwdt bsf F_LCD_RW bcf F_LCD_RS call LCD_COMMUNICATION ; ; ; ; movf xorlw btfsc goto decfsz goto return ; ; ; ; ; ; ; LCD_DATA_IN,W b'10000000' STATUS,Z STILL_BUSY BUSY_COUNTER,F STILL_BUSY ;*********************************************************************************** ;Nom : LCD_COMMUNICATION 183 ; ;Entrées : F_LCD_RW, F_LCD_RS, LCD_DATA_OUT ; ;Sortie :LCD_DATA_IN ; ;Descrition : Cette sous-routine utilise respectivement les flags F_LCD_RW et ; F_LCD_RS pour déterminer la direction du bus de données (4 bits) et ; le type d'instruction. ; Le registre LCD_DATA_OUT contient un octet de données qui doit être ; envoyé à l'écran en 2 mots de 4 bits. ; Le registre LCD_DATA_IN contient un octet de donnnées lues de ; l'écran. ; ;*********************************************************************************** LCD_COMMUNICATION LCD_ECRITURE bcf nop bcf EN_LCD ; LCD_RS ; btfsc goto F_LCD_RW LCD_LECTURE ; ; bcf nop LCD_RW ;l'instruction est une écriture ; movlw bsf andwf bcf b'11110000' STATUS,RP0 TRISD,F STATUS,RP0 ;RD3-RD0 en sorties ; ;RD3 to RD0 in output state ; btfsc bsf nop nop nop bsf F_LCD_RS LCD_RS EN_LCD ; ; ; ; ; ;prépararation pour les 4 MSB movlw andwf nop swapf andlw iorwf nop bcf nop nop b'11110000' PORTD,F ; ; LCD_DATA_OUT,W b'00001111' PORTD,F ; ; ; ; ;envoie des 4 MSB ; ; bsf movlw andwf movf andlw EN_LCD b'11110000' PORTD,F LCD_DATA_OUT,W b'00001111' EN_LCD ;préparation pour les 4 LSB ; ; ; ; 184 iorwf nop bcf nop nop PORTD,F EN_LCD ; ; ;envoie des 4 MSB ; ; movlw bsf iorwf bcf b’00001111’ STATUS,RP0 TRISD,F STATUS,RP0 ;RD3-RD0 en sorties ; ;RD3 to RD0 in output state ; nop clrf LCD_DATA_IN ; ; return LCD_LECTURE bsf nop btfsc bsf nop nop nop bsf nop nop nop nop LCD_RW movf movwf rlf rlf rlf rlf nop PORTD,W LCD_DATA_IN LCD_DATA_IN,F LCD_DATA_IN,F LCD_DATA_IN,F LCD_DATA_IN,F ; ; ; ; ; ; ; bcf EN_LCD ; movlw b’11110000’ andwf LCD_DATA_IN,F nop ; ; ; bsf nop nop nop nop ;lecture des 4 LSB ; ; ; ; F_LCD_RS LCD_RS EN_LCD EN_LCD movlw b’00001111’ andwf PORTD,W iorwf LCD_DATA_IN,F nop ;l’instruction est une lecture ; ; ; ; ; ; ;lecture des 4 MSB ; ; ; ; ; ; ; ; 185 bcf nop return EN_LCD ; ; ; 186 Programme B.6 ;*********************************************************************************** ;Nom : COMPARE_16 ; ;Entrées : REGA_H, REGA_L, REGB_H, REGB_L ; ;Sorties : F_EQUAL, F_CMP ; ;Descrition : Cette sous-routine compare deux registres de 16 bits et ajuste ; les flags F_CMP et F_EQUAL. ; ;*********************************************************************************** COMPARE_16 movf subwf btfss goto movf btfsc goto bcf bsf return REGB_H,W REGA_H,F STATUS,C RESULTAT_NEGATIF REGA_H,F STATUS,Z VERIFICATION_LOW F_EQUAL F_CMP VERIFICATION_LOW movf subwf btfss goto movf btfsc goto goto REGB_L,W REGA_L,F STATUS,C RESULTAT_NEGATIF REGA_L,F STATUS,Z RESULTAT_NUL RESULTAT_POSITIF RESULTAT_NEGATIF bcf F_EQUAL bcf F_CMP return RESULTAT_NUL bsf F_EQUAL bcf F_CMP return RESULTAT_POSITIF ;*********************************************************************************** ;Nom : DIVISION_16 ; ;Entrées : NUMERATEUR_H, NUMERATEUR_L, DENOMINATEUR ; ;Sorties : NUMERATEUR_H, NUMERATEUR_L, RESTE ; ;Descrition : Cette sous-routine effectue la division d'un nombre de 16 bits ; par un nombre de 8 bits. Le reste ne peut dépasser 8 bits (puisque ; le DENOMINATEUR est de 8 bits) et il se trouve dans RESTE. 187 ; Le quotient (résultat) se trouve dans NUMERATEUR_H et NUMERATEUR_L. ; ;*********************************************************************************** DIVISION_16 clrf clrf DIVISION bcf rlf rlf rlf rlf movf subwf btfss goto movwf goto STATUS,C NUMERATEUR_L,F NUMERATEUR_H,F RESTE,F CARRY_SAVE DENOMINATEUR,W RESTE,W STATUS,C ;Le résultat est positif CHECK_CARRY RESTE SET_LSB CHECK_CARRY rrf btfsc bsf CARRY_SAVE,F STATUS,C NUMERATEUR_L,0 SET_LSB NEXT_DIV RESTE CARRY_SAVE ;pour sauvegarder le MSB de RESTE lorsque le ;dénominateur est supérieur à d'80' movlw b'00010000' ;Division d'un nombre de 16 bits movwf COMPTEUR_A decfsz COMPTEUR_A goto DIVISION return ;*********************************************************************************** ;Nom : MULTI_8 ; ;Entrées : MULTIPLICANDE, MULTIPLICATEUR ; ;Sorties : RESULT_MUL_H, RESULT_MUL_L ; ;Descrition : Cette sous-routine efectue la multiplication de 2 nombres de 8 bits. ; Le résultat sur 16 bits se trouve dans RESULT_MUL_H et RESULT_MUL_L. ; ;*********************************************************************************** MULTI_8 clrf clrf RESULT_MUL_H RESULT_MUL_L movlw b'00001000' movwf COMPTEUR_A ;Multiplication d'un nombre de 8 bits bcf STATUS,C ; Clear the carry bit in the status Register movf MULTIPLICANDE,W 188 MULTI rrf btfsc addwf rrf rrf MULTIPLICATEUR,F STATUS,C RESULT_MUL_H,F RESULT_MUL_H,F RESULT_MUL_L,F decfsz COMPTEUR_A,F goto MULTI return ;*********************************************************************************** ;Nom : SOUSTRAC_16 ; ;Entrées : NOMBRE1_H, NOMBRE1_L, NOMBRE2_H, NOMBRE2_L ; ;Sorties : RESULT_SOUS_H, RESULT_SOUS_L ; ;Descrition : Cette sous-routine efectue la soustraction de 2 nombres de 16 bits. ; Le résultat sur 16 bits se trouve dans RESULT_SOUS_H ; et RESULT_SOUS_L. ; ;*********************************************************************************** SOUSTRAC_16 comf comf movlw addwf btfsc incf NOMBRE2_L,F NOMBRE2_H,F d'01' NOMBRE2_L,F STATUS,C NOMBRE2_H,F ; ; ; ; ; ; movf addwf movwf btfsc incf movf addwf movwf NOMBRE1_L,W NOMBRE2_L,W RESULT_SOUS_L STATUS,C NOMBRE1_H,F NOMBRE1_H,W NOMBRE2_H,W RESULT_SOUS_H ; ; ; ; ; ; ; ; return 189 Annexe C Aperçu de la validation clinique 190 Nous venons de démontrer expérimentalement le fonctionnement du dispositif lorsque testé sur un adulte dont la morphologie vésicale illustre un pire cas. En effet, nous avons pu détecter les parois vésicales à l’aide des deux transducteurs testés. Lors de la conception de l’architecture de l’alarme, nous avons supposé qu’il était possible d’estimer le volume vésical en mesurant la distance entre son mur avant et arrière. Le but des tests cliniques consiste à vérifier cette hypothèse sur des enfants du département d’urologie de l’Hôpital générale de Montréal pour enfants. Ainsi, nous tenterons de démontrer que la profondeur vésicale croît à mesure que le volume augmente. Les enfants souffrant d’énurésie consultent toujours un urologue avant de recourir à quelconques thérapies. De plus, durant la thérapie, ces enfants continus d’être suivi par l’urologue qui s’assure de l’évolution des traitements. Ainsi, les tests cliniques seront effectués dans le cadre d’une visite de l’enfant chez l’urologue, ce qui simplifie grandement les démarches requises pour valider cliniquement le dispositif. Démarches des tests Cette section décrit la démarche suivie pour valider cliniquement l’hypothèse initiale qui consiste à estimer le volume vésical par l’estimation de la profondeur entre ses parois antérieur et postérieur. Pour y arriver, nous devons démontrer qu’il existe un lien 191 proportionnel67 entre le volume vésical et la distance mesurée. Autrement dit, nous devons prouver qu’une augmentation du volume dans le temps se répercute concrètement par une augmentation de la distance mesurée. Nous avons décrit la vessie comme une poche élastique dont la forme dépend de plusieurs facteurs tels le volume d’urine, l’âge, le sexe, la taille et le poids de l’enfant. Ainsi, par ces tests cliniques, nous pourrons vérifier qu’il existe une relation entre la profondeur vésicale et la morphologie de l’enfant. Voici clairement les étapes requises pour compléter les tests cliniques sur un enfant. 1) On note l’âge, le sexe, le poids et la taille de l’enfant. Selon la morphologie de l’enfant, on le catégorise dans l’une des trois classes suivantes : petit, moyen ou gros. 2) On évalue le volume vésical de l’enfant à l’aide d’un appareil dédié à cette fin. Il est préférable d’effectuer cette mesure sur une vessie pleine puisque nous tentons idéalement de déduire une relation distance/volume au moment où débute la miction. 3) À l’aide d’un scanner A mode, mesurer la profondeur vésicale DC et la distance entre la peau et le mur avant de la vessie. Cette dernière mesure permet d’ajuster la fenêtre d’amplification de l’étage de réception afin de détecter les échos provenant uniquement de la réflexion sur la vessie. Marquer la position de la sonde. 4) Selon la distance DC mesurée en 3, ajuster le seuil de détection du dispositif. Placer le cristal au même endroit qu’en 3. Vérifier que le dispositif déclenche l’alarme. Noter la distance mesurée. Compter le nombre de cycles consécutifs durant lesquels l’alarme est 67 Cette relation proportionnelle n’est pas nécessairement linéaire. 192 déclenchée. Ce résultat nous permettra d’optimiser la condition d’activation de l’alarme lorsque le dispositif sera éventuellement utilisé durant la nuit. Le test décrit en 4 doit être répété pour chacun des cristaux afin de déterminer celui qui mesure la profondeur vésicale avec le plus de précision par rapport au résultat de 3. 5) Vider la vessie de l’enfant. Placer le cristal au même endroit qu’en 3 et vérifier que l’alarme est désactivée. Tel qu’en 3, mesurer la profondeur vésicale. Noter le résultat. 6) Si possible, remplir la vessie à l’aide d’un «urine flowmeter» et prenant soin de laisser le cristal à la même position qu’en 3. Lorsque l’alarme est déclenchée, cesser de remplir la vessie et évaluer le volume vésical tel qu’en 2. Nous pourrons estimer la précision du dispositif en comparant la différence des volumes mesurés en 2 et 3. 193 Annexe D Description des nouveaux paramètres de calibrage 194 Ce document est destiné à la description des fonctions de l’interface de l’usager (commutateurs tactiles BP1 et BP2) servant au calibrage de l’alarme de conditionnement ultrasonore selon la morphologie de l’enfant énurétique (abdomen et vessie). À la suite d’une mise sous-tension, l’alarme de conditionnement est dans le mode d’opération normale, soit MODE=0 (PRINT_TYPE). Chaque fois que l’usager appuie sur BP1, un nouveau paramètre de calibrage apparaît à l’écran (MODE augmente de 1 chaque fois que l’usager appuie sur BP1). L’usager modifie ces différents paramètres de calibrage à l’aide de BP2. À tous moments, l’usager peut retourner au mode normal d’opération en appuyant sur BP1, puis BP2 (avec BP1 toujours enfoncé). Les paramètres de calibrage courants sont ceux sélectionnés avant le retour au mode d’opération normale précédemment décrit. Les paramètres de calibrage doivent être programmés à partir de données cliniques mesurées sur la vessie pleine de l’enfant. Si tel n’est pas le cas, il est nécessaire de tenir compte des déplacements subis par les parois vésicales au cours de l’augmentation d’urine menant au volume critique. Note : le dispositif n’effectue pas d’estimation de la profondeur vésicale lorsque le paramètre sélectionné par BP1 diffère de l’opération normale, ce qui minimise la consommation de courant lorsque l’usager calibre le dispositif. 195 Tableau résumant les différents paramètres de calibrage programmables à l’aide de l’interface usager. BP1 Description du paramètre BP2 MODE programmable Registres Scanning Mode Opération normale L’alarme de conditionnement estime la profondeur vésicale de l’enfant selon la période d’excitation déterminée par Affichage PRINT_TYPE [0, 1, 2] Commentaires BP2 permet de basculer entre ou diverses topologies d’affichage : Calibration Data - Profondeur vésicale courante, ou FS68 : 0 Results - Contenu des registres de calibrage, - Résultats statistiques. l’usager (MODE=1). Exciting Period Période d’excitation L’alarme de conditionnement Le contenu du registre de la sonde par incrément de 2 secondes (2 s ≤ EXC_PERIOD ≤ 10 s). effectue une estimation de la EXC_PERIOD EXC_PERIOD profondeur vésicale selon la FS : 2 s l’écran LCD. période d’excitation sélectionnée BP2 modifie la période d’excitation est affiché à Unité : s par l’usager. Pulse Width Durée du pulse d’excitation La durée du pulse d’excitation permet d’optimiser la résolution PULSE_WIDTH axiale de l’alarme de [0, 1] conditionnement selon la FS : 0 fréquence de la sonde utilisée. BP2 modifie la durée du pulse La durée du pulse d’excitation d’excitation de 0.7 us à 1.4 us, et est affichée à l’écran LCD. vice versa. Unité : us L’alarme commerciale affichera «Probe Frequency» lorsque nous aurons terminé les tests cliniques (avec les nouvelles sondes). 195 68 FS = Factory Setting. 196 Phase Velocity Vitesse de propagation La vitesse de phase du milieu de propagation situé entre la sonde et le mur antérieur vésical est ajustée selon la morphologie PHASE_VELO FS : 1500 m/s BP2 modifie la vitesse de phase du La vitesse du milieu de milieu de propagation par incrément propagation est affichée à de 20 m/s) (1400 m/s ≤ l’écran LCD. PHASE_VELO ≤ Unité : m/s L’alarme commerciale affichera 1600 m/s). abdominale de l’enfant «Body Type» lorsque nous aurons énurétique. terminé les tests cliniques. Detection Start Début de la détection sélective BP2 modifie la distance parcourue Ce paramètre fixe le début de la La distance entre la sonde et le par le front d’ondes ultrasonores détection sélective, laquelle début de la détection sélective avant le début de la détection est affichée à l’écran LCD. sélective par incrément de 5 mm (5 Unité : mm mm ≤ FRONT_DIST ≤ 45 mm). permet au contrôleur d’ignorer les FRONT_DIST interfaces situées entre la sonde et FS : 0 mm le mur antérieur de la vessie. Le programme converti la distance en temps selon la vitesse de propagation programmée en 3. Threshold Depth Profondeur vésicale critique La profondeur vésicale critique BP2 modifie la profondeur vésicale La profondeur critique est critique par incrément de 5 mm (50 est ajustée selon la morphologie THRESHOLD affichée à l’écran LCD. mm ≤ THRESHOLD ≤ 150 mm). de l’enfant énurétique. FS : 50 mm Unité : mm Le programme converti la distance en temps selon la vitesse de propagation de l’eau (urine). Fin de la détection sélective Ce paramètre fixe la fin de la Detection End FS : FRONT_DIST + La distance entre la sonde et la par le front d’ondes ultrasonores THRESHOLD fin de la détection sélective est avant la fin de la détection sélective 196 détection sélective afin d’ignorer BP2 modifie la distance parcourue REAR_DIST 197 les interfaces situées derrières le affichée à l’écran LCD. par incrément de 5 mm (FRONT_DIST + THRESHOLD ≤ mur postérieur de la vessie. REAR_DIST ≤ 200 mm). Le programme converti la distance en temps par sommation des temps de 4, 5 et de la distance ajoutée à FRONT_DIST + THRESHOLD converti avec la vitesse de propagation de 3. Restore Profile Chargement d’un profile Cette fonction permet de charger BP2 permet de charger un des profiles de calibrage suivants : PROFILE un des profiles de calibrage - Factory Settings mémorisés. - User 1 / User 2 / User 3 Save Profile Sauvegarde d’un profile Cette fonction permet de sauvegarder le profile de BP2 permet de sauvegarder les paramètres de calibrage dans un des profiles suivants : PROFILE calibrage courant dans la - Factory Settings mémoire non-volatile. - User 1 / User 2 / User 3 Erase Data Memory Effacement de la mémoire Les résultats sauvegardés dans la BP2 doit être appuyé deux fois pour que l’alarme autorise l’effacement ERASE mémoire EEPROM sont effacés de la mémoire. (pas les paramètres de calibrage). 197
