Brevet FR2772588A1 — publié le 19990625

L.'invention concerne l'évaluation non invasive du systéme neuromusculaire des êtres vivants par électromyographie de surface. Actuellement, les seuls systèmes électromyographiques reconnus pour l'évaluation clinique des maladies neuromusculaires sont de type invasif, mis en oeuvre à l'aide d'aiguilles détectrices qui pénètrent au sein du muscle étudié. Outre la douleur, le traumatisme et le risque d'infection qui résultent de ce type d'intervention, les systèmes invasifs présentent l'inconvénient de ne pouvoir procéder qu'à des mesures ponctuelles, sans possibilité de réelle évaluation d'une zone musculaire donnée. Pour dépasser ce stade et permettre une mesure sur une étendue plus large tout en restant suffisamment précise, il s'est développé des techniques non invasives basées sur l'électromyographie de surface à l'aide d'électrodes dites flottantes, qui nécessitent un gel de contact, ou d'électrodes dites séches. Ces électrodes de surface nécessitent habituellement une préparation de la surface de la peau (rasage, légère abrasion et dégraissage). La mesure est effectuée par réception au niveau des électrodes de signaux résultant d'une contraction musculaire provoquée soit volontairement, soit par stimulation mécanique, ou électrique. L'électromyographie de surface consiste alors à détecter, enregistrer, et traiter le signal myoélectrique reçu, précurseur de la contraction musculaire obtenue. Cette technique vise à identifier certaines maladies musculaires dont les caractéristiques physiologiques peuvent se traduire par la déviation de certains paramètres du signal : amplitudes, vitesses de propagation des potentiels d'action musculaire, ou fréquences du signal. Ainsi, certaines pathologies sont caractérisées par des dégénérescences préférentielles d'un type de fibre par rapport à un autre. Par exemple, la myopathie de Duchenne entraîne une atteinte sélective des fibres dites rapides. De telles modifications conditionnent les valeurs moyennes mesurées de vitesse de propagation du signal myoélectrique. Dans ce type de méthode, deux électrodes de surface au moins sont généralement utilisées, chaque détection étant réalisée dans un champ défini par un angle d'ouverture donné à partir de l'électrode. Les champs alors explorés présentent une sensibilité qui diminue en fonction exponentielle de la distance à la surface. Les fibres musculaires ne sont activées que si la sollicitation est supérieure à un certain seuil au niveau de leur jonction neuromusculaire. Les fibres sont regroupées en unités fonctionnelles, I'unité motrice qui regroupe l'ensemble des fibres innervées par le même neurone moteur. Le potentiel d'action d'unité motrice est égal à la somme des potentiels d'action musculaires élémentaires de chacune des fibres qui le composent. Le signal myoélectrique reçu au niveau de l'électrode résulte de la sommation spatiale et temporelle de toutes les unités motrices recrutées. La mesure du signal est en particulier affectée par les propriétés anatomiques et fonctionnelles du muscle étudié ou par les schémas de contrôle du système nerveux central ou périphérique. De plus, lors de la mesure, il y a superposition des signaux électriques des unités motrices activées. La complexité du signal électromyographie a donné naissance à de multiples protocoles de mesure et de traitement, sans qu'aucun protocole ni aucune tentative de modélisation ne permettent, jusqu'à présent, une analyse fiable et reproductible des caractéristiques du signal permettant une compréhension et une identification de la réalité physiologique du muscle. II est bien connu de mesurer la vitesse de conduction du potentiel d'action musculaire par mesure du temps de propagation de ce potentiel à l'aide d'au moins trois électrodes de mesure. Cette méthode conduit généralement à une surestimation difficilement quantifiable de la vitesse de conduction, qui peut s'expliquer en partie par la présence d'activités non propagées sur tout le système d'électrodes. Une autre méthode est basée sur une évaluation indirecte à partir de paramètres spectraux, tels que la fréquence moyenne ou la fréquence médiane, supposés être linéairement corrélés à la vitesse de conduction. Une telle méthode est décrite dans l'article de Lindstrôm et al. paru dans la revue Electromyography, vol. 10, pages 341 à 356, 1970 ou dans l'article de Stulen F.B. et De Luca de la revue IEEE Trans. Biomed. Eng., vol. 28, pages 515 à 523, 1981. Des études expérimentales ont montré les limites de ce type de relation, les paramètres spectraux étant dépendants de plusieurs facteurs autres que la vitesse de propagation du potentiel d'action musculaire. L'anisotropie des propriétés musculaires et des tissus localisés entre la source du signal et la zone de détection conduit à des variations dans le contenu spectral du signal et dans l'estimation de la vitesse de cond uction. Afin d'améliorer la mesure du signal, il a été proposé, par exemple dans le document de H. Reucher et al, paru dans le journal IEEE Trans. Biomed. Eng., vol. 34, pages 98 à 113, 1987, de réaliser un filtrage spatial à l'aide d'un système multiélectrode et d'une sommation pondérée des signaux qui sont recueillis par les électrodes. Toutefois, la complexité d'un tel système n'est pas encore compatible avec une utilisation en routine clinique. Ainsi, que ce soit par analyse temporelle des potentiels d'action musculaire, par analyse spectrale des fréquences obtenues par transformée de Fourrier des signaux, ou par analyse de la vitesse de conduction des potentiels d'action musculaires, les seuls paramètres significatifs obtenus sont des grandeurs moyennes en fréquence ou en vitesse et l'écart type expérimental entre ces grandeurs. Avec de telles grandeurs, il est délicat de suivre précisément des pathologies en environnement clinique. L'invention vise à réaliser une corrélation entre les caractéristiques du signal myoélectrique et les caractéristiques physiologiques du muscle étudié en fournissant un dispositif de détection non invasif; non infectieux, facile à mettre en oeuvre, de grande maniabilité et peu encombrant, tout en étant structuré pour mesurer, amplifier et permettre un traitement optimisé du signal myoélectrique. L'invention vise également à élaborer une méthode d'investigation fiable de la caractérisation physiologique à partir de la vitesse de conduction des potentiels d'action musculaire grâce à certaines configurations d'électrodes du dispositif utilisé. L'invention vise enfin une méthode de mesure non invasive des caractéristiques physiologiques du muscle par mesure du signal myoélectrique. Plus précisément, I'invention a pour objet un dispositif non invasif de mesure électromyographique à électrodes sèches, caractérisé en ce que ces électrodes, constituées selon un alliage composé d'or, de cuivre et d'un métal de rigidification, sont configurées selon au moins un groupe laplacien, et sont couplées à un circuit imprimé de traitement de signal intégré apte à délivrer des signaux représentatifs de l'activation des unités motrices du muscle étudié. Un groupe laplacien d'électrodes est une configuration comportant quatre électrodes périphériques en croix autour d'une électrode centrale, selon une dénomination déjà utilisée dans le domaine de l'électroencéphalographie. II a été remarqué que cette configuration permet d'augmenter la précision spatiale de l'enregistrement myoélectrique. Selon trois exemples de réalisation, le dispositif comporte un groupe laplacien pour effectuer toute détection d'activité électromyographique en vue de toute étude et analyse (mouvement, fatigabilité,...), deux groupes laplaciens avec deux électrodes communes pour mesurer la vitesse de propagation du signal, ou encore trois groupes laplaciens qui sont configurés de façon compacte, le groupe central ayant deux électrodes communes à chacun des deux autres groupes. II est possible de prévoir des configurations à plus de trois groupes laplaciens, mais l'encombrement et la complexité du dispositif deviennent alors plus difficiles à gérer, compte tenu de la taille limitée de la zone musculaire à explorer. Préférentiellement, le métal de rigidification est l'argent, et les proportions or-argent-cuivre des électrodes sont respectivement situées entre 70 et 80%, 15 et 25%, et 2 et 8%. Un tel alliage permet d'obtenir une bonne conductivité, une bonne rigidité et facilite la connexion au circuit électronique de traitement du signal. Afin de maximaliser le rapport signal/bruit, une préamplification des signaux captés par chaque électrode d'un groupe laplacien est avantageusement effectuée sur site selon une pondération déterminée. Au moins un étage de filtrage passe-haut peut également être prévu afin de s'affranchir des effets de polarisation de ce type d'électrodes (électrodes sèches). De plus, un filtrage passe-bas peut également être prévu afin d'éliminer tout bruit haute fréquence (par exemple supérieure à 1000 Hz), et donc obtenir un filtrage passe bande. L'ensemble des électrodes de l'étage de préamplification et de filtrage est de préférence disposé dans un boîtier isolé. En sortie, ce boîtier est relié via un boîtier d'alimentation et de transmission à un système pourvu d'amplificateurs isolés permettant une seconde amplification, luimême couplé à un système de traitement informatique après conversion analogique/numérique du signal isolé et amplifié. Le boîtier est avantageusement équipé d'un blindage pour améliorer le rapport signal/bruit. Ce blindage amagnétique, dans les conditions d'utilisation, comporte un blindage interne, référencé au sujet, et un blindage externe formant une référence flottante. Au moins deux groupes laplaciens sont prévus afin de déterminer la vitesse de conduction des potentiels d'action musculaires. La mise en oeuvre d'un troisième groupe selon une forme de réalisation de l'invention permet de calculer un signal à double mesure différentielle sans augmenter sensiblement l'encombrement du dispositif. Ainsi l'utilisation de ce type d'électrodes selon les configurations adoptées par la présente invention permet d'obtenir à la fois une exploitation optimisée du signal et une grande souplesse d'utilisation du dispositif grâce à l'étendue restreinte du champ de mesure. La distance entre électrodes, mesurée centre à centre, est comprise entre 2,5 et 10 mm. Cette distance dépend du diamètre des électrodes et de la taille du muscle étudié et, de préférence, elle est d'environ 2,5 fois le diamètre des électrodes. L'invention concerne également un procédé de validation de mesure de vitesses de conduction des potentiels d'action musculaires par caractérisation des distributions de vitesses pour une localisation optimisée des électrodes de mesure. Selon l'invention, la validation de la mesure est obtenue lorsque la fréquence moyenne ou médiane du signal central est inférieure aux fréquences moyennes médianes des deux signaux voisins. Avantageusement, en contraction volontaire, il suffit de deux à trois secondes de mesure pour intégrer suffisamment de valeurs de potentiels d'unités motrices pour obtenir un signal représentatif de la zone musculaire sous-jacente. L'invention permet de suivre l'évolution des myopathies ou des pathologies neuromusculaires, et s'applique donc au domaine clinique. L'invention peut être également utilisée dans tout domaine de suivi musculaire qui utilise une électrode de surface, qu'elle soit sèche ou flottante, par exemple en biomécanique ou en médecine sportive. D'autres caractéristiques et avantages apparaîtront à la lecture de la description suivante d'un mode de réalisation de l'invention, en référence aux figures annexées qui représentent respectivement - les figures la et lb, respectivement la configuration de la face de réception et de la forme des électrodes du dispositif selon l'invention dans un exemple de réalisation à trois groupes laplaciens - la figure 2, une configuration schématisée de la face de réception avec blindage interne - la figure 3, un exemple de schéma électronique élémentaire de circuit de traitement du signal détecté, selon l'exemple de réalisation à trois groupes laplaciens - la figure 4, un schéma synoptique de la chaîne des éléments mis en oeuvre pour traiter le signal selon l'invention ; - la figure 5, une visualisation de potentiels d'action musculaires obtenue à l'aide du dispositif selon l'invention. Selon un exemple non limitatif de réalisation de l'invention, la configuration d'électrodes mise en oeuvre comporte trois groupes de type laplacien, telle qu'illustrée schématiquement sur la figure la. Sur la face de réception 1 d'un boîtier de détection, chacune des onze électrodes d'aspect identique E est disposée sur un support isolant 2. Le support et l'ensemble des circuits reliés aux électrodes sont disposés dans ce boîtier connecté à un autre boîtier d'alimentation. Les onze électrodes sont disposées de façon matricielle selon des rangées de trois, cinq et trois électrodes, de manière à former trois groupes laplaciens L1, L2 et L3, chaque groupe étant formé par une électrode centrale respectivement El, E2 et E3, et de quatre électrodes situées à égale distance de l'électrode centrale de manière à former une croix (en traits pointillés sur la figure). Le groupe central L2 présente deux électrodes en commun, respectivement E2 et El, E2 et E3, avec chacun des deux groupes extrêmes Ll et L3. Dans cet exemple, les électrodes sont distantes de 5 mm, et le support 2, de dimensions égales à 3 x 2 cm, sert de base aux électrodes qui sont érigées perpendiculairement à ce support. La figure lb illustre plus précisément la composition d'une électrode E. Cette électrode est composée d'un tube cylindrique 3 reposant sur un disque support 4. Le cylindre et le disque sont formés en un alliage Au-Ag-Cu selon les proportions respectives suivantes : 75%, 20% et 5%. L'or, qui présente une excellente résistance aux attaques externes (acidité, sueur, ...), est rigidifié par adjonction d'argent ou de tout autre métal de rigidification. Le cuivre facilite la transmission électrique avec le circuit électronique lui-même réalisé en cuivre, un tel circuit étant décrit ci-dessus. Afin de permettre une bonne définition spatiale des signaux, une diminution sensible du mode commun, un gain de temps dans la préparation du sujet et une simplification du câblage, le boîtier de détection est préférentiellement équipé directement d'un blindage interne servant d'électrode de référence sujet. La figure 2 illustre schématiquement une face de réception 1' intégrant un blindage interne Bi de référence sujet. Dans cet exemple, cette référence est formée d'un fil de cuivre entourant les électrodes, sans réaliser de boucle complète pour éviter les perturbations de champ. Un blindage amagnétique du boîtier est obtenu à l'aide de ce blindage interne et d'un blindage externe, formé par une référence flottante (non représentée). Un tel blindage est particulièrement adapté pour des applications cliniques, afin de filtrer les rayonnements électromagnétiques omniprésents dans un environnement hospitalier et ainsi améliorer le rapport signal/bruit. Selon le schéma élémentaire de la figure 3 illustrant le recto Rl et le verso V1 d'une première plaque, chacune des onze électrodes E est connectée à un circuit imprimé d'amplification 5 à haute impédance d'entrée, via un filtre passe-haut 6, constitué classiquement d'un circuit de type RC, et un connecteur K. Un filtrage à 6 Hz est prévu. Alternativement, un filtrage à 80 Hz est utilisé pour minimiser l'effet du réseau de distribution électrique (à 50 Hz en Europe ou à 60 Hz aux Etats-Unis). Un circuit d'amplification est prévu sur site de façon identique pour chacun des groupes laplaciens. Cette amplification constitue une pré-amplification sur site. Elle est réalisée grâce à des amplificateurs opérationnels 7 à haute impédance d'entrée, montés dans un circuit adapté, avec la pondération suivante : +4 (ou 4) pour l'électrode centrale et -1 (ou +1) pour chacune des quatre électrodes périphériques. L'ensemble des circuits est réalisé sous la forme d'un circuit imprimé sur plaque de fibre de verre époxy, en technologie CMOS-CMS. Le circuit d'amplification intégré 5 présente un gain linéaire de 100 et un taux de réjection en mode commun supérieur à 100 dB. Les électrodes, filtres et amplificateurs sont intégrés dans un espace réduit, si bien que le boîtier a des dimensions de l'ordre de 6 x 4 x 2 cm, sensiblement réduites par rapport à l'état de la technique. La figure 4 représente schématiquement la chaîne des éléments mis en oeuvre pour le traitement du signal. Le support et l'ensemble des circuits sont disposés dans un boîtier de détection 8 connecté à un autre boîtier 9 d'alimentation des amplificateurs. Ces boîtiers sont connectés par câblage blindé de type BNC à un amplificateur isolé 10. La visualisation en temps réel est assurée par un oscilloscope 11. Un dispositif d'acquisition numérique 12 permet la numérisation des signaux et leur traitement informatique. Le dispositif selon l'invention est mis en oeuvre par application directe sur la peau, sans addition de gel de contact. Après mise sous tension, le signal est visualisé sur l'écran d'oscilloscope. Une visualisation de trois signaux S1, S2 et S3, telle qu'illustrée sur la figure 5 lors d'un effort isométrique du biceps, montre la propagation du potentiel d'action musculaire mesurée en tension (mV) dans le temps (mesuré en millisecondes), qui passe de la position P1 sur la courbe C1 représentative du signal S1, aux positions P2 puis P3 sur les courbes respectives C2 et C3 des signaux S2 et S3. Une première valeur de la vitesse de propagation s'en déduit immédiatement par évaluation de la position des maxima de PI, P2 et P3. Grâce au dispositif utilisé, un enregistrement sur quelques secondes, permet alors d'obtenir une distribution des vitesses de propagation des potentiels d'action musculaires détectables mis en jeu lors de l'effort. En étude de fatigabilité, I'enregistrement se prolonge sur une durée nécessairement plus longue. Différents modes de contact permettent de mesurer un nombre variable d'unités motrices. Les interprétations physiologiques étant conditionnées par les considérations méthodologiques du protocole, les mesures sont effectuées selon l'invention par un procédé de validation permettant d'accepter ou de rejeter la mesure. L'estimation de vitesse varie en fonction de la localisation de l'électrode par rapport aux zones musculaires critiques (zones tendineuses et innervées) et des modalités de la contraction musculaire, type et intensité. La localisation influe sur de la présence d'activités non propagées qui se traduit par l'apparition d'un mode commun sur l'ensemble des électrodes. Du fait de l'influence des propriétés inhomogènes et anisotropiques du muscle et des tissus situés entre la source d'émission et la surface de détection, I'invention propose d'abord une localisation particulière des électrodes qui permet de minimiser cette influence et d'obtenir des mesures reproductibles. La validation de la localisation des électrodes est obtenue par comparaison des trois signaux. La mesure est interprétée comme correcte lorsque la fréquence moyenne du signal central, calculée à partir des transformées de Fourrier des signaux élémentaires formant chacun des trois signaux, est inférieure aux fréquences moyennes des signaux voisins. Un simple programme d'analyse spectrale en temps réel permet alors de valider ou de rejeter la mesure par comparaison entre les trois valeurs de fréquence. L'invention n'est pas limitée aux exemples de réalisation décrits. II est ainsi possible de mettre en oeuvre plus de trois groupes laplaciens d'électrodes ayant, deux à deux, deux électrodes communes. II est également possible d'effectuer une nouvelle différentiation sur les signaux laplaciens. Cette nouvelle différentiation permet de garantir la qualité du signal obtenu comme expliqué plus loin. En outre, la dimension (diamètre) des électrodes peut sensiblement varier, cette variation étant adaptée à la distance interélectrode et à la taille du muscle étudié. Par ailleurs, I'invention peut être utilisée dans un tunnel de type RMN (Résonance Magnétique Nucléaire) afin de quantifier les paramètres de l'électromyographie : la variation des paramètres électromyographiques, vitesse de propagation ou analyse spectrale du potentiel d'action musculaire, est alors corrélée à la cinétique de paramètres métaboliques, tels que la concentration en ions hydrogène ou en ions liés au phosphate (adénosine di ou tri-phosphate, phosphate inorganique, phosphocréatine,...) fournis par la spectroscopie RMN. II est ainsi possible d'étudier l'influence des paramètres du métabolisme sur les paramètres électromyographiques, et d'en déduire des corrélations avec des mesures physiologiques relevant de certaines pathologies, par exemple lors de la fatigue musculaire. Hormis les applications de l'invention dans le domaine clinique, ce système de mesure peut être utilisé à la place de tout système d'électrodes de surface, qu'elles soient flottantes ou sèches, notamment dans les domaines de la biomécanique et de l'ergonomie, les dimensions de l'électrode et le nombre de signaux laplaciens mesurés étant alors adaptés en fonction de l'utilisation souhaitée, en mettant en oeuvre de façon générale de un à trois groupes d'électrodes. REVENDICATIONS 1. Dispositif de mesure électromyographique à électrodes sèches, caractérisé en ce que ces électrodes (E), constituées selon un alliage composé d'or, de cuivre et d'un métal de rigidification, sont configurées selon au moins un groupe laplacien (L1, L2, L3), et sont couplées à un circuit imprimé de traitement de signal intégré dans un boîtier de détection (8) pour délivrer des signaux pré-amplifiés et filtrés (S1, S2, S3). 2. Dispositif de mesure électromyographique selon la revendication 1, caractérisé en ce que les électrodes sont configurées de façon compacte formant deux groupes laplaciens (lui, L2), avec deux électrodes communes, pour délivrer deux signaux représentatifs de la propagation des potentiels d'action musculaires. 3. Dispositif de mesure électromyographique selon la revendication 1, caractérisé en ce que les électrodes sont configurées de façon compacte formant trois groupes laplaciens (L1, L2, L3), le groupe central (L2) ayant deux électrodes communes à chacun des deux autres groupes (lui, L3). 4. Dispositif de mesure électromyographique selon la revendication 3, caractérisé en ce que les trois groupes laplaciens (L1, L2, L3) servent à calculer un signal à double mesure différentielle. 5. Dispositif de mesure électromyographique selon la revendication 1, caractérisé en ce que les électrodes forment plus de trois groupes laplaciens d'électrodes ayant, deux à deux, deux électrodes communes. 6. Dispositif de mesure électromyographique selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le boîtier de détection (8) est équipé d'un blindage amagnétique comportant un blindage interne (Bi), référencé au sujet, et un blindage externe formant une référence flottante. 7. Dispositif de mesure électromyographique selon l'une des revendications 1 à 6, caractérisé en ce que le métal de rigidification est l'argent, et en ce que les proportions or-argent-cuivre des électrodes sont respectivement situées entre 70 et 80%, 15 et 25%, et 2 et 8%. 8. Dispositif de mesure électromyographique selon la revendication 7, caractérisé en ce que la préamplification des signaux (Sl, S2, S3) captés par chaque électrode (E1-E5) d'un groupe laplacien (L1, L2 ou L3) est effectuée selon une pondération déterminée, et en ce qu'au moins un étage de filtrage passe-haut est prévu afin de s'affranchir des effets de polarisation de ce type d'électrodes. 9. Dispositif de mesure électromyographique selon la revendication 8, caractérisé en ce que la pondération est la suivante : i 4 pour l'électrode centrale et + 1 pour chacune des quatre électrodes périphériques. 10. Dispositif de mesure électromyographique selon la revendication 9, caractérisé en ce que le filtrage passe-haut présente une fréquence de coupure choisie sensiblement égale à 6 Hz ou à 80 Hz. 11. Dispositif de mesure électromyographique selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le circuit est réalisé sous la forme d'un circuit imprimé (5) sur plaque de fibre de verre époxy en technologie CMOS-CMS. 12. Dispositif de mesure électromyographique selon la revendication 11, caractérisé en ce que le support des électrodes (1) et le circuit (5) sont disposés dans un boîtier (8) connecté à un autre boîtier (9) d'alimentation des amplificateurs. 13. Dispositif de mesure électromyographique selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que la distance entre électrodes est comprise entre 2,5 et 10 mm, de préférence sensiblement égale à 2,5 fois le diamètre de l'électrode. 14. Dispositif de mesure électromyographique selon l'une quelconque des revendications 1 à 12, caractérisé en ce que les dimensions des électrodes varient de sorte que cette variation est adaptée à la variation de la distance interélectrode définie à la revendication 13. 15. Procédé de mesure électromyographique à l'aide d'un dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'enregistrement est effectué sur quelques secondes en contraction volontaire pour obtenir une distribution de vitesse de propagation de potentiels d'action musculaires (P1, P2, P3). 16. Procédé de validation des mesures électromyographiques effectuées selon l'une quelconque des revendications 1 à 14 par la mesure des vitesses de conductivité des potentiels d'action musculaire en surface et caractérisation des distributions de vitesse mesurées, caractérisé en ce que la validation de la mesure d'un potentiel d'action musculaire consiste à mesurer trois signaux représentatifs de la propagation d'un potentiel d'action musculaire par des électrodes de surface, et à localiser l'emplacement des mesures des signaux lorsque la fréquence moyenne ou médiane du signal central est inférieure aux fréquences moyennes ou médianes des deux signaux voisins. 17. Procédé de validation selon la revendication 16, caractérisé en ce qu'un programme d'analyse spectrale en temps réel permet de valider ou de rejeter la mesure par comparaison entre les trois valeurs de fréquence. 18. Procédé de validation selon la revendication 17, caractérisé en ce qu'une amplification à double mesure différentielle est effectuée à partir des trois mesures pour s'affranchir du mode commun. 19. Procédé de validation selon l'une quelconque des revendications 16 à 18, caractérisé en ce que les mesures sont effectuées avec le dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 14. 20. Utilisation du dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 15 comme électrode de surface en biomécanique. 21. Utilisation du dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 15 comme électrode de surface en ergonomie. 22. Utilisation du dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 15 comme électrode de surface dans le suivi d'une pathologie neuromusculaire. 23. Utilisation du dispositif selon l'une quelconque des revendications 6 à 15 dans un tunnel de mesure spectroscopique de type RMN pour quantifier les relations entre les paramètres métaboliques et électromyographiques.