FR 3138295 A1 20240202 FR 2207791 A 20220728 L’invention concerne un procédé de surveillance d’un capteur (2) biochimique à microaiguilles connecté de manière amovible à un boitier (9), le boitier (9) comprenant une unité de commande (7), le capteur (2) comprenant plusieurs microaiguilles enfoncées dans la peau d’un utilisateur pour être contact avec un liquide interstitiel dans lequel se trouve un analyte, les microaiguilles constituant des électrodes pour la mesure de la concentration de l’analyte, au moins une microaiguille constituant une électrode de travail du capteur (2), l’électrode de travail étant recouverte d’un matériau réactif apte à réagir avec l’analyte , le procédé comprenant les étapes suivantes mises en œuvre par l’unité de commande (7) : - alimentation du capteur (2) à microaiguilles au moyen d’une tension d’excitation sinusoïdale ayant une valeur moyenne qui correspond à une tension de polarisation propre au capteur (2) pour la mesure de l’analyte ; - détermination, au cours de l’alimentation du capteur (2) d’une première impédance liée à l’enfoncement des électrodes dans la peau et au capteur (2). Figure pour l’abrégé : FIGURE 1 TITRE DE L’INVENTION Procédé de surveillance d’un capteur biochimique à microaiguilles La présente invention concerne un dispositif de surveillance corporelle via analyse de liquide corporel, typiquement interstitiel, à l'aide d’un capteur biochimique à microaiguilles. Plus précisément, la présente invention concerne la gestion de l'enfoncement des microaiguilles dans la peau permettant de mesurer la présence d'un analyte dans le liquide corporel et permettant de vérifier si les microaiguilles sont bien calibrées. ETAT DE LA TECHNIQUE La surveillance de nombreuses maladies chroniques connues chez l’humain nécessite un relevé quotidien de paramètres biochimiques. Un niveau de concentration d’un analyte corporel dans un fluide corporel de l’organisme, par exemple dans le plasma sanguin ou dans le liquide interstitiel des cellules de l’organisme, peut être relevé. A titre d’exemple répandu, le suivi du diabète chez un patient nécessite un relevé précis quotidien de la glycémie du patient. Une solution répandue pour réaliser le suivi du diabète consiste à réaliser une ponction, par exemple au bout du doigt, pour faire perler une goutte de sang, puis à réaliser une mesure quotidienne de glycémie dans la goutte de sang ainsi obtenue. Des systèmes de suivi ont été proposés pour se passer de la nécessité d’une ponction manuelle, de sorte à rendre la mesure de glycémie moins laborieuse et moins invasive. On parle de systèmes CGM, pour « Continuous Glucose Monitoring ». Certains de ces systèmes CGM réalisent, à intervalles réguliers, une mesure de glycémie au niveau du liquide interstitiel entre les cellules de la peau. La glycémie du liquide interstitiel est très proche de la glycémie du plasma sanguin. Les mesures au niveau du liquide interstitiel permettent un suivi simple et peu invasif de la glycémie des patients ; ces mesures peuvent être réalisées à l’aide de capteurs à aiguille, en transcutané, ou de manière non invasive, comme par exemple en iontophorèse ou en implantable avec une mesure par chimio-fluorescence. La demande internationale publiée sous le numéro WO 2018/104647 décrit un système de surveillance corporelle, utilisable notamment pour le suivi de la glycémie. Ce système de surveillance inclut une montre électronique attachable au poignet à l’aide d’un bracelet. La montre comporte un boîtier, dans lequel s’insère une capsule amovible interchangeable contenant un capteur à micro-aiguilles, les micro-aiguilles étant insérées dans la peau. Le capteur est commandé de manière automatique l’électronique du boîtier, pour réaliser une mesure transcutanée. La mesure de glycémie par le capteur est une mesure électrochimique. Toutefois, lorsqu'un tel dispositif comporte des microaiguilles, il peut exister des interférences liées à la sueur présente sur la peau. Ces interférences dépendent en outre de l'épaisseur de l'épiderme, qui est variable selon les individus : l'épaisseur de peau pour atteindre le liquide interstitiel n'est alors pas la même. De plus, de par la taille des microaiguilles, il existe un risque que ces microaiguilles soient mal enfoncées dans la peau : la mesure en résultant est alors faussée. En outre, au cours de la vie du dispositif on peut observer une dérive dans la mesure : là encore, la mesure est faussée. L’invention permet de contrôler l’enfoncement dans la peau de microaiguilles de mesure d'un analyte dans un fluide corporel. L’invention permet aussi de contrôler des microaiguilles si une calibration est nécessaire. L’invention permet aussi de contrôler l’usure du capteur. L’invention propose de pallier au moins un de ces inconvénients. A cet effet, l’invention propose un procédé de surveillance d’un capteur biochimique à microaiguilles connecté de manière amovible à un boitier, le boitier comprenant une unité de commande, le capteur comprenant plusieurs microaiguilles enfoncées dans la peau d’un utilisateur pour être contact avec un liquide interstitiel dans lequel se trouve un analyte, les microaiguilles constituant des électrodes pour la mesure de la concentration de l’analyte, au moins une microaiguille constituant une électrode de travail du capteur, l’électrode de travail étant recouverte d’un matériau réactif apte à réagir avec l’analyte, le procédé comprenant les étapes suivantes mises en œuvre par l’unité de commande : - alimentation du capteur à microaiguilles au moyen d’une tension d’excitation sinusoïdale ayant une valeur moyenne qui correspond à une tension de polarisation propre au capteur pour la mesure de l’analyte ; - détermination, au cours de l’alimentation du capteur d’une première impédance liée à l’enfoncement des électrodes dans la peau et au capteur. L’invention est avantageusement complétée par les caractéristiques suivantes, prises seules ou en une quelconque de leur combinaison techniquement possible : - le boitier comprend des électrodes de surface en contact avec la surface de la peau de l’utilisateur, le procédé comprenant simultanément à l’alimentation du capteur, une alimentation des électrodes de surface au moyen d’une tension d’excitation sinusoïdale, le procédé comprenant une détermination, au cours de l’alimentation des électrodes de surface d’une deuxième impédance liée à l’enfoncement des électrodes seulement ; - le capteur est alimenté au moyen de la tension d’excitation sinusoïdale pendant une deuxième durée consécutive à une première durée pendant laquelle le capteur est alimenté au moyen d’une tension d’excitation constante ; - le capteur est alimenté pendant une durée consécutive à une durée pendant laquelle le capteur n’est pas alimenté tout en étant en contact avec le liquide interstitiel ; - le procédé comprend une alimentation au moyen d’une tension continue pendant première une durée, le capteur étant alimenté par la tension sinusoïdale lorsque l’intensité est stabilisée pendant une deuxième durée ; - la tension sinusoïdale présente une fréquence comprise entre 50 et 500 Hz, de préférence 180 Hz ; - la tension sinusoïdale oscille autour de la tension de polarisation entre 100 mv inclus de pic à pic et 1 v inclus de pic à pic ; - le procédé comprend une étape de traitement de la première et/ou de la deuxième impédance pour en déduire si les électrodes sont enfoncées correctement. - le procédé comprend une étape de traitement de la première et/ou de la deuxième impédance pour en déduire si le capteur doit être calibré ou pour en déduire son usure ; L’invention concerne également un dispositif de détection d’un analyte contenu dans un fluide corporel comprenant un capteur électrochimique comprenant une électrode de travail, le dispositif comprenant une unité de commande configurée pour mettre en œuvre un procédé selon l’invention. PRESENTATION DES FIGURES D’autres caractéristiques, buts et avantages de l’invention ressortiront de la description qui suit, qui est purement illustrative et non limitative, et qui doit être lue en regard des dessins annexés sur lesquels : La illustre un dispositif pour mesurer un analyte contenu dans une fluide corporel d’un individu ; La illustre un procédé de surveillance d’un capteur biochimique à microaiguilles conforme à l’invention ; La illustre un chronogramme d’une tension utilisé dans le cadre du procédé de l’invention selon un premier mode de réalisation de l’invention ; La illustre un chronogramme d’une tension utilisé dans le cadre du procédé de l’invention selon un deuxième mode de réalisation de l’invention ; La illustre un chronogramme d’une tension utilisé dans le cadre du procédé de l’invention selon un troisième mode de réalisation de l’invention. Sur l’ensemble des figures les éléments similaires portent des références identiques. DESCRIPTION DETAILLEE Dispositif La illustre dispositif 1 pour mesurer un analyte contenu dans un fluide corporel d’un individu, de préférence du glucose contenu dans le fluide interstitiel d’un individu. Un tel dispositif 1 est notamment constitué d’un capteur électrochimique 2 comprenant une électrode de travail 3, une électrode de référence 4 et de préférence une contre électrode 5 qui permet de stabiliser la réaction chimique se produisant au niveau de l’électrode de travail lorsque les électrodes sont alimentées. Les électrodes (c'est-à-dire l'électrode de travail 3, la contre-électrode 4 et de préférence l'électrode de référence 4) sont configurées pour être implantées dans le derme d'un utilisateur par une ou plusieurs micro-aiguilles 6 de manière à être en contact avec le fluide interstitiel de l’individu. Chaque électrode est constituée d’une ou plusieurs micro-aiguille(s). On note que dans le cas d’un dispositif à deux électrodes, l’électrode de référence joue le rôle de contre-électrode. Le dispositif 1 comprend également une unité de commande 7. L'unité de commande 7 est reliée électriquement aux électrodes. L'unité de commande 7 peut comprendre un processeur, une mémoire, un module d'acquisition électrique et un module de commande électrique notamment pour piloter le capteur électrochimique 2. L’unité de commande 7 est en outre configurée pour alimenter l’électrode de travail 3 du capteur 2 de sorte à ce qu’elle forme un circuit avec l’électrode de référence 4 et éventuellement la contre électrode 5. Chaque électrode de travail 3 est recouverte d’un matériau apte à réagir avec l’analyte qu’on cherche à détecter et dont on cherche à mesurer la quantité. Il peut s’agir du glucose oxydase (GOx) ou tout autre type d’enzyme ou de réactif apte à réagir avec le glucose. Un médiateur redox peut éventuellement être utilisé. Le dispositif 1 comprend un bracelet 8 ou une lanière lui permettant de s’attacher à un membre et un boitier 9. Le boitier 9 comprend un écran d’affichage (non représenté) et l’unité de commande 7 est disposée dans le boitier 9. Procédé Un procédé de surveillance d’un capteur 2 du dispositif 1 est mis en œuvre par l’unité de commande 7 et est décrit ci-dessous en relation avec la . Dans une étape préliminaire (étape E0), le capteur 2 est positionné sur un individu de sorte que les électrodes 3, 4, 5 soient en contact avec le liquide interstitiel dans lequel se trouve l’analyte. Le dispositif 1 est notamment disposé autour du poignet d’un individu, le dispositif 1 étant préférentiellement une montre. Ainsi, les électrodes sont enfoncées dans la peau de l’individu et sont en contact avec la peau. On considère que les micro-aiguilles constituent une électrode de travail et une contre-électrode (qui peut être aussi celle de référence dans un capteur à deux électrodes). L’objectif du procédé est de mesurer l’impédance induite par l’insertion des électrodes dans la peau pour s’assurer de la correcte insertion des électrodes dans la peau et à une profondeur suffisante. Une telle impédance permet aussi de déterminer si le capteur 2 doit être calibré et permet aussi de déterminer l’usure du capteur 2. L’insertion des électrodes (les micro-aiguilles) dans la peau ainsi que le capteur 2 lui-même induisent une impédance totale qui peut influer sur la mesure du glucose. En connaissant la tension appliquée et l’intensité qui en résulte on peut remonter à la mesure de l’impédance entre l’électrode de travail et l’électrode de référence. Pour permettre le fonctionnement du capteur 2 et notamment la mesure d’analyte, celui-ci est alimenté par une tension d’excitation ayant un profil dédié à la mesure seule de l’analyte et qui est en lien avec la tension de polarisation du capteur 2. En effet, à la mise en service du capteur 2 ce dernier est polarisé pour permettre la mesure de l’analyte de manière convenable. Pour la mesure de l’impédance il convient d’alimenter le capteur 2 avec une tension d’excitation sinusoïdale ayant une valeur moyenne qui correspond (de préférence égale) à une tension de polarisation du capteur 2 de sorte à ne pas perturber la réaction chimique entre le matériau réactif et l’analyte. La tension d’excitation sinusoïdale oscille donc autour de cette tension de polarisation. Par exemple, la valeur pic à pic autour de cette tension de polarisation est comprise entre 100 mv inclus de pic à pic et 2.4 v inclus. Également, un balayage fréquentiel compris entre 0.1 et 400 kHz est appliqué à cette tension sinusoïdale. Pendant que le capteur 2 est alimenté au moyen de cette tension sinusoïdale, l’intensité résultante est mesurée par le capteur 2. Il s’agit en particulier de l’intensité mesurée entre l’électrode de travail et la contre électrode. Les figures 3, 4, 5 illustrent trois profils différents P1, P2, P3 utilisés à la fois pour la mesure de l’analyte et la mesure de l’impédance. La mesure de l’impédance et de l’analyse se faisant pendant certaines phases des différents profils P1, P2, P3 Pour chacun des profils, au cours du procédé la tension sinusoïdale est appliquée pendant une période temporelle T2a, T2b, T2c consécutive à une période temporelle T1a, T1b, T1c pendant laquelle le capteur est alimenté au moyen d’une tension d’excitation. Ainsi, le procédé comprend une étape d’alimentation du capteur 2 par une tension continue (étape E1) suivie d’une étape d’alimentation du capteur 2 par la tension sinusoïdale (étape E2). Pendant l’alimentation du capteur 2, l’intensité résultante est mesurée (étape E3). Le fait de ne pas utiliser tout le temps une tension sinusoïdale permet de limiter la consommation d’énergie. En effet, le traitement de l’intensité pour en déduire l’impédance consomme de l’énergie, de même que l’application d’une tension sinusoïdale à la place d’une tension continue qui suffit à la mesure de la quantité d’analyte. Selon un premier mode de réalisation utilisant un premier profil P1 illustré sur la , la tension est continue pendant une première durée T1a puis sinusoïdale pendant une deuxième durée T2a consécutive à la première durée T1a. L’analyte est mesuré pendant la première durée T1a. De manière avantageuse, la somme des durées T1a et T2a est inférieure à 3 9 minutes. La durée T1a est comprise entre 1 et 500 secondes et la durée T2a est comprise entre 1 et 30 secondes. La durée T2a est donc de préférence inférieure devant la durée T1a. Ceci permet de limiter l’utilisation de la batterie. Ce premier mode de réalisation est la mesure chrono ampèremétrique de type connu. Selon un deuxième mode de réalisation utilisant un deuxième profil P2 illustré sur la , la tension continue est appliquée à l’issue d’une troisième durée T0b pendant laquelle le capteur 2 n’est pas alimenté « capteur débranché ». A l’issue de cette durée T0b, le capteur 2 est alimenté par une tension continue pendant une première durée T1b puis sinusoïdale pendant une deuxième durée T2b consécutive à la première durée T1b. C’est en particulier, lorsque l’intensité mesurée devient stable et constante que la tension sinusoïdale est appliquée. Ici encore, l’analyte est mesuré pendant la première durée T1b. Ceci est visible sur la courbe d’intensité de la sur laquelle on voit que la succession de période d’alimentation du capteur suivant une non alimentation du capteur conduit à une intensité qui varie de manière impulsionnelle présentant une décroissance au cours du temps. Ce deuxième mode de réalisation est une mesure chrono ampèremétrique en mode impulsionnel. Ce deuxième mode par rapport au premier mode permet d’économiser de l’énergie puisqu’on alterne des périodes d’alimentation avec des périodes de non alimentation du capteur. Selon ce deuxième mode de réalisation, la non alimentation du capteur permet au glucose et à l’oxygène de se diffuser entre les électrodes ce qui permet de lisser les fluctuations dues au mouvement ou au bruit. La durée de non-alimentation du capteur est avantageusement dimensionnée afin que la quantité d’analyte (glucose) dépende uniquement de la concentration en analyte (glucose). De manière avantageuse, la somme des durées T0b, T1b et T2b est inférieure à 10 minutes. De préférence la durée T0b est comprise entre 1 et 300 secondes et la somme des durées T1b et T2b est comprise entre 1 et 300 secondes. Ici encore, la durée T2b est comprise entre 1 et 30 secondes et est inférieure à la durée T1b. Selon un troisième mode de réalisation utilisant un troisième profil P3 illustré sur la . Selon ce profil P3, pendant une durée T1c la tension est en créneaux, les créneaux sont d’amplitude la tension de polarisation du capteur 2. La tension est sinusoïdale pendant une durée T2c juste avant de débrancher le capteur 2 pendant une durée T0c. Puis selon ce profil P3, la tension est en dents de scie pendant une durée T0d. Pendant la durée T0d, les pics sont d’amplitude maximale la tension de polarisation du capteur 2. L’intérêt de ce troisième profil P3 est que le capteur 2 est entretenu avant de repasser à un cycle en dents de scie pour la mesure de l’analyte pendant la durée T0d. Ici encore, la non alimentation du capteur permet à l’analyte (glucose) et à l’oxygène de se diffuser entre les électrodes ce qui permet de lisser les fluctuations dues au mouvement ou au bruit. Également, la durée de non-alimentation du capteur est avantageusement dimensionnée afin que la quantité d’analyte (glucose) dépende uniquement de la concentration en analyte (glucose). Selon ce troisième mode de réalisation, la tension en créneaux pendant la durée T1c permet de consommer le glucose résiduel qui brûle l’effet de l’oxydation et de l’encrassement biologique. Cela permet donc d’assurer que pendant la non-alimentation du capteur, il n’y a pas de glucose résiduel sur les électrodes qui aurait été déjà mesuré. La durée T1c est par exemple comprise entre 1s et 60 secondes, la durée T2c est comprise entre 1seconde et 3 secondes, la durée T0c est comprise entre 1 seconde et 500 secondes, la durée T0d est comprise entre 1 minute à 10 minutes. L’intensité mesurée pendant l’application de la tension sinusoïdale au capteur 2 est ensuite traitée (étape E4) pour en déduire une impédance résultante qui est caractéristique de l’enfoncement des électrodes dans la peau. Un tel traitement est mis en œuvre dans le domaine fréquentiel. Ainsi, on calcule d’abord une transformée de Fourier discrète (en anglais, Discret Fourier Transform, DFT) de l’intensité mesurée pour en déduire l’impédance qui est alors donnée par Avec le module de l’impédance complexe, |U| le module complexe de la tension appliquée et |I| le module complexe de la tension mesurée (étape E41). Cette impédance comprend à la fois l’impédance due au capteur 2 et à l’enfoncement des microaiguilles. Ainsi, on a avec l’impédance liée à l’enfoncement des microaiguilles dans la peau. A partir de la détermination de et de la connaissance (mesure obtenue en usine à la fabrication du capteur 2) on peut en déduire (étape E42). Selon un mode de réalisation, est comparée à un seuil fixé à l’avance. Il s’agit d’une mesure directe (étape E43). Selon un mode de réalisation, le boitier 9 est muni d’électrodes 91 en contact avec la surface de la peau qui permettent de mesurer une impédance liée à la peau seule notée . En effet, l’impédance est liée à l’enfoncement des électrodes par rapport à la surface de la peau de l’utilisateur. Pour mesurer cette impédance les électrodes 91 du boitier 9 sont alimentées par une tension sinusoïdale également qui est soit identique à celle utilisée par le capteur 2 soit différente (étape E2’). On note toutefois que les électrodes 91 du boitier 9 ne sont pas alimentées par un profil d’alimentation utilisé pour le capteur. Lorsqu’il n’est pas nécessaire de mesurer l’impédance, les électrodes 91 du boitier 9 ne sont pas alimentées. L’intensité résultante est mesurée (étape E3’) pendant l’application de la tension sinusoïdale aux électrodes 91 du boitier 9 et est ensuite traitée (étape E4’) pour en déduire l’impédance . De la même manière que pour , est obtenue dans le domaine fréquentiel par calcul d’une DFT de l’intensité mesurée pour les électrodes 91 du boitier 9 (étape E41’). Ainsi, en calculant on obtient directement l’impédance liée à l’enfoncement uniquement (étape E42’). Dans ce cas, la mesure est différentielle et est plus précise que celle obtenue en mesure directe. Là encore est comparée à un seuil aussi fixé à l’avance mais qui est indépendant de l’utilisateur (étape E43’). De manière alternative ou complémentaire, à partir de ou on peut déduire si le capteur 2 nécessite d’être calibré (étape E5). De manière alternative ou complémentaire, à partir de ou on peut déduire si le capteur 2 nécessite d’être changé. On mesure dans ce cas son degré d’usure (étape E6). A chaque comparaison, un seuil est fixé à l’avance. Si l’une ou l’autre des comparaisons ci-dessus indique que les électrodes sont mal enfoncées, que le capteur nécessite d’être calibré ou bien que le capteur doit être changé alors un signal d’avertissement est généré (étape E7). Un tel signal est par exemple : un changement de l’affichage, un signal sonore, une vibration du dispositif etc. Procédé de surveillance d’un capteur (2) biochimique à microaiguilles connecté de manière amovible à un boitier (9), le boitier (9) comprenant une unité de commande (7), le capteur (2) comprenant plusieurs microaiguilles enfoncées dans la peau d’un utilisateur pour être contact avec un liquide interstitiel dans lequel se trouve un analyte, les microaiguilles constituant des électrodes pour la mesure de la concentration de l’analyte, au moins une microaiguille constituant une électrode de travail du capteur (2), l’électrode de travail étant recouverte d’un matériau réactif apte à réagir avec l’analyte , le procédé comprenant les étapes suivantes mises en œuvre par l’unité de commande (7) : - alimentation (E2) du capteur (2) à microaiguilles au moyen d’une tension d’excitation sinusoïdale ayant une valeur moyenne qui correspond à une tension de polarisation propre au capteur (2) pour la mesure de l’analyte ; - détermination (E3, E4), au cours de l’alimentation du capteur (2) d’une première impédance (Z1) liée à l’enfoncement des électrodes dans la peau et au capteur (2). Procédé selon la revendication 1, le boitier (9) comprenant des électrodes de surface en contact avec la surface de la peau de l’utilisateur, le procédé comprenant simultanément à l’alimentation (E2) du capteur (2), une alimentation (E2’) des électrodes (91) de surface au moyen d’une tension d’excitation sinusoïdale, le procédé comprenant une détermination (E3’, E4’), au cours de l’alimentation des électrodes de surface d’une deuxième impédance (Z2) liée à l’enfoncement des électrodes seulement. Procédé selon l’une des revendications 1 à 2, dans lequel le capteur (2) est alimenté (E2) au moyen de la tension d’excitation sinusoïdale pendant une deuxième durée (T 2a ) consécutive à une première durée (T 1a ) pendant laquelle le capteur est alimenté (E1) au moyen d’une tension d’excitation constante. Procédé selon l’une des revendications 1 à 2, dans lequel le capteur (2) est alimenté pendant une durée (T 1a , T 2b ) consécutive à une durée (T 0b ) pendant laquelle le capteur (3) n’est pas alimenté tout en étant en contact avec le liquide interstitiel. Procédé selon la revendication 4, comprenant une alimentation (E1) au moyen d’une tension continue pendant première une durée (T 1b ), le capteur (2) étant alimenté par la tension sinusoïdale lorsque l’intensité est stabilisée pendant une deuxième durée (T 2b ). Procédé selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel la tension sinusoïdale présente une fréquence comprise entre 50 et 500 Hz, de préférence 180 Hz. Procédé selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel la tension sinusoïdale oscille autour de la tension de polarisation entre 100 mv inclus de pic à pic et 1 v inclus de pic à pic. Procédé selon l’une quelconque des revendications précédentes, comprenant une étape de traitement de la première et/ou de la deuxième impédance pour en déduire si les électrodes sont enfoncées correctement. Procédé selon l’une des revendications précédentes, comprenant une étape de traitement de la première et/ou de la deuxième impédance pour en déduire si le capteur (2) doit être calibré ou pour en déduire son usure. Dispositif de détection d’un analyte contenu dans un fluide corporel comprenant un capteur électrochimique (2) comprenant une électrode de travail (3), le dispositif comprenant une unité de commande (7) configurée pour mettre en œuvre un procédé selon l’une quelconque des revendications précédentes.