EXTRACTION DE CARACT ´ ERISTIQUES 57 Peu de r´ef´erences concernant le calcul de fr´equence respiratoire sont disponibles,

ex-cept´e la m´ethode de Eberhard et Baconnier qui fonctionne en temps r´eel sur des mesures pneumotachom´etriques dont nous nous sommes largement inspir´es [101]. Nous avons donc d´evelopp´e l’algorithme ci dessous apr`es raisonnement par essai erreur en essayant de garder une r´esolution acceptable sans passer trop de temps `a d´evelopper de nouveaux algorithmes.

Calcul de la fr´equence respiratoire sur une fenˆetre de ∆t s de respiration

Retrait de la ligne de base par retrait de la tendance correspondant `a la droite de meilleur ajustement obtenue par r´egression lin´eaire

Filtrage passe bande (0.1 Hz – 1 Hz) `a r´eponse impulsionnelle finie (100 coefficients pour notre ´etude, fenˆetrage de Hamming)

Calcul de l’´ecart type σ du signal filtr´e y^∗

Si on a σ < 0.01 on est en pr´esence de bruit (seuil empirique suivant la calibration du

capteur dont la valeur varie entre −1 et +1)

Sinon Rechercher les valeurs de y∗ sup´erieures `a σ

Rechercher les couples de valeurs successives telles que la diff´erence de temps entre celles-ci soit sup´erieure `a 100 ms

Le nombre de pics (nR) correspond au nombre de valeurs retenues.

Le rythme respiratoire RR est alors : RR = ⁽ⁿR)∗60

∆t

Un exemple d’application est pr´esent´e Fig. 4.13.

0 10 20 30 40 50 60 Abd filtré Abd Temps (s) (a) t = −25 min 0 10 20 30 40 50 60 Abd filtré Abd Temps (s) (b) t = 90 min

Fig. 4.15 – D´etection de rythme respiratoire : La ligne continue correspond `a l’´ecart-type du signal qui correspond au seuil de d´etection du pic. Une p´eriode r´efractaire de 100 ms est utilis´ee pour ne retenir qu’un seul point. Le signal est filtr´e, redress´e et la tendance est ´elimin´ee. a) Avant la perte de sang, le signal de respiration a un rythme respiratoire estim´ee de 17 ± 1 cpm. b) 90 min apr`es le d´ebut de la spoliation, les respirations ont un rythme qui fluctue autour de 7 ± 1 cpm (dyspn´ee, syndrome d’une respiration de type Cheyne-Stokes). Pour avoir une bonne estimation du rythme moyen, il faut utiliser un fenˆetrage long adapt´e au rythme respiratoire (fenˆetres de 60 s par exemple).

Le calcul d’une estimation du volume d’air ventil´e dans les poumons a ´et´e r´ealis´e par int´egration de l’amplitude respiratoire. Nous avons d´esign´e cette estimation par le terme

de pseudo-volume, puisque l’estimation de cette grandeur ne permet pas de d´eterminer le volume r´eel dans les poumons, les mesures n’´etant pas ´etalonn´ees (et ne pouvant l’ˆetre). Les valeurs des caract´eristiques ˜V t_{T ho} et ˜V t_Abd seront donc semi-quantitatives et les r´e-sultats obtenus sur ces grandeurs seront qualitatifs.

Calcul du pseudo-volume respiratoire sur une fenˆetre de ∆t s de respiration

On enl`eve la tendance (angl. detrending)

On rep`ere les zones d’inspiration (positives(> 0.01)), et d’expiration

(n´egatives(< −0.01)), les zones de pauses (comprises entre -0.01 et 0.01).

Les volumes inspir´es Vinsp et expir´es Vexp correspondent `a la somme des variations

d’amplitude que multiplie la p´eriode d’´echantillonnage. (Aabd et Atho ont ´et´e fix´es avec un gain de 10 et un filtre passe bande de 0.5 Hz–10 Hz.)

Le pseudo-volume courant est obtenu en faisant la moyenne de ces volumes : ˜ V t = ¹ 2^{(Vinsp+ Vexp)}∝ ¹ 2 Z insp,exp abs dA dt  dt (4.1) Pression Sanglante

La pression art´erielle de r´ef´erence est obtenue par introduction d’un cath´eter dans une voie art´erielle. Ceci permet d’obtenir une mesure continue, apr`es calibration du capteur de pression pi´ezo ´electrique dispos´e sur le fluide interne au cath´eter, vecteur de la pression mesur´ee `a l’int´erieur de l’organisme. Une mesure instantan´ee peut ˆetre obtenue par mesure auscultatoire (techniques des sons de Korotkoff) et n´ecessite l’utilisation d’un brassard gonflable adapt´ee `a l’anatomie de l’individu observ´e. C’est la technique courammment utilis´e par les m´edecins lors des consultations. Les techniques oscillom´etriques permettent un calcul automatique des pressions art´erielles systoliques, diastoliques et moyennes par un appareil. Les mesures sont alors r´ealis´ees par un brassard au bras, au poignet, voire au doigt [10]. Si pour des valeurs de mesures normales, les donn´ees sont bien corr´el´ees `a une mesure de r´ef´erence invasive, les valeurs obtenues pour des grandeurs pathologiques (hypotension et hypertension) sont erratiques pour les appareils actuels [102].

Pression Art´erielle Nous n’avons pas r´ealis´e de moyennes des diff´erentes pressions

systoliques, diastoliques et moyennes instantan´ees, apr`es d´etection des cycles g´en´er´es par battements du cœur, qui auraient ´et´e plus proches d’une d´efinition m´edicale, mais nous avons choisi de r´ealiser ces estimations algorithmiquement plus simples :

P AS = max tk<t<tk+∆tP A(t) (4.2) P AM = ¹ ∆t Z tk+∆t tk P A(t)dt (4.3) P AD = min tk<t<tk+∆tP A(t) (4.4) ∆P A = P AS− P AD (4.5)

4.3. EXTRACTION DE CARACT ´ERISTIQUES 59 σP A = σtk<t<tk+∆tP A(t) (4.6) La P AS ainsi calcul´ee correspond `a la valeur maximale des diff´erentes systoles pr´esentes dans la fenˆetre d’observation. De la mˆeme fa¸con, la P AD correspond `a la valeur minimale sur la fenˆetre d’observation des diff´erentes diastoles obtenues sur les diff´erents battements. Nous avons observ´e qu’une arythmie sinusale d’origine respiratoire participait `a la variabi-lit´e de ces caract´eristiques, cependant, nous avons consid´er´e que les caract´eristiques ainsi estim´ees serait suffisantes pour notre ´etude.

Pression Veineuse Centrale En accord avec l’expert m´edical, nous avons d´ecid´e

d’in-clure un rapport de puissances spectrales entre les basses fr´equences (0.01 Hz ≤ f <

0.7 Hz) sur les hautes fr´equences (0.7 Hz ≤ f < 10 Hz) pour le calcul de LF HFP V C

ob-tenue sur la pression veineuse centrale. Nous pensions que ce rapport permettrait de mettre en ´evidence l’influence d’un couplage cardio-respiratoire par observation des fluctuations de la P V C au cours des exp´erimentations. En effet, au cours des exp´erimentations, nous avions constat´e que des changements de rythmes ´etaient marqu´es sur la mesure de P V C et, de par la nature du site de mesure (cœur droit), correspondaient `a la fois aux influences cardiaques et respiratoires dont les bandes de fr´equence correspondent `a celles choisies.

Oxym´etrie de Pouls

L’oxym´etrie de pouls a ´et´e mise au point par Aoyagi en 1974 par l’association de deux techniques : la spectrophotom´etrie d’absorption pour la mesure de l’oxym´etrie, et la photopl´ethysmographie pour la d´etection de l’onde de pouls [103]. La mesure de la saturation en oxyg`ene du sang, par des techniques de transillumination du sang, avait ´et´e d´ecrite dans les ann´ees 1930. Elle avait ´et´e utilis´ee en 1941 dans un oxym`etre d’oreille, mis au point pour expliquer les pertes de connaissance des aviateurs britanniques. La saturation en oxyg`ene exprime le contenu en oxyg`ene, sous la forme du rapport de la

quantit´e d’O2 fix´ee par l’H´emoglobine (Hb) en fonction de la capacit´e totale de fixation

de l’Hb. Dans l’oxym´etrie de pouls, les contenus relatifs des deux h´emoglobines (HbO2 et

Hb r´eduite) sont mesur´ees par spectrophotom´etrie d’absorption, principe reposant sur la loi de Lambert-Beer. D´esormais, des capteurs fonctionnent par absorption ou par r´eflexion permettant une utilisation plus souple (p. ex. capteurs pos´es sur le front). Au cours de chaque cycle cardiaque, l’absorption lumineuse varie cycliquement, avec en diastole une absorption lumineuse due au sang veineux, aux tissus, `a l’os et aux pigments, et en systole une augmentation de l’absorption par addition d’une partie ondulatoire li´e `a la partie pulsatile du sang art´eriel.

La valeur de r´ef´erence pour la saturation du sang en oxyg`ene (SaO2) est obtenue par

des techniques d’oxym´etrie gazeuse qui n´ecessitent le dosage d’un ´echantillon sanguin et donc un pr´el`evement invasif. Les oxym`etres de pouls qui r´ealisent une mesure non

inva-sive, ne permettent d’obtenir qu’une mesure reflet de la SaO2, qui est pr´ef´erentiellement

d´esign´ee sous le terme de saturation puls´ee en oxyg`ene (SpO2).

Le site de mesure peut influencer le temps de r´eponse des capteurs oxym´etriques. Une comparaison des diff´erents mat´eriels existants montre une grande incertitude entre

la mesure de SpO2 et SaO2. On note de plus une diff´erence suivant les constructeurs et

technologies embarqu´ees au sein du capteur. La corr´elation devient douteuse en dessous de 55% pour les capteurs actuels [103]. On constate une perte du signal lors du choc et une grande sensibilit´e aux bruits (artefacts). N´eanmoins, les capteurs d’oxym´etrie se

sont impos´es par leur souplesse d’utilisation lors du suivi des patients en anesth´esie et en r´eanimation lors du suivi d’hypox´emie. Des protocoles d’utilisation bien adapt´ees aux patients suivis permettent de r´eduire les nombreuses alarmes (faux positifs) associ´es `a cette mesure [104, 105]. La perte du signal est observ´ee lors d’une hypox´emie s´ev`ere par vasoconstriction p´eriph´erique, ou lors d’une hypothermie s´ev`ere. Nous porterons une attention particuli`ere sur ce signal.

Mesures et caract´eristique retenues Deux capteurs ont ´et´e utilis´es. Le premier a

´et´e reli´e `a l’appareil de monitoring Kontron (K), l’autre `a notre syst`eme d’enregistrement Biopac (B).

σP oulsB et σP oulsK Une estimation de la variation de l’amplitude du signal nous est donn´ee par l’estimation de son ´ecart type (plus robuste que l’estimation de l’amplitude du signal). Cette caract´eristique nous renseignerait sur la dynamique de la circulation p´eriph´erique.

LF HFP oulsB et LF HFP oulsK Le rapport BFHF (ou LFHF en anglais), rapport des

basses fr´equences sur les hautes fr´equences est suppos´e donner une indication sur le cou-plage cardiorespiratoire.

SpO2 La saturation puls´ee en oxyg`ene nous apporte une information sur

l’oxyg´e-nation du sang. Elle apporte encore une information sur la circulation p´eriph´erique et l’exclusion des territoires associ´es au site de mesure.

Temp´eratures

Il existe deux types de capteurs permettant de mesurer la temp´erature pour les sys-t`emes biologiques. Les thermom`etres `a mercure ´etalonn´es restent les r´ef´erences pour un ´etalonnage pr´ecis. L’utilisation de capteurs ´electroniques n´ecessite un ´etalonnage constant et une v´erification fr´equente de la d´erive temporelle des appareils est n´ecessaire pour s’as-surer de leur stabilit´e. La r´ef´erence est alors obtenue par une sonde de platine. Les sondes utilis´ees couramment sur les animaux sont les thermocouples (jonction de deux m´etaux de propri´et´es thermo´electriques diff´erentes) et les thermistances (variations d’imp´edance, p. ex. sonde de platine). Les points de mesure sur l’organisme sont nombreux et peuvent se situer au niveau de r´egions cibl´ees. On retiendra les principales li´ees `a la temp´erature cutan´ee, buccale, interne (centrale par sonde œsophagienne, le plus couramment rectale).

Temp´erature interne, cutan´ee et ambiante Nous avons estim´e la temp´erature

moyenne sur la fenˆetre d’observation pour T_int, T_cut et T_amb :

Txxx= ¹ ∆t Z tk+∆t tk Txxx(t)dt (4.7) Capnim´etrie

Le capnim`etre permet de mesurer le CO2 rejet´e par l’organisme. Il permet d’apporter