memoire seddik amina
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Rpublique Algrienne Dmocratique et Populaire
Ministre de lEnseignement Suprieur et de la Recherche Scientifique
Universit Abou Bekr Belkad Tlemcen Facult des Sciences de lIngnieur
Dpartement dElectronique Biomdical Laboratoire du Gnie Biomdical
Thse de Magister en Electronique Biomdical
Thme
Analyse et Traitement des Signaux Doppler des Artres Carotides
Prsent par :
Melle. SEDDIK Amina
Soutenu le 23 Juin 2008 devant le Jury :
M. A. Bessaid M.C lUniversit de Tlemcen Prsident
M. A. Taleb Ahmed Prof. lUniversit de Valenciennes, France Examinateur
M. B. Bouazza MC. lUniversit de Tlemcen Examinateur
M. F. Bereksi Reguig Prof. lUniversit de Tlemcen Encadreur.
Dr. A. Korso Fciane Docteur en cardiologie Membre invit
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Ddicace
Ddicaces
Je ddi ce modeste travail :
A mes chers parents pour leur soutien inconditionnel.
A mes frres et soeurs
A mon fianc
A mes neveux et nices
A mes beaux-frres et belles surs
A tous mes amis
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Remerciements
Remerciements
Avant tout je remercie le bon Dieu qui ma donn de laide et de la patience pour
terminer ce travail.
Je tiens remercier trs vivement Monsieur Bereksi Reguig Fethi professeur
luniversit de Tlemcen davoir dirig ma thse. Ses intuitions et son savoir mais aussi
son exigence et ses critiques mont permis de comprendre ce qui constitue lessence
dune dmarche scientifique. Les nombreuses discussions tout au long de la thse ont
t trs riches et fructueuses. Je lui suis trs reconnaissante pour leffort quil a fourni
pour avoir supervis, suivi et men bien la direction de ce mmoire. Jaimerai
tmoigner ici lexpression dune sincre et marquante admiration.
Je remercie Monsieur Bessaid Abdelhafid matre de confrence luniversit de
Tlemcen pour lhonneur quil me fait en acceptant de prsider le jury charg
dexaminer le prsent travail.
J'exprime ma gratitude au Monsieur Taleb Ahmed Abdelmalik professeur
luniversit de Valenciennes, France et au Monsieur Bouazza Benyounesse matre de
confrence luniversit de Tlemcen , pour avoir bien voulu juger ce travail, en
acceptant d'tre examinateurs et pour avoir contribu son amlioration, par leurs
remarques pertinentes.
Je tiens aussi exprimer ma gratitude au Docteur Korso Feciane Abdelhamid
spcialiste en cardiologie pour mavoir accueilli dans son cabinet pour relever les
signaux Doppler traits dans ce travail. Et au Docteur Abou Amine rsident dans le
service de cardiologie du centre hospitalier universitaire de Tlemcen pour son active
contribution et son aide.
Enfin, jadresse mes remerciements toutes les personnes qui de prs ou de loin
mont aid et soutenu pendant cette priode.
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Table des matires
Table des matires
Introduction gnrale............................................................................................................ 2
Chapitre I
Les ultrasons et l'effet Doppler
1. 1 Introduction.. 5
1. 2 Les ultrasons... 5
1. 2. 1 Gnralits...... 6
1. 2. 2 Interactions des ultrasons et de la matire... 8
1. 3 L'effet Doppler 9
1. 3. 1 Principe... 9
1. 3. 2 Contenu spectral de l'cho Doppler. 11
1. 3. 3 Diffrents systmes Doppler... 12
1. 3. 3. 1 Le Doppler continu.... 12
1. 3. 3. 2 Le Doppler puls 14
1. 4 Analyse du signal Doppler.... 15
1. 4. 1 Le signal sonore... 15
1. 4. 2 Frquence moyenne. 15
1. 4. 3 Spectre de frquence 15
1. 5 Technologie des transducteurs 16
1. 6 Conclusion.. 18
Chapitre
La carotide et la stnose carotidienne
2. 1 Introduction... 21
2. 2 Anatomie de l'artre carotide. 22
2. 3 Composition de la paroi artrielle.. 23
2. 4 La stnose carotidienne. 23
2. 5 l'coulement du sang dans l'artre carotide 24
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Table des matires
2. 5. 1 Ecoulement normale... 25
2. 5. 2 Ecoulement pathologique... 26
2. 5. 2. 1 Signes directs.. 26
2. 5. 2. 2 Signes indirects...... 28
2. 6 Quantification des stnoses carotidiennes. 29
2. 6. 1 Critres morphologiques.... 29
2. 6. 2 Critres hmodynamiques ..... 31
2. 7 Conclusion. 33
Chapitre III
Matriels et logiciel d'acquisition des signaux Doppler
3. 1 Introduction 35
3. 2 Description du vlocimtre Doppler.. 35
3. 2. 1 Le module Doppler. 35
3. 2. 2 Les sondes. 37
3. 3 Logiciel d'acquisition. 38
3. 3. 1 La carte son..... 38
3. 3. 2 Principe d'acquisition.. 39
3. 3. 3 Prsentation et affichage des signaux acquis.. 40
3. 4 Acquisition des signaux Doppler sur des cas rels 43
3. 5 Conclusion.. 44
Chapitre IV
Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre
carotide
4. 1 Introduction. 47
4. 2 Transformer de Fourier court terme (STFT) 49
4. 2. 1 Principe. 49
4. 2. 2 La discrtisation du spectrogramme... 50
4. 2. 3 Application.. 50
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Table des matires
4. 2. 3. 1 Choix de la dure de la fentre..... 50
4. 2. 3. 2 Choix du type de fentre 51
4. 3 La distribution de Wigner Wille (DWV) 55
4. 3. 1 Principe 55
4. 3. 2 Proprits.... 56
4. 3. 3 La discrtisation de la DWV 57
4. 3. 4 Problmes d'interfrences 58
4. 3. 5 Application.. 58
4. 3. 6 Lissage sparable. 60
4. 3. 6. 1 Application... 60
4. 3. 7 Lissage non sparable.. 61
4. 3. 7. 1 Application... 62
4. 4 Conclusion. 63
Chapitre V
Quantification de degr des stnoses carotidiennes
5. 1 Introduction 65
5. 2 Dtection des enveloppes frquentielles 66
5. 3 Lissage des enveloppes frquentielles.. 70
5. 4 Dtermination des pics systoliques et limination des pics non systoliques. 74
5. 5 Dtermination du SBI 77
5. 6 Conclusion 77
Chapitre VI
Rsultats et discussion
6. 1 Introduction 80
6. 2 Calcul du SBI pour des cas normaux (degr de stnose = 0%). 82
6. 3 Calcul du SBI pour des cas pathologiques. 83
6. 4 Relation entre SBI et degr de stnose mesur en surface. 91
6. 5 Conclusion. 92
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Table des matires
Conclusion gnrale..
95
Annexe 1 98
Annexe 2 99
Bibliographie.. 101
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Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
5
1
Les ultrasons et l'effet Doppler
1. 1 Introduction
Le rle de lappareil circulatoire est le transport du sang dun secteur de
lorganisme lautre. Ltude de la physiologie artrielle repose sur lvaluation de
nombreux paramtres. Parmi ces paramtres les vitesses dcoulement du sang.
Les mthodes les plus utilises pour ltude de la vlocimtrie sanguine sont les
mthodes de mesure par effet Doppler ultrasonore. Par la rflexion des ultrasons sur les
globules en mouvement, il est possible de mesurer leur vitesse et de mettre en vidence
dventuels rtrcissements des vaisseaux (thromboses, stnose) : La vitesse augmente
quand le vaisseau se rtrcit.
Dans le prsent chapitre on s'intresse reprsenter le principe des ultrasons et
de l'effet Doppler ainsi que le principe des transducteurs utiliss pour la dtection des
diffrents signaux Doppler.
1. 2 Les ultrasons
Les ultrasons sont des ondes mcaniques dont la frquence est suprieure
20000 Hz. Les frquences peuvent atteindre des valeurs leves, jusquau gigahertz [2].
Ces ondes sont de plus en plus utilises en mdecine des fins diagnostiques,
Thrapeutiques ou comme outil en chirurgie et en odontologie. Les frquences
habituellement utilises pour les applications mdicales sont de l'ordre de un vingt
mgahertz [19].
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Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
6
1. 2. 1 Gnralits
Une onde ultrasonore est une onde sonore ou onde acoustique, c'est--dire un
mode de propagation de l'nergie dans un milieu matriel sans transport de matire.
L'onde ultrasonore est une onde de pression se propageant dans un milieu
lastique : variation de pression qui se dplace [2]. Il s'agit de la propagation d'une
nergie mcanique dans un milieu matriel : ce dplacement ne peut se faire dans le
vide. Le milieu de propagation de l'onde ultrasonore est soumis une succession de
surpressions et de dpressions et ses particules constitutives sont alors animes d'un
mouvement de va-et-vient dans l'axe de dplacement des ultrasons, de type sinusodal.
Plusieurs paramtres sont ncessaires pour caractriser une onde ultrasonore :
Impdance acoustique
Le comportement d'un milieu matriel vis--vis des ultrasons est exprim par
une constante appele impdance acoustique Z [19]. L'impdance acoustique dpend de
la masse volumique et de la compressibilit du milieu, c'est--dire de son aptitude
reprendre sa forme originale aprs dformation.
(1-1)
Avec :
= compressibilit du milieu.
= masse volumique.
Elle traduit la plus ou moins grande aptitude d'un milieu donn la pntration
des ultrasons et s'exprime en kg/m2/s. Elle est faible pour l'air et trs leve pour l'os.
Clrit
La clrit C exprime en m/s d'une onde ultrasonore est la vitesse de
propagation de cette onde dans le milieu : elle dpend uniquement du milieu [19].
ZC (1-2)
z
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Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
7
Avec :
Z = impdance acoustique.
= masse volumique.
Frquence et longueur d'onde
Les ultrasons ont une frquence suprieure 20 KHz [2]. La distance sparant
un instant donn deux points du trajet de l'onde o la pression est la mme correspond
la longueur d'onde . Dans un milieu donn, elle est relie la frquence par la
formule :
f
C (1-3)
Avec :
C = clrit.
f= frquence.
Pression et intensit
En chaque point, la pression acoustique P varie selon la frquence de l'onde
ultrasonore. L'nergie dlivre au tissu dpend de ces variations de pression qui
soumettent les particules du milieu des mouvements vibratoires [19].
On appelle intensit ultrasonore I l'nergie qui traverse perpendiculairement
l'unit de surface pendant l'unit de temps [19]. Elle est relie la pression acoustique
par la formule :
C
I P2
2
(1-4)
Avec :
P= pression acoustique
= masse volumique
C = clrit
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Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
8
Elle s'exprime en W/cm2 alors que Les diffrences d'intensit s'expriment en
dcibels; c'est dire que si deux ondes ultrasonores ont des intensits I1 et I2, on dit que
la diffrence de leurs niveaux d'intensit est de D dcibels avec D= 10 log I2 / I1.
1. 2. 2 Interactions des ultrasons et de la matire
Les ondes ultrasonores vont interagir avec la matire qu'elles traversent. Il se
produit plusieurs phnomnes qui aboutissent leur attnuation.
Attnuation
En se propageant dans un milieu biologique, l'onde ultrasonore voit son nergie
diminuer progressivement le long de sa trajectoire. Cette attnuation du faisceau
ultrasonore est lie aux phnomnes d'absorption, de rflexion et de diffusion. Elle est
quantifie au travers du coefficient d'attnuation (exprim en dB) qui est grossirement
proportionnel au carr de la frquence de l'onde et l'paisseur du milieu travers [2].
Cela rend compte de la plus grande attnuation des ondes de hautes frquences qui sont
ainsi destines l'tude de structures superficielles.
Rflexion :
Lorsqu'un faisceau ultrasonore rencontre une interface forme par deux milieux
possdant des proprits acoustiques diffrentes, une partie de l'onde incidente est
rflchie, alors que l'autre partie est transmise [14]. Les phnomnes de rflexion sont
d'autant plus importants qu'il existe de grandes diffrences d'impdance entre les
milieux traverss.
En pratique, l'image chographique est produite partir de la fraction rflchie
de l'onde ultrasonore et la brillance de chaque point de l'image traduit l'existence de
diffrences d'impdance au sein des milieux traverss
Diffusion :
Ce phnomne se produit lorsqu'une onde ultrasonore rencontre une interface
acoustique possdant des dimensions trs petites devant celles de la longueur d'onde du
faisceau [14]. Elle constitue un phnomne prpondrant d'interaction des ultrasons
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Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
9
avec une colonne sanguine. En effet, les hmaties possdent de faibles dimensions (7
m) par rapport aux longueurs d'onde utilises (1500 150 m entre 3 et 10 MHz) [2].
En vlocimtrie sanguine, l'effet Doppler est observ partir de la fraction de
l'onde ultrasonore qui est rtro diffuse vers la sonde.
1. 3 L'effet Doppler
L'effet Doppler a tait dcouvert pour la premire fois en 1842 par un physicien
Autrichien Christian Doppler. IL consiste dans la variation entre la frquence d'une
onde mise et la frquence de l'onde reue lorsque l'metteur et le rcepteur se dplacent
l'un par rapport l'autre [9].
En chographie, lorsquun cho provient d'une cible mobile, sa frquence a vari
par rapport l'onde qui avait t mise, ce dcalage est l'effet Doppler.
1. 3. 1 Principe
Lorsqu'un faisceau ultrasonore (figure 1.1), mis par une source, traverse des
tissus biologiques, il rencontre un certain nombre de cibles, ou interfaces fixes. La
frquence rflchie par ces cibles fixes est identique la frquence mise : on dit qu'il
n'y a pas de diffrence entre la frquence d'mission Fe et la frquence de rception Fr.
Si la cible se dplace, comme les globules rouges du sang circulant, le faisceau
subit un phnomne de diffusion et la fraction rtro diffuse vers la sonde est
enregistre par celle-ci. Il se produit donc une modification de la frquence du faisceau
rflchi [11], [14] :
Fr = Fe +F (1-5)
La diffrence de frquence F est positive si la cible se rapproche de la source et
ngative si elle s'loigne. F est appel la frquence Doppler. En exploration vasculaire,
la valeur de F se situe entre 50 Hz et 20 KHz ce qui, par chance, correspond une
gamme de frquences perceptible par l'oreille humaine [2].
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Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
10
Figure 1-1 : Principe de l'effet Doppler
Si la cible est mobile dans l'axe du faisceau ultrasonore :
F = 2V. Fe / C (1-6)
Avec :
V : vitesse de dplacement de la cible.
C : vitesse de propagation des ultrasons dans les tissus biologiques (constante =
1540 m/s).
Si la cible est mobile dans un axe diffrent, la vitesse mesure est une vitesse
relative v, gale la projection orthogonale du vecteur vitesse V sur l'axe du faisceau
d'ultrasons, sachant que
v = V. cos (1-7)
est l'angle entre l'axe du faisceau et l'axe du dplacement de la cible ou angle Doppler.
La valeur de la frquence Doppler devient alors :
F = 2V. Fe. Cos /C (1-8)
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Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
11
Donc, l'augmentation de l'angle Doppler s'accompagne d'une diminution de la
frquence Doppler (la valeur de Cos se rapprochant de zro) qui s'annule totalement
lorsque l'angle atteint 900. Le calcul de la vitesse circulatoire ncessite donc la
connaissance de l'angle Doppler. Pour calculer cette vitesse, la formule devient :
V = F.C / 2Fe. Cos (1-9)
L'appareillage restitue donc le dplacement de la cible en terme de dcalage de
frquence F. Ce dcalage tant fonction de V Cos , il varie, pour une mme vitesse de
dplacement, selon la valeur de . L'extrapolation la vitesse circulatoire (exprime en
cm/s) impose que l'angle Doppler soit connu et que sa valeur ait t fournie
l'appareillage par l'oprateur.
1. 3. 2 Contenu spectral de l'cho Doppler
Lors de leur propagation dans les tissus, les ondes ultrasonores rencontrent
diffrentes structures pouvant tre trs chognes en comparaison des globules du sang.
De plus, certaines dentre elles sont mobiles, comme les parois vasculaires.
Le spectre du signal dcho reu au transducteur est par consquent form de
composantes stationnaires et quasi-stationnaires de basse frquence et de grande
amplitude [14], ainsi que de composantes de plus haute frquence qui proviennent de la
rtro diffusion des ondes par les globules rouges et qui ont une faible amplitude (figure
1-2).
La diffrence damplitude entre les diffrentes composantes est de lordre de 20
60 dB. Lors de leur mouvement, les parois vasculaires engendrent un effet Doppler
similaire celui issu des globules du sang.
Cette contribution perturbe la mesure des vitesses et doit tre limine. Les
composantes stationnaires et quasi-stationnaires de grande amplitude sont limines par
un filtre passe-haut.
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Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
12
Figure 1-2 : Diffrence damplitude entre les chos stationnaires et ceux
Issues du sang.
Malheureusement, ce filtre supprime aussi les frquences des signaux Doppler
issus des globules se dplaant faible vitesse. Son effet est surtout sensible lors de la
mesure de flux diastoliques et de flux veineux. Dans la plupart des vlocimtres
ultrasonores, la frquence de coupure de ce filtre est rglable, de faon sadapter
lcoulement analys. Elle varie entre 100 et 2000 Hz [9].
1. 3. 3 Diffrents systmes Doppler
Actuellement, deux grandes familles de systmes de mesure de vitesse sanguine
sont utilises dans les appareils du commerce : le Doppler continu et le Doppler puls.
1. 3. 3. 1 Le Doppler continu
Dans un Doppler continu (figure 1.3), il existe deux cristaux au niveau du mme
capteur : l'un qui met un faisceau d'ultrasons de faon continue et l'autre qui
rceptionne le signal rflchi, aussi de faon continue [9]. L'appareillage effectue la
comparaison des deux frquences Fe et Fr au niveau d'un dmodulateur pour en extraire,
en continu, la frquence Doppler.
Les frquences ultrasonores basses (4 5 MHz) sont bien adaptes lanalyse
des coulements des vaisseaux profonds et lanalyse des fortes vitesses djection
notamment pour des examens cardiaques. Pour les vaisseaux superficiels (vitesse faible
et faible profondeur) les frquences leves (8 20MHz) sont mieux adaptes [2].
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Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
13
Les avantages du Doppler continu sont :
L'absence de limitation pour la dtection des vitesses leves constitue l'intrt
majeur du Doppler continu. Il est donc particulirement utile pour l'valuation
des vitesses maximales des stnoses (carotide, artre rnales).
L'excellente qualit des spectres fournis par cette technique est lie la
rception continue du signal.
Grande sensibilit pour la dtection des flux lents.
Ncessite une faible puissance acoustique.
Il a cependant des limites :
L'absence de rsolution spatiale puisque le signal reu est indpendant de la
profondeur et la frquence Doppler mesure est la rsultante des frquences
Doppler extraites du signal, moyenne des signaux venant de l'ensemble des
vaisseaux traverss.
Figure 1-3 : Principe du Doppler continue
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Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
14
1. 3. 3. 2 Le Doppler puls
Le systme de Doppler puls est caractris comme illustr la figure 1.4 par
une sonde cristal unique qui alternativement met un faisceau d'ultrasons et reoit le
faisceau rflchi [9], [14]. Le dlai entre deux impulsions dtermine la frquence de
rptition, encore appele PRF (Pulse Repetition Frequency). Entre ces deux
impulsions, le signal rflchi est analys pendant une dure trs courte que l'on peut
appeler la "fentre d'coute". Le dlai entre la fin de l'impulsion et le dbut de la
"fentre d'coute" dtermine la profondeur slectionne d'analyse du signal Doppler
(c'est la profondeur du volume d'chantillonnage). Le temps d'analyse du signal rflchi,
c'est--dire la largeur de la "fentre d'coute", dtermine la taille du volume
d'chantillonnage.
La PRF dtermine la profondeur du champ d'exploration : pour explorer des
champs profonds cette PRF doit tre basse; pour explorer des champs superficiels on
peut l'augmenter. Cette PRF dtermine galement la sensibilit aux flux : une sensibilit
aux flux lents ncessite une PRF basse (environ 700 800 Hz pour les flux veineux et
les petits flux parenchymateux). Avec une telle PRF basse, les flux artriels rapides
seront galement dtects mais ils ne pourront pas tre quantifis cause d'un
phnomne d'ambigut frquentielle; l'tude de ces flux rapides ncessite au contraire
une PRF leve (de l'ordre de 2 4 kHz) [2].
Figure 1-4 : Principe du Doppler puls
-
Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
15
1. 4 Analyse du signal Doppler
Diffrents mthodes de reprsentation du signal Doppler ont t proposes afin
de fournir un support simple l'interprtation des tracs Doppler et pour permettre une
analyse quantitative des principaux paramtres vlocimtriques.
1. 4. 1 Le signal sonore
L'analyse auditive du signal Doppler permet de reconnatre les principales
modifications vlocimtriques rencontres en pathologie.
Les sons aigus (frquences Doppler leves) refltent l'existence de flux rapides
alors que les sons graves (frquences Doppler basses) traduisent la prsence de flux
lents [2]. Cependant, cette analyse reste qualitative et ncessite une certaine formation
de l'oreille.
1. 4. 2 Frquence moyenne
Elle peut tre reprsente graphiquement comme illustre la figure 1.5 en utilisant
une technique qui compte le nombre de fois ou le signal recueilli par la sonde croise la
ligne des zros par unit de temps [12]. Ce procd fournit une reprsentation graphique
de la moyenne des frquences du signal Doppler. Les tracs obtenus l'aide de cette
mthode ne restituent donc pas les vitesses maximales et les turbulences induites par les
stnoses artrielles.
Figure 1-5 : Frquence moyenne du signal Doppler
1. 4. 3 Spectre de frquence
En gnrale, il est obtenu en appliquant une transformation de Fourier du signal
Doppler recueilli par la sonde. Applique en temps rel, cette fonction mathmatique
permet de reprsenter les frquences lmentaires contenues dans le signal Doppler
[12].
-
Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
16
Le spectre de frquences reprsent sur la figure 1.6 se prsente donc comme un
ensemble de lignes verticales juxtaposes. L'axe horizontal correspond l'chelle du
temps et l'axe vertical l'chelle des frquences. Sur chaque ligne verticale, apparat la
rpartition des frquences dans le vaisseau un instant donn avec, pour chaque point,
une brillance qui correspond l'nergie et augmente avec la densit de globules
l'origine de cette valeur de frquence.
Ce spectre reprsente donc les variations temporelles des frquences prsentes
l'intrieur du volume d'chantillonnage considr. Il permet donc de dtecter la prsence
du flux et sa direction et de caractriser le profil de l'coulement.
Figure 1-6 : Spectre des frquences Doppler
1. 5 Technologie des transducteurs
Le principal matriau utilis pour la ralisation de transducteurs ultrasonores est
la cramique pizo-lectrique. Un autre matriau, le polyvinylidene fluoride (PVDF),
qui est un polymre, prsente galement de bonnes proprits pizo-lectriques, et
possde lavantage dtre flexible et davoir une impdance acoustique plus petite que
celle des cramiques. Son efficacit est par contre infrieure.
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Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
17
Lapparition de matriaux composites a permis la ralisation de transducteurs
ultrasonores qui ont une efficacit comparable celle des cramiques et possdent une
faible impdance acoustique. Ils offrent un meilleur couplage entre le transducteur et les
tissus, La figure 1.7 illustre lallure typique dun transducteur ultrasonore [14].
Figure 1-7 : Coupe typique dun transducteur ultrasonore
Le transfert dnergie acoustique de la cramique (milieu 1) dans les tissus
(milieu 2) est dtermin par les impdances caractristiques z1 et z2 de ces deux
milieux.
Ladjonction dune ou plusieurs couches (milieu 3) entre les deux milieux
permet un transfert optimal de lnergie issue du milieu 1 dans le milieu 2, si
limpdance caractristique de cette couche est :
213 zzz (1-10)
Et son paisseur :
4
2123
ne (1-11)
O n est un nombre entier et 3 la longueur donde dans la couche. Cette couche
additionnelle dadaptation dimpdance, appele lame quart donde, est prsente dans la
plupart des transducteurs.
La partie arrire du transducteur (appele amortisseur ou backing) peut se
comporter comme un amortisseur plus ou moins efficace selon ses proprits
acoustiques. Le choix du matriau qui la constitue dtermine la forme des impulsions
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Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
18
ultrasonores pouvant tre mises par le transducteur. Pour un matriau trs amortissant,
la majeure partie de lnergie qui y pntr est dissipe, favorisant de la sorte la cration
dimpulsions courtes. Au contraire, pour un matriau peu amortissant, lnergie
atteignant la face arrire du transducteur est renvoye vers la face avant et accrot
lnergie transmise dans les tissues.
Le transfert dnergie lectrique du gnrateur la sonde est fonction de leur
impdance lectrique respective. Une adaptation de limpdance lectrique de la sonde
celle du gnrateur laide dlments passifs, comme illustr la figure 1.8, permet
doptimiser le transfert dnergie.
La composante ractive Xs de limpdance de la sonde zs=rs+jXs est annule
par une inductance de valeur L=Xs/. Un transformateur dimpdance assure lgalit
entre limpdance du gnrateur et celle, corrige, de la sonde [9], [14].
Figure 1-8 : Circuit adaptant limpdance lectrique de la sonde celle du
Gnrateur
1. 6 Conclusion
Les techniques ultrasonores application mdicale continuent d'voluer trs
rapidement dans le domaine diagnostique et du guidage thrapeutique.
Dans cette partie on a dcrit brivement le principe des ultrasons et de l'effet
Doppler ainsi que les techniques de mesure Doppler ou il a t illustr que le dispositif,
le plus utilis, pour ltude vlocimtrique par effet doppler des artres carotides est le
vlocimtre mission continue. Elle sera dtaille dans le troisime chapitre.
-
Chapitre 1 Les ultrasons et l'effet DOppler
19
Cette tude descriptive a permis de faire un rappel sur les principes avec lesquels
un appareil Doppler permet de dtecter l'volution de la frquence Doppler en fonction
du temps. En effet, travers la relation fondamentale de l'effet Doppler et qui fait
apparatre que la frquence Doppler est proportionnelle la vitesse, la frquence
d'mission et au cosinus de l'angle de tir, il est dduit que la mesure directe de la
frquence Doppler correspond donc au mlange de trois termes et n'est donc qu'un reflet
indirect des vitesses circulatoires. C'est en fait ce signal qui sera analys en vue
d'apprcier le degr des stnoses pouvant obstruer un vaisseau sanguin.
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Chapitre 2 La carotide et la stnose carotidienne
21
2
La carotide et la stnose carotidienne
2. 1 Introduction
Le systme circulatoire joue un rle trs important dans chaque tre vivant. Ce
systme inclut deux types de circulation : la circulation systmique et la circulation
pulmonaire.
La fonction de la circulation pulmonaire est de conduire le sang vers les
poumons pour effectuer des changes de gaz (principalement du O2 et du CO2). D'autre
part, la circulation systmique dlivre l'oxygne et les substances vitales tous les tissus
du corps et rcupre le CO2 et d'autres substances rejetes, produites par les tissus.
Chacune des deux circulations est compose d'artres, de veines et de
capillaires. Les artres, sont les principaux conduits de la circulation systmique. Elles
assurent le transport du sang et de loxygne vers tous les tissus (cur, rein, cerveau)
du corps humain.
Comme pour les autres tissus, loxygne est indispensable notre cerveau.
Parmi les artres qui irriguent le cerveau est l'artre carotide et parmi les principales
maladies de cette artre est l'athrosclrose. Essentiellement, c'est une affection de la
paroi artrielle qui rsulte dans la plupart des cas en stnose. La quantification de ces
stnose est indispensable pour prendre en charge un patient vasculaire.
Dans ce chapitre, une description succincte respectivement de l'anatomie de
l'artre carotide, de la stnose carotidienne ainsi que des mthodes d'valuation de degr
de stnose carotidienne est fait.
-
Chapitre 2 La carotide et la stnose carotidienne
22
2. 2 Anatomie de l'artre carotide
L'artre carotide primitive (figure 2.1) est la principale artre qui irrigue la tte.
Elle a un diamtre de 6 mm 8 mm et est la plus volumineuse artre du cou. A droite,
elle nat la base du cou, de la bifurcation du tronc brachio-cphalique. A gauche, elle
nat directement de la crosse de l'aorte. Sa longueur moyenne est de 12 cm, jusqu' sa
bifurcation en deux branches : carotide externe et interne [15].
La carotide interne irrigue la majeure partie des tissues de la tte.
La carotide externe irrigue, par ses branches artrielles, le cou et le visage.
Le segment comprenant la terminaison de la carotide primitive et l'origine de la
carotide interne et de la carotide externe s'appelle la bifurcation carotidienne.
Figure 2-1 : Anatomie de la carotide
-
Chapitre 2 La carotide et la stnose carotidienne
23
2. 3 Composition de la paroi artrielle
La paroi artrielle se compose comme illustre la figure 2.2 de diverses couches
concentriques distribues autour de la cavit endoluminale s'tendant vers les frontires
de l'artre. Ces couches sont : l'intima avec son bord lastique interne, la mdia et son
bord lastique externe et l'adventice [13], [15].
Intima : couche interne de la paroi artrielle.
Mdia : couche principale des artres. Elle forme un milieu de passage
bidirectionnel des substances et des cellules.
Adventice : couche externe.
Figure 2-2 : Schma de la composition de la paroi artrielle
2. 4 La stnose carotidienne
Notre sang transporte plusieurs types de particules. Lune dentre elle, nomm
cholestrol (plaque graisseuse) peut se dposer sur les parois des artres et provoquer
une calcification du vaisseau en formant une plaque dathrome qui est une affection de
la paroi artrielle qui rsulte dans la plupart des cas en stnose [15].
Une stnose est le rsultat d'un processus ou la lumire du vaisseau rtrcit en
raison d'un paississement pathologique de la paroi.
-
Chapitre 2 La carotide et la stnose carotidienne
24
Une stnose cause des changements dans la forme du vaisseau (figure 2.3), ces
changements peuvent impliquer des complications telles que des perturbations de
l'coulement sanguin. D'une manire gnrale, ces perturbations causent une diminution
de la perfusion (irrigation sanguine) des organes irrigus par l'artre malade [13].
Figure 2-3 : Stnose carotidienne due une plaque d'athrome
2. 5 l'coulement du sang dans l'artre carotide
L'coulement dans les artres se fait selon un mode pulsatif, avec des vitesses le
plus souvent moyennes ou leves (de l'ordre de 80 cm/secondes pour les carotides).
Le type de l'coulement est essentiellement fonction du niveau des rsistances
vasculaires d'aval (d'autres paramtres, d'importance moindre, interviennent
galement).Deux grandes familles d'coulement peuvent tre distingues :
Ecoulement hautes rsistances d'aval (artre fmorale).
Ecoulement faibles rsistances d'aval (artre carotide).
-
Chapitre 2 La carotide et la stnose carotidienne
25
2. 5. 1 Ecoulement normale
Hors atteinte pathologique, chaque vaisseau prsente un trac caractristique,
appartenant l'une ou l'autre des deux familles d'coulement.
L'artre carotide destination mixtes (cerveau et face) est caractrise par un
coulement faible rsistance d'avale [19]. Cet coulement comporte deux phase : la
systole et la diastole (voir figure 2.4).
La systole : acclration de la colonne de sang par la contraction ventriculaire
[8].
La diastole : L'nergie cintique emmagasine par la colonne de sang est
suffisante pour gnrer un flux diastolique positif, les rsistances l'coulement
tant faibles [8].
Figure 2-4 : Ecoulement au niveau d'une carotide normale
Comme cela est illustr sur la figure 2.5, chaque partie de la carotide est
caractrise par un trac spcifique [2].
La carotide primitive : son spectre prsente un pic systolique raide et des
pentes d'acclration et de dcroissance brute avec diastole intermdiaire entre
celle de la carotide interne et de la carotide externe.
-
Chapitre 2 La carotide et la stnose carotidienne
26
La carotide interne : irrigue un territoire ou les rsistances l'coulement sont
faible. Son spectre prsente un pic systolique front de monter raide,
d'amplitude modre, avec diminution lente des vitesses et flux diastolique
important en fin de diastole.
La carotide externe : irrigue les muscles de la face ou les rsistances
l'coulement sont leves. Son spectre prsente un pic systolique lev et troit
avec diminution marque du flux diastolique.
Figure 2-5 : Formes d'coulements dans les diffrentes parties de la carotide.
2. 5. 2 Ecoulement pathologique
La prsence des stnoses au niveau des artres modifie les enregistrements de la
vitesse, on peut observer des signes directs ou indirects :
2. 5. 2. 1 Signes directs
Les signes directs de stnose dpendent du degr de rtrcissement de la
lumire vasculaire mais galement de la forme (rgularit, caractre centr ou excentr)
et de la longueur de la stnose. On observe classiquement :
Au site stnose : une acclration et des turbulences [2].
En avale de la stnose : un largissement spectrale en rapport avec les
turbulences poststnotiques. Les modifications spectrales poststnotiques ont t
classes en cinq stades par Arbeille [2] (figure 2.6) :
-
Chapitre 2 La carotide et la stnose carotidienne
27
Stade I (stnose infrieur 40 ) : largissement du spectre dans les hautes
frquences et diminution de la brillance dans la partie suprieure du spectre en systole.
Stade II (40 60 ) : mmes modifications, plus importantes, portant sur la systole
et la diastole.
Stade III (60 75 ) : importante dispersion du spectre systolo-diastolique dans les
hautes frquences.
Stade IV (75 90 ) : importante dispersion du spectre dans les hautes frquences,
accumulation des fortes brillances vers les basses frquences et frquences ngatives en
systole (phnomne tourbillonnaire post-stnotique).
Stade V (suprieur 90 ) : trs importante dispersion du spectre, forte brillance de
part et d'autre de la ligne de base et trs faible brillance sur le reste du spectre.
Figure 2-6 : Classification de degr de stnose selon Arbeille
-
Chapitre 2 La carotide et la stnose carotidienne
28
2. 5. 2. 2 Signes indirects
Les signes indirects de stnoses tmoignent d'un retentissement hmodynamique
de la lsion artrielle. Ils sont spcifiques d'une stnose serre (suprieur ou gale 70
) on observe :
En aval : une vasodilatation avec effondrement des rsistances d'aval va
s'opposer la diminution de la pression de perfusion tissulaire. La rsistance
artrielle va encore diminuer, et le temps d'ascension augmentera [8] (figure
2.7).
Figure 2-7 : Anomalie observe en aval de la stnose
En amont : une augmentation de rsistance artrielle traduit l'existence d'un (ou
plusieurs) obstacle hmodynamique en aval sans prjuger de son niveau ou de
son type [8](figure 2.8).
Figure 2-8 : Anomalie observe en amont de la stnose
-
Chapitre 2 La carotide et la stnose carotidienne
29
2. 6 Quantification des stnoses carotidiennes
Plusieurs techniques regroupes sous le terme d'cho-Doppler : l'chographie
mode B, le Doppler couleur, le Doppler puissance, le Doppler puls et le Doppler
continu, sont de grande utilit pour la dtermination du degr de stnose carotidienne.
Les critres chographiques sont soit directs, bass sur la mesure de la rduction
en surface et/ou en diamtre au niveau de la stnose, soit indirects, bass sur la mesure
de la rpercussion hmodynamique de la stnose sur le flux sanguin.
2. 6. 1 Critres morphologiques
La quantification morphologique repose sur la mesure directe de degr de la
stnose sur une image anatomique donne par le mode 2D de lcho-Doppler. Cette
mesure se fait soit en surface soit en diamtre.
Mesure en surface : comme cela est illustr sur la figure 2.9 ci-dessous, en
coupe transversale, on entoure le contour du vaisseau, puis celui de la plaque
dathrome, et la machine calcule automatiquement le degr de stnose en
surface [1].
Figure 2-9 : Mesure de degr de stnose en surface
-
Chapitre 2 La carotide et la stnose carotidienne
30
Mesure en diamtre : dans ce cas on se met en coupe longitudinale [1] (figure
2.10).
Figure 2-10 : Mesure de degr de stnose en diamtre
Il existe deux manires totalement diffrentes de calculer le degr de stnose :
lamricaine NASCET (North American Symptomatic Carotid
Endarterectomy) et leuropenne (European Carotid Surgery Trialists)
ECST [15]. Comme cela est illustr sur la figure 2.11, on a :
NASCET
Degr de stnose = ((dsain - dmalade)/dsain)*100 (2-1)
ECST
Degr de stnose = ((dnormal - dmalade)/dnormal)*100 (2-2)
Figure 2-11 : Schma des mesures utilises par les critres NASCET et ECST
-
Chapitre 2 La carotide et la stnose carotidienne
31
Chacun des ces critres posent des problmes diffrents. Dans le cas de critre
ECST, la mesure de diamtre normal demande l'intervention d'un expert radiologue
pour deviner o se trouve la paroi externe, tant donn que la plupart des techniques
d'imagerie ne permettent pas de la voir. Le critre NASCET est moins subjectif, le
choix du diamtre sain peut tre perturb par la prsence d'une dilatation post-
stnotique. En effet, cela implique une rduction du diamtre naturel en faussant la
mesure de degr de stnose.
2. 6. 2 Critres hmodynamiques
Il existe deux approches d'analyse permettant de traduire des critres qui
permettent d'apprcier le degr des stnoses. Ces approches sont l'analyse
vlocimtrique et l'analyse spectrale.
Analyse vlocimtrique
Elle regroupe plusieurs critres qui permettent d'valuer les consquences d'une
stnose carotidienne [1], parmi eux on peut citer :
La vitesse maximale systolique.
La vitesse maximale en fin de diastole.
Le rapport carotidien systolique entre les vitesses maximales systoliques dans l'artre
carotide interne et dans l'artre carotide primitive.
Analyse spectrale
La deuxime mthode d'valuation des stnoses carotidienne permet de
quantifier l'importance des perturbations spectrales qu'elles induisent et tablir une
relation directe entre l'aspect du spectre et le degr de cette stnose mesur en surface.
La prsence d'une stnose carotidienne permet d'induire un mouvement
tourbillonnaire en aval du rtrcissement artriel. Dans ce cas les globules rouges
prennent plusieurs vitesses et dans toutes les directions. Ces vitesses se traduisent par
une dispersion des frquences, induisant ainsi, une altration du trac Doppler rsultant
[8]. Ceci est illustr sur la figure 2.12 ci-dessous.
-
Chapitre 2 La carotide et la stnose carotidienne
32
100.max
max%
f
fmoyfSBI
Figure 2-12 : Altration du trac Doppler engendr par une stnose
Une valuation de cette dispersion permet d'apprcier le degr de svrit des
stnoses. Dans le prsent travail ceci est ralis en utilisant un index connu par index
d'largissement spectrale (SBI : Spectral Broadening Index).
Cet index sera calcul en exploitant les frquences maximales et moyennes
prsente dans le spectre Doppler (figure 2.13). Il est traduit par la relation suivante [5] :
(2-3)
Figure 2-13 : Principe de mesure du SBI
-
Chapitre 2 La carotide et la stnose carotidienne
33
2. 7 Conclusion
Dans ce chapitre, les principaux lments d'anatomie vasculaire ont t d'abord
prsents. Cela concernant l'artre carotide et la composition de la paroi vasculaire.
Cette prsentation tait suivie par l'tude des diffrents coulements du sang
dans cette artre et leurs modifications lors de modification pathologique dans
l'anatomie de l'artre due la prsence d'une stnose.
L'tude tait finalise par une prsentation des diffrents paramtres permettent
d'apprcier et aussi d'valuer quantitativement le degr de svrit des stnoses. Cette
prsentation tait faite pour les diffrentes techniques de vlocimtrie Doppler. Parmi
ces critres qui ont t dcrit le facteur d'largissement spectral SBI sera le critre qui
va tre utilis dans ce travail.
-
Chapitre 3 Matriels et logiciel d'acquisition des signaux Doppler
35
3
Matriels et logiciel d'acquisition
des signaux Doppler
3. 1 Introduction
Si notre travail principal tait centr sur le dveloppement des mthodes de
traitement et d'analyse numrique des signaux Doppler ultrasonore, il nous est apparu
essentiel de franchir l'tape de l'acquisition de ces signaux afin de vrifier leur qualit et
de contrler leur reproductibilit.
L'ensemble de l'appareillage d'acquisition est constitu d'un appareil Doppler le
BIDI 1 et d'un ordinateur muni d'une carte son. L'acquisition laquelle on est intress
dans ce travail concerne l'acquisition des signaux Doppler provenant du BIDI 1 travers
la carte son d'un PC.
Ce chapitre commence par une description gnrale du dispositif BIDI 1 puis
nous dtaillerons le logiciel d'acquisition et d'affichage des signaux Doppler.
3. 2 Description du vlocimtre Doppler
Le vlocimtre BIDI 1 est un appareil qui comporte deux sondes et un module
Doppler mission continue.
3. 2. 1 Le module Doppler
Le BIDI 1 comporte un module Doppler mission continue. Rappelons que les
vlocimtres ultrasonores mission continue sont les plus simples. Ils mettent et
reoivent en continu des ultrasons. Ce procd impose gnralement lemploi de deux
transducteurs spars, lun pour lmission, lautre pour la rception [9]. La figure 3.1
ci-dessous illustre le schma de principe dun Doppler mission continue.
-
Chapitre 3 Matriels et logiciel d'acquisition des signaux Doppler
36
Figure 3-1 : Schma de principe d'un vlocimtre mission continue
Loscillateur gnre la frquence ultrasonore mise. Le signal lectrique
provenant de loscillateur est transform en ondes acoustiques par le transducteur
dmission, ondes qui se propagent dans le corps. Une faible partie des ondes rflchies
par les diffrents tissus, fixes ou mobiles, est capt par le transducteur de rception qui
les convertit en signal lectrique.
Ce signal de haute frquence est amplifi et analys, afin dextraire la frquence
Doppler quil contient. Le signal de frquence Doppler est amplifi de manire
alimenter un haut-parleur. Il est possible aussi de reprsenter l'volution des frquence
Doppler au cours du temps. Une telle reprsentation porte le nom de sonogramme.
Le BIDI 1est un appareil bidirectionnel capable de traiter simultanment les
signaux doppler positifs et ngatifs. Ces frquences peuvent tre cout l'aide de deux
haut-parleurs. Les circuits lectroniques sont aliments par une batterie avec une
autonomie de 3 heures.
-
Chapitre 3 Matriels et logiciel d'acquisition des signaux Doppler
37
Le BIDI1 (figure 3.2) comporte un afficheur LCD sur lequel s'affiche : la sonde
slectionne, la frquence maximale dtecte, et l'tat du batterie. Il comporte aussi
deux sorties [10] :
Une sortie qui sert la connexion de l'appareil avec le port COM du PC pour
qu'il soit pilot par le logiciel ULTRATRACE 3.0.0.
Une sortie microphone qui peut tre utilis pour faire l'acquisition des donnes
travers la carte son d'un PC. C'est cette sortie qui nous intresse pour faire
l'acquisition des signaux Doppler.
Figure 3-2 : Le vlocimtre BIDI 1.
3. 2. 2 Les sondes
Le BIDI 1 est un appareil mission continue, il comporte deux sondes (figure
3.3) l'une a une frquence d'mission de 4MHZ et l'autre de 8 MHz. Leurs diamtres
respectifs sont de 10 mm et 8 mm. La puissance mise est infrieure 50 mW /mm2.
Chaque sonde est constitue dune cramique mettrice, qui transmet en
permanence un signal ultrasonore dans le milieu, et dune cramique rceptrice qui
dtecte les signaux rflchis.
-
Chapitre 3 Matriels et logiciel d'acquisition des signaux Doppler
38
Le choix de la frquence d'mission dpend de la profondeur d'exploration. Les
artres proximales (cervicales, membre jusqu'au genou ou au coude) sont typiquement
explores avec la sonde de 4 MHz, alors que les artres superficielles et distales sont au
mieux tudies l'aide de la sonde de 8 MHz [2].
Figure 3-3 : Sonde ultrasonore
3. 3 Logiciel d'acquisition
L'acquisition des signaux Doppler se fait en exploitant la sortie microphone de
l'appareil BIDI 1. Ces signaux sont transfrs vers le PC travers la carte son.
3. 3. 1 La carte son
La carte son est l'lment de l'ordinateur permettant de grer les entres-sorties
sonores de l'ordinateur. Il s'agit gnralement d'un contrleur pouvant s'insrer dans un
emplacement ISA ou PCI (pour les plus rcentes) mais de plus en plus de cartes mres
possdent une carte son intgre.
Toute carte son possde une entre microphone (note parfois Mic),
gnralement au format jack 3.5 mm et de couleur rose. Notre signal analogique et
appliqu cette entre et digitalis par un convertisseur analogique numrique qui
permet de convertir le signal analogique des entres en donnes numriques pouvant
tre traites par l'ordinateur.
-
Chapitre 3 Matriels et logiciel d'acquisition des signaux Doppler
39
La frquence d'chantillonnage maximale des cartes sons actuelles varie entre
44.1 KHz et 48 KHz [18] ce qui est largement suffisant pour numriser les signaux
Doppler qui ont une frquence de 4 KHz.
3. 3. 2 Principe d'acquisition
L'acquisition des signaux Doppler travers la carte son ncessite la
dtermination de certains paramtres :
La frquence d'chantillonnage : gnralement les signaux Doppler ultrasonores
ont une frquence de 4 KHz. Pour respecter le thorme de Shannon on a choisi
une frquence d'chantillonnage de 10240 Hz. On peut prendre une valeur plus
grande mais ceci va augmenter le temps de calcul.
Temps d'enregistrement : on peut choisir entre trois dures d'enregistrements : 5
s, 10 s et 15 s. Sachant que la dure maximale d'un cycle cardiaque qu'on peut
avoir est d'une seconde, ces trois dures nous assure que notre enregistrement
comporte au moins 5 cycles cardiaques.
Nombre d'chantillon : sachant que le nombre d'chantillons est gale au produit
de la frquence d'chantillonnage et du temps d'enregistrements donc :
Pour T= 5 s le nombre d'chantillons sera gal 51200 chantillons.
Pour T= 10 s le nombre d'chantillons sera gal 102400 chantillons.
Pour T= 15 s le nombre d'chantillons sera gal 153600 chantillons.
Le programme d'acquisition des signaux Doppler a t ralis sous MATLAB
6.5.L'acquisition est faite de la manire suivante :
Lancer l'acquisition.
Lorsque le nombre d'chantillons sera gal 5120 chantillons (Ce nombre
correspond un cycle cardiaque sachant que la dure minimale qu'on peut avoir
est de 0.5 sec et qui correspond un rythme de 120 bat/min) on calcule le
sonogramme en utilisant la transforme de Fourier court terme STFT qu'on
dtaillera plus loin. On a choisit la STFT puisque c'est la plus rapide des
mthodes d'analyse temps-frquence.
-
Chapitre 3 Matriels et logiciel d'acquisition des signaux Doppler
40
Afficher le sonogramme qui correspond 5120 chantillons.
Calcul du sonogramme qui correspond aux 5120 chantillons prochains.
Cette opration sera rpte selon le temps d'enregistrement choisi. Par
exemple si on choisit un temps de 5 sec donc l'opration va tre rpte 10 fois. Ceci
nous permet de visualiser le sonogramme pendant l'enregistrement.
Une fois l'acquisition est termine il est possible de calculer l'index
d'largissement spectral et par suite d'apprcier le degr de stnose.
3. 3. 3 Prsentation et affichage des signaux acquis
Lors du lancement du logiciel d'acquisition, une fentre principale s'affiche
(voir figure 3.4) qui permet de choisir l'une des deux fonctions suivantes :
Entrer nouveau patient : elle permet d'ouvrir une fentre qui nous permet de faire
l'acquisition des signaux Doppler
Ouvrir dossier existant : elle permet de consulter le dossier existant d'un patient.
Figure 3-4 : Fentre principale du logiciel d'acquisition et d'affichage.
-
Chapitre 3 Matriels et logiciel d'acquisition des signaux Doppler
41
Si on choisi la premire fonction la fentre illustr sur la figure 3.6 ci-dessous
va s'ouvrir :
Figure 3-5 : Fenetre d'acuqisition.
La fentre d'acquisition est compose de diffrentes parties :
Un ensemble de boutons qui nous permet de :
Lancer l'acquisition.
Ecouter l'enregistrement.
Enregistrer les donnes.
Effacer les tracs.
Deux axes sur lesquelles la reprsentation temporelle et la reprsentation
temps frquence (sonogramme) peuvent tre affiches.
-
Chapitre 3 Matriels et logiciel d'acquisition des signaux Doppler
42
Une partie pour introduire le numro du
patient et ces informations : le non, l'age et
le sexe.
Une fois le numro du patient est entr un
dossier qui porte ce numro va
automatiquement tre cre. C'est dans ce
dossier qu'on va sauvegarder le signal acquit est les informations du patient.
Une partie pour slectionner la frquence
d'mission et le temps d'enregistrement.
La frquence d'mission peut tre 4 ou 8
MHz.
Le temps d'enregistrement peut tre 5, 10 ou
15s.
-
Chapitre 3 Matriels et logiciel d'acquisition des signaux Doppler
43
L'artre choisie, doit tre entre par l'utilisateur. Le
degr d'largissement spectral et le degr de stnose
correspondant sont affichs sur la partie d'en face.
3. 4 Acquisition des signaux Doppler sur des cas rels
L'acquisition des signaux Doppler a t ralise au niveau du service de
cardiologie du centre hospitalier universitaire de Tlemcen et au niveau du cabinet
mdical de cardiologie du Dr. Abdelhamid KORSO FECIANE.
L'acquisition est faite sur plusieurs sujets de sexes et d'ages diffrents. Parmi ces
sujets on a choisis six cas normaux et douze qui prsentent une stnose au niveau de la
carotide primitive gauche. Pour les cas pathologiques l'enregistrement est fait en aval de
la stnose la ou la dispersion des frquences est maximale.
L'enregistrement des signaux Doppler a t faite juste aprs un examen
chographique pour dtecter la prsence d'une stnose et pour ventuellement calculer
son degr si elle existe. Le calcul de degr de stnose est ralis en surface puisque c'est
la mthode la plus prcise.
Pendant les enregistrements des signaux Doppler, il est important d'avoir un
signal de frquence et damplitude maximale, ceci est ralis avec une inclinaison de
45o de la sonde. Aussi il est indispensable d'utiliser un gel.
Le temps d'enregistrement choisit est de 10 sec et la frquence d'chantillonnage
est de 10240 Hz.
Les caractristiques de l'ensemble des signaux enregistrs sont rsumes dans le
tableau 3.1.
-
Chapitre 3 Matriels et logiciel d'acquisition des signaux Doppler
44
Sujets Sexe Age Degr de stnose
mesur en surface (%)
1 Fminin 26 0
2 Fminin 32 0
3 Fminin 45 0
4 Masculin 40 0
5 Masculin 32 0
6 Masculin 70 0
7 Masculin 78 35
8 Masculin 72 37
9 Masculin 78 45
10 Masculin 76 48
11 Fminin 76 50
12 Fminin 79 50
13 Fminin 65 50
14 Masculin 70 53
15 Masculin 72 58
16 Masculin 57 68
17 Masculin 71 75
18 Fminin 88 80
Tableau 3-1 : Caractristiques des signaux enregistrs.
3. 5 Conclusion
Dans ce chapitre, une description du matriel utilis dans ce travail (le BIDI 1) et
du logiciel d'acquisition dvelopp a t faite.
-
Chapitre 3 Matriels et logiciel d'acquisition des signaux Doppler
45
En fait, travers l'exploitation du vlocimtre Doppler considr comme petit
quipement le BIDI 1 il a t possible de dvelopper et raliser toute une plateforme
permettant d'abord d'afficher les signaux Doppler et aussi d'apprcier le degr de
svrit des stnoses.
Une description illustre de cette plateforme tait faite mettant l'accent
Sur l'acquisition travers la carte son d'un PC des signaux Doppler dtects la
sortie audio du BIDI 1.
Sur la fentre logiciel dcrivant les donnes patient le long avec le profil de
vlocit du sang dans l'artre carotide et bien sur l'apprciation du degr de
stnose travers le SBI.
Cette description tait finalise par une description des donnes patientes
enregistres en milieu clinique. Une tude dtaille de l'analyse des signaux Doppler
dvelopps dans cette plateforme est faite dans le chapitre suivant.
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
47
dttxX etj
2
4
Reprsentation temps frquence des signaux
Doppler de l'artre carotide
4. 1 Introduction
La reprsentation temporelle d'un signal constitue un espace de travail
convenable. Toutefois la reprsentation frquentielle peut galement offrir une
alternative intressante, en particulier pour l'analyse des signaux stationnaires. Cette
reprsentation est obtenue au moyen de la transforme de Fourier qui, si elle existe, est
dfinie ainsi pour les signaux continus par l'quation suivante [3] :
(4-1)
Cette reprsentation fournit des informations sur les composantes frquentielles
du signal tudi, leur amplitude et leur phase. Cependant, il en rsulte une perte
d'information concernant leur localisation temporelle. Ceci peut s'avrer un handicap
pour l'analyse des signaux non stationnaires comme les signaux Doppler ultrasonore qui
nous intressent dans ce travail.
Cette non stationnarit est due au fait que la frquence qui reprsente la vitesse
des globules rouges, varie en fonction du temps. Ainsi le signal Doppler est modul en
frquence par la vitesse de dplacement des globules rouges.
Une description de ces signaux via lutilisation de la transforme de Fourier
nest pas adapte car celle-ci ne permet pas une description conjointe la fois en temps
et en frquence. Des mthodes plus spcifiques, regroupes sous lappellation
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
48
0 0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5 4 4.5 5-0.8
-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8REPRESENTATION TEMPORELLE
temps
ampl
itude
"reprsentations temps-frquence", permettent dassocier un signal une fonction
bidimensionnelle du temps et de la frquence.
Dans ce travail, on s'intresse principalement valuer deux techniques savoir
le spectrogramme et la distribution de Wigner Ville dans l'analyse spectro-temporelle
des signaux Doppler relevs sur la plateforme dveloppe. L'valuation faite dans ce but
pour illustrer ces mthodes, concerne une catgorie des signaux Doppler acquis et dcrit
en chapitre 3 : un cas normal.
Rappelons que ces signaux ont les caractristiques suivantes :
Frquence d'chantillonnage : Fe= 10240Hz.
Nombres d'chantillons : N=102400.
Temps d'enregistrements : T=10 s.
Pour des raison de calcul on va limiter ces enregistrements pour cela on va prendre :
Nombres d'chantillons : N=51200.
Temps d'enregistrements : T=5 s.
La reprsentation temporelle de l'enregistrement considr est reprsente sur la figure
4.1 ci-dessous.
Figure 4-1 : reprsentation temporelle du signal Doppler de l'artre carotide
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
49
4. 2 Transformer de Fourier court terme (STFT)
4. 2. 1 Principe
A lorigine, la STFT tait mise au point pour palier lun des inconvnients
majeurs de la FFT relatif lapport dinformations temporelles.
Le principe de base de cette mthode est de dcomposer le signal en petits
segments sur lesquels la transform de Fourier est applique, gnrant ainsi un spectre
localis.
Du point de vue mathmatique, la STFT peut tre interprte comme lanalyse
de Fourier de tranches successives pondres par une fentre temporelle h (t) [3] :
dethxtX j
R
2*, (4-2)
En pratique, nous utilisons le Spectrogramme qui est le module au carr de la
STFT. Lorsque les valeurs de la STFT sont, en gnral, complexes, le module au carr
nous assure que la valeur du spectrogramme sera toujours une valeur relle. Le
spectrogramme est alors dfini comme une densit dnergie soit donc [3] :
2
2*, dethxtS j (4-3)
La STFT ou le spectrogramme considre implicitement un signal non
stationnaire comme une succession de situations quasistationnaires, lchelle de la
fentre court terme h (t).
La rsolution temporelle dune telle analyse est fixe par la largeur de la
fentre, la rsolution frquentielle tant fixe par la largeur de sa transforme de
Fourier. Ces deux largeurs tant antagonistes, un compromis entre les rsolutions
temporelles et frquentielles est prendre en considration.
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
50
2
21
0
21
0
,
,
njN
n
njN
n
enkxnhnkS
enkxnhkX
4. 2. 2 La discrtisation du spectrogramme
La discrtisation des expressions de la STFT et du spectrogramme est fortement
impose pour des raisons qui tiennent de limplmentation de ces approches sur
lordinateur, comme outil de simulation et danalyse. Ainsi, les expressions de la STFT
et du spectrogramme sont donnes par [17] :
(4-4)
(4-5)
4. 2. 3 Application
Lobjectif de cette tude est de faire une analyse temps-frquence en agissant
sur deux paramtres essentiels, savoir ; le type et la dure de la fentre danalyse. Pour
cela on considre le signal Doppler de l'artre carotide qu'on a dcrit prcdemment.
4. 2. 3. 1 Choix de la dure de la fentre
Le choix de la dure de la fentre dpend de la stationnarit du signal. Plusieurs
tudes ont montres que le signal Doppler est considr stationnaire pour une dure de
10 20 ms [5], c'est--dire, que la variation de la vitesse des globules rouges est nulle
dans cet intervalle de temps.
Dans cette tude une dure de fentre de 12.5 ms est choisie. Cela correspond
un nombre d'chantillons Ne gale au produit de la dure de la fentre Te par la
frquence d'chantillonnage Fe :
Ne =Tex Fe = 12.5 x 10-3 x 10240 = 128 chantillons (4-6)
La figure 4.2 illustre les spectrogrammes du signal Doppler obtenu par
l'utilisation d'une fentre rectangulaire de 128 points correspondant alors la dure
de12.5 ms.
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
51
Figure 4-2 : Spectrogramme du signal Doppler de l'artre carotide en utilisant
une fentre rectangulaire de 128 points
La STFT permet de reprsenter les frquences lmentaires contenues dans le
signal Doppler. L'abscisse correspond au temps, l'ordonne reprsente la frquence
Doppler alors que la brillance de chaque point traduit l'amplitude du signal Doppler qui
est fonction du nombre d'hmaties. Cette reprsentation est appele sonogramme.
Le sonogramme obtenu reprsente le profil d'coulement du sang dans l'artre
carotide. Comme cela tait dj dcrit en chapitre 1, c'est un coulement faible
rsistance d'aval. Mais il est affect par une instabilit spectrale qui est due aux
caractristiques de la fentre rectangulaire.
4. 2. 3. 2 Choix du type de fentre
Nous savons que le spectre de la fentre rectangulaire comporte un lobe
principal et des lobes secondaires (voir figure 4.3 (a)). Le lobe principal permet une
bonne rsolution spectrale mais les lobes secondaires provoquent des oscillations sur
toute ltendue spectrale. Pour cela, nous devons mettre au point une fentre danalyse
ayant les qualits requises savoir :
Trs bonne slectivit du lobe principal.
Rduction du nombre de lobes secondaires et attnuation de leur amplitude.
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
52
t (s) f (Hz)
20 40 60 t (s)
-0.2 -0.1 0.1 0.2 f (Hz)
Notons que ces deux exigences sont paradoxales, il est donc ncessaire de fixer
un compromis entre eux.
Les fentres les plus utiles sont : Hamming, Hanning et Blackman. La
reprsentation temporelle et spectrale de ces diffrentes fentres ainsi que la fentre
rectangulaire est illustre sur la figure 4.3 ci-dessous :
Figure 4-3 : Reprsentations temporels et spectrales des fentres d'analyse : (a)
Rectangulaire, (b) Hamming, (c) Hanning, (d) Blackman.
0 20 40 60 0
0.2
0.4
0.6
0.8
1
Blackman
-0.2 -0.1 0 0.1 0.2 0 0.05
0.1 0.15
0.2 0.25
0.3 0.35
0.4 0.45
f (Hz)
1 0.6
0 20 40 60 0
0.2
0.4
0.6
0.8
Hanning
-0.2 -0.1 0 0.1 0.2 0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5
0 0
0.2
0.4
0.6 0.8
1
Hamming
0 0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5
0.6
Hamm (f)
0 20 40 60 0
0.5
1
1.5
2
t (s)
Rectangulaire
-0.2 -0.1 0 0.1 0.2 0
0.2
0.4
0.6
0.8
1
f (Hz)
(a)
(b)
(c)
(d)
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
53
En comparant les reprsentations temporelle et spectrale de chaque fentre avec
celles de la fentre rectangulaire, nous pouvons conclure que :
Le lobe principal du spectre de la fentre de Blackman est aussi large que celui
de la fentre rectangulaire, ce qui est un inconvnient majeur. Dun autre cot,
lavantage de la fentre de Blackman rside dans le fait quelle est pratiquement
dpourvue de lobes secondaires.
La fentre de Hamming et la fentre de Hanning prsentent le meilleur
compromis entre le nombre de lobes secondaires et la largeur de lobe principal.
Dans le prsent travail on va utiliser ces deux fentres pour le calcul du
spectrogramme. La figure 4.3 ci-dessous reprsente le sonogramme obtenu par
l'utilisation de la fentre de Hanning et la fentre de Hamming 128 points :
Figure 4-4 : spectrogramme du signal Doppler de l'artre carotide obtenu par
l'utilisation de la fentre (a) Hanning 128 points et (b) Hamming 128 points.
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
54
Pour une meilleure apprciation de l'influence du type de fentre sur le
spectrogramme; une reprsentation des spectres instantans au niveau du premier pic
systolique ( t=0.2s) pour les fentres : rectangulaire, Hanning et Hamming est illustre
sur la figure 4.5 ci-dessous :
(a)
(b)
(c)
Figure 4-5 : Spectre au niveau du premier pic systolique
(a) fentre rectangulaire, (b) fentre de Hanning, (c) fentre de Hamming
On remarque d'une part, que les deux fentres d'analyse savoir Hanning et
Hamming offrent des spectres comparables. En effet, les oscillations sont adoucies par
ces deux fentres, cest dire que les spectres obtenus par ces deux fentres sont plus
lisses que le spectre obtenu par la fentre rectangulaire. D'autre part, lapplication de ces
deux fentres provoquent une attnuation de lamplitude du lobe principal.
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
55
Les sonogrammes obtenus par STFT souffre du problme de rsolution spectrale
lorsqu'on veut une rsolution temporelle ou encore temporelle lorsqu'on veut une
rsolution spectrale. En effet, une dure dobservation longue procure une bonne
rsolution frquentielle au dtriment de la rsolution temporelle et inversement. Aussi,
une fentre trop grande ne satisfait plus lhypothse de stationnarit locale.
Une solution ce problme consiste chercher directement un outil adapt
l'tude de phnomnes non stationnaire, sans rfrence directe aux mthodes issues du
cas stationnaire. Plusieurs reprsentations temps- frquence ont t dveloppes pour
avoir la meilleure rpartition de lnergie dans ce plan. Parmi ces mthodes, on
s'intresse dans ce travail la distribution de Wigner Ville.
4. 3 La distribution de Wigner Wille (DWV)
L'analyse temps frquence qu'offre la STFT est incontournable, mais
malheureusement elle se heurte une ncessit de compromis insurmontable entre les
rsolutions temporelles et frquentielles.
La transformation de Wigner-Ville joue un rle primordial dans la thorie et la
pratique de l'analyse temps-frquence. Elle a t propose en mcanique quantique par
E. P. Wigner. Cette transformation est appele Distribution de Wigner Ville (DWV)
en rfrence J. Ville qui, le premier, introduisit cette mme notion en thorie du
signal.
4. 3. 1 Principe
Par dfinition, la distribution de Wigner Wille se rsume aux deux oprations
suivantes [3] :
A toute instant t, multiplication du signal par le conjugu de son "image en
miroir" relativement l'instant d'valuation.
Transformation de Fourier sur la variable de dcalage , de faon former la
quantit :
detxtxtW jR
2*
22,
(4-7)
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
56
La DWV de x (t) peut galement tre exprime partir du spectre de x (t)
comme suit :
deXXtW tj
R
2*
22,
(4-8)
Par opposition au calcul du spectrogramme qui correspond au squencement
d'une opration linaire (la transformation de Fourier du signal pondr) et d'une
opration quadratique (le module carre) (eq. 4-3). Le calcul de la DWV met en jeu
d'abord une opration quadratique, et ensuite seulement une transformation linaire (de
Fourier).
4. 3. 2 Proprits
L'utilisation de la DWV peut tre justifie en remarquant qu'elle fournit une
reprsentation temps frquence possdant la plupart des proprits souhaitables [4].
En effet :
Elle distribue l'nergie du signal dans le plan temps frquence [4] :
ddttWER R
x , (4-9)
Ex : nergie du signal.
Ses distributions marginales donnent accs aux caractristiques globales du
signal, aussi bien en temps (puissance instantane) [4], [6] :
2
, txdtWR
(4-10)
Qu'en frquence (densit spectrale d'nergie) :
R
XdttW2
, (4-11)
X () : la transforme de Fourier de x (t).
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
57
Ses moments d'ordre 1 fournissent directement les caractristiques locales du
signal [4], [6] :
Frquence instantane :
R
Ri
dtW
dtW
t
,
,
(4-12)
Retard de groupe :
R
Rg
dttW
dttWt
,
,
(4-13)
Elle conserve les supports temporel et frquentiel du signal [4] :
TttWTttx 0,0 (4-14)
BtWBX 0,0 (4-15)
Elle est compatible avec la plupart des transformations usuelles en traitement du
signal [4] : translation, filtrage linaire, modulation, changement d'chelleetc.
4. 3. 3 La discrtisation de la DWV
La discrtisation de la WVD nest pas immdiate. En effet, crivons tout dabord
la DWV de manire lgrement diffrente [3] :
R
j detxtxtW 4*2, (4-16)
On pose nTexnx , avec Te est la cadence d'chantillonnage que l'on prendra
comme unit. Une version discrte de l'expression prcdente est fournie par :
K
KjeKnxKnxnW 4*2, (4-17)
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
58
Mais cette expression est priodique de priode 1/2, alors quune transforme de
Fourier d'un signal est de priode 1. On peut donc avoir repliement spectral, surtout si
on chantillonne x une frquence voisine celle du Shannon.
On peut bien sr surchantillonner le signal par un facteur 2, mais la meilleure
solution consiste utiliser le signal analytique de x.
Rappelons que le signal analytique ax scrit comme suit [20] :
nxrellejHnxrellenxa (4-18) Avec H est la transformation de Hilbert.
4. 3. 4 Problmes d'interfrences
Le problme majeur de la DWV est la prsence de termes dinterfrence dus
son caractre quadratique [6]. Cela veut dire que la DWV de la somme de deux signaux
ne se rduit pas la somme des distributions individuelles. En effet :
,2,,, tWRtWtWtW xyyxyx (4-19)
Pour N composantes constitutives d'un signal, la DWV compte N (N-1)/2
contributions supplmentaires provenant de l'interaction entre ces diffrentes
composantes [3]. La prsence de tels termes vient en gnral perturber la lisibilit d'un
diagramme temps frquence et donc interfrer avec elle.
4. 3. 5 Application
La thorie ainsi expose est applique l'enregistrement dfini prcdemment.
La figure 4.5 ci-dessous illustre la DWV de signal Doppler de l'artre carotide calcule
en utilisant le signal rel puis le signal analytique.
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
59
(a)
(b)
Figure 4-6 : DWV du signal Doppler de l'artre carotide
(a) signal rel, (b) signal analytique.
On remarque, d'un part, que la DWV offre une trs bonne rsolution temporelle
et frquentielle et elle reflte bien la forme d'coulement du sang dans la carotide.
D'autre part, cette distribution est noye dans des termes interfrentiels qui sont dus
son caractre quadratique et ceci peut gner linterprtation de la DWV (figure 4-6 (a)).
Ces termes sont attnus si la distribution est calcule sur le signal analytique associ au
signal rel (figure 4-6 (b)).
Aussi cette distribution prend en compte la totalit du signal ce qui, d'un point
de vue pratique, pose un problme de temps de calcul.
Pour remdier ces inconvnients il est ncessaire d'apporter des modifications
sur la DWV rendant son utilisation plus souple et ses rsultats plus facilement
interprtables. Deux solutions sont envisages dans ce travail : le lissage sparable et le
lissage non sparable.
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
60
4. 3. 6 Lissage sparable
On sait que l'une des caractristiques des termes interfrentiels tait de possder
une structure oscillante, l'inverse des termes signal qui sont d'une nature plus
rgulire. Cette diffrence de comportement suggre de rduire l'importance des
interfrences par une opration de lissage dans la direction de frquence et une autre
dans la direction de temps. La fonction de lissage sparable est donne par [3] :
hgf , (4-20)
La reprsentation correspondante est appele distribution pseudo Wigner Ville
lisse (DPWVL) et s'crit [3] :
dedssxsxtsghtPWL j
RR
2*
22,
(4-21)
Avec : h et g sont respectivement les fonctions de lissage dans les directions de
frquence et de temps.
L'utilisation du lissage sparable permet la rduction du temps de calcul puisque
la DWV sera calcule sur une tranche du signal dcoupe par la fentre de lissage dans
la direction de frquence.
Aussi, elle permet un contrle progressif et indpendant (en temps et en
frquence) du lissage appliqu la DWV. Cette sparabilit offre une souplesse de
manipulation lors de la rduction des termes parasites prsents dans la DWV simple.
4. 3. 6. 1 Application
La DPWVL est applique sur le signal Doppler dcrit prcdemment en
utilisant deux fentres de Hanning de 128 points. Notant que le critre de choix des
fentres de lissage est le mme que celui dcrit en paragraphe 4.2. Le rsultat obtenu est
illustr sur la figure 4.6 ci-dessous.
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
61
Figure 4-7 : DPWVL du signal Doppler de l'artre carotide
Il est remarqu que les termes d'interfrences prsentent dans la DWV sont
limins; aussi le compromis inhrent l'analyse de Fourier court terme est dpass,
assurant ainsi et pour des fentres d'observation quivalentes, une reprsentation plus
satisfaisante dans le plan temps frquence.
4. 3. 7 Lissage non sparable
Abandonnant l'ide de sparabilit, il est possible d'introduire d'autres types de
lissages pouvant assurer une certaine rduction des termes d'interfrences.
Citons un exemple de lissage non sparable, pour lequel la fonction de lissage
est une fonction gaussienne [7], [20] :
2
22
1exp,
f (4-22)
Avec 2 est la variance.
Lorsque , on obtient la DWV. Ainsi plus est choisi petit, plus le
lissage est important et plus la rduction des interfrences est grande. La reprsentation
correspondante cette fonction de lissage est appele distribution de Choi Williams
(DCW) et a pour expression [3] :
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
62
R R
jts ddsesxsxetCW
2*/2
22
2,
222
Temps, sec.
Frq
uenc
e, Hz
Transformation de ChoiW
illiams
0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5 4 4.5 50
500
1000
1500
2000
2500
3000
3500
4000
4500
5000
Temps, sec.
Frq
uenc
e, Hz
Transformation de ChoiW
illiams
0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5 4 4.5 50
500
1000
1500
2000
2500
3000
3500
4000
4500
5000
Temps, sec.
Frq
uenc
e, Hz
Transformation de ChoiW
illiams
0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5 4 4.5 50
500
1000
1500
2000
2500
3000
3500
4000
4500
5000
(4-23)
4. 3. 7. 1 Application
L'application de la DCW est faite sur le signal Doppler de l'artre carotide
prcdemment dcrit. L'tude est mene pour diffrentes valeurs de (1, 10 et 20). Les
rsultats obtenus sont illustrs sur la figure 4.7 ci-dessous.
(a)
(b)
(c)
Figure 4-8 : DCW du signal de l'artre carotide pour diffrentes valeurs de
(a) =1, (b) = 10, (c) = 20.
-
Chapitre 4 Reprsentation temps frquence des signaux Doppler de l'artre carotide
63
L'analyse visuelle de ces figures montre bien que plus est petit plus les
termes interfrentiels sont rduits. De mme lorsque augmente ( =20) les termes
d'interfrences augmentent et le rsultat est comparable celui de la DWV.
4. 4 Conclusion
Au cours de ce chapitre, des rappels thoriques sur les reprsentations temps
frquence principalement le spectrogramme et la distribution de Wigner Ville (DWV)
ont t d'abord faits. Cela tait suivi par une tude illustrative de l'application de ces
techniques sur des signaux Doppler de l'artre carotide.
Il a t confirm que le spectrogramme permettant de gnrer les
sonogrammes refltant l'coulement du sang dans l'artre carotide, souffrait de
rsolution temporelle et frquentielle.
Les rsultats obtenus par l'application de la DWV sur ces mmes signaux ont
montr l'aptitude de cette technique gnrer une bonne rsolution temporelle et
frquentielle. Toutefois ces mmes rsultats souffraient des termes interfrentiels qui
sont essentiellement dus au caractre quadratique de la distribution.
L'tude a t poursuivie par l'valuation de deux mthodes permettant de lisser
ces interfrences. Les rsultats obtenus ont montr que d'un cot le lissage sparable ou
bien la DPWVL permet d'obtenir des bons rsultats avec le mme type de fentre utilis
en spectrogramme (fentre de Hanning 128 points). D'un autre cot l'autre type de
lissage non sparable ou bien la DCW a permis de raliser des rsultats comparables au
type de lissage prcdent moyennant un choix appropri de la valeur de la variance.
-
Chapitre5 Quantification de degr des stnoses carotidiennes
65
100.max
max%
f
fmoyfSBI
5
Quantification de degr des stnoses
carotidiennes
5. 1 Introduction
Quantifier une stnose carotidienne est fondamental pour prendre en charge un
patient vasculaire. La prsence d'une stnose carotidienne permet d'induire un
mouvement tourbillonnaire en aval du rtrcissement artriel. Dans ce cas les globules
rouges prennent plusieurs vitesses et dans toutes les directions.
Sur les sonogrammes obtenus par les mthodes quand on a dj prsents (STFT
et Wigner Ville), ces vitesses se traduisent par une dispersion des frquences.
Rappelons qu'une valuation de cette dispersion permet d'apprcier le degr de svrit
des stnoses et ceci en utilisant l'in