FR2987274A1

FR2987274A1 - Ventilating device for detecting respiratory cycles of patient, has signal processing unit attached with sensor to determine average gas leak value and inspiratory flow value from measured signal flow

Info

Publication number: FR2987274A1
Application number: FR1251734A
Authority: FR
Inventors: Eric Jacquot
Original assignee: Air Liquide Medical Systems SA
Current assignee: Air Liquide Medical Systems SA
Priority date: 2012-02-27
Filing date: 2012-02-27
Publication date: 2013-08-30

Abstract

The device has a ventilator (1) fluidly connected to a patient circuit (2) for generating gas under positive pressure to feed the patient circuit with the gas under pressure. The patient circuit comprises respiratory branches. A single flow sensor (3) is connected with the respiratory branches of the patient circuit to determine signal flow representing the output gas circulating in the respiratory branches. A signal processing unit (4) is attached with the sensor to determine an average gas leak value and an inspiratory flow value from the measured signal flow. An independent claim is also included for a method for determination an average gas leak value and an inspiratory gas flow value between a ventilating device and a patient.

Description

La présente invention se rapporte à un dispositif permettant de détecter les cycles respiratoires d'un patient pendant sa ventilation par une machine de ventilation avec circuit patient à une ou plusieurs branches, et d'estimer les fuites de gaz entre la machine et le patient. Dans le cadre d'une ventilation assisté type « PAP » (pour Positive Airway Pressure), c'est-à-dire à pression positive des voies aériennes, un patient est relié à une machine délivrant un gaz respiratoire sous une pression positive, par exemple de l'air, de l'air enrichi en oxygène ou un mélange 02/N2. Le patient est maitre de la ventilation puisqu'il respire à son rythme (volume, fréquence, rapport cyclique...) et la machine ne fait que suivre la respiration du patient. The present invention relates to a device for detecting the respiratory cycles of a patient during ventilation by a ventilation machine with patient circuit to one or more branches, and to estimate gas leaks between the machine and the patient. In the case of Positive Airway Pressure (PAP) type assisted ventilation, that is, positive airway pressure, a patient is connected to a machine delivering a breathing gas under a positive pressure, by example of air, oxygen enriched air or a mixture 02 / N2. The patient is master of the ventilation since he breathes at his own pace (volume, frequency, cyclic ratio ...) and the machine only follows the patient's breathing.

Le patient est raccordé à la machine de ventilation, encore appelée ventilateur, à l'aide d'un masque et d'un circuit patient, c'est-à-dire une ou plusieurs conduites véhiculant le gaz sous pression délivré par la machine ou ventilateur. Or, les masques sont souvent équipés d'une fuite intensionnelle et aucun masque n'est parfaitement ajusté au patient, c'est-à-dire totalement étanche, ce qui engendre des fuites supplémentaires qui varient au court du temps. Il existe donc toujours un débit de fuite qu'il convient de prendre en compte. Une autre difficulté se trouve sur les circuits patients puisqu'il existe 3 types de circuits patient, à savoir à double branche, à simple branche à valve et à simple branche à fuite, qui présentent chacun des caractéristiques propres en termes notamment de débit de fuite. The patient is connected to the ventilation machine, also called fan, using a mask and a patient circuit, that is to say one or more pipes carrying the pressurized gas delivered by the machine or fan. However, the masks are often equipped with an intensional leak and no mask is perfectly adjusted to the patient, that is to say, completely sealed, which generates additional leaks that vary over time. So there is always a leak rate that should be taken into account. Another difficulty is found on the patient circuits since there are 3 types of patient circuits, namely double branch, single branch valve and single branch leaking, each with its own characteristics in terms of leakage rate in particular .

Or, un respirateur doit pouvoir fonctionner avec tous ces différents circuits. En effet, le respirateur doit suivre, c'est-à-dire monitorer, les paramètres respiratoires du patient afin de suivre la respiration du patient et fournir des informations de suivi au corps médical, lesquelles doivent être les plus précises possibles et refléter réellement les échanges gazeux entrant et sortant des poumons du patient. However, a respirator must be able to work with all these different circuits. In fact, the respirator must follow, ie monitor, the patient's respiratory parameters in order to follow the patient's breathing and provide follow-up information to the medical profession, which must be as accurate as possible and truly reflect the gas exchange entering and leaving the patient's lungs.

Pour ce faire, il faut pouvoir extraire du débit gazeux délivré par la machine, les inspirations, les expirations, les fuites, le volume inspiré, la fréquence respiratoire.... Actuellement, dans le cadre d'une ventilation de type « PAP », l'estimation des fuites est au coeur du monitorage. Elle est généralement faite à partir des volumes inspirés ou des débits moyennés inspirés desquels sont retranchés les volumes expirés sur un temps donné. To do this, it must be possible to extract the gas flow delivered by the machine, the inspirations, expirations, leaks, inspired volume, respiratory rate .... Currently, as part of a "PAP" type ventilation , the estimation of leaks is at the heart of monitoring. It is usually made from inspired volumes or averaged flows, from which volumes expired over a given time are subtracted.

Cette technique nécessite donc de mesurer aussi le volume expiré du patient, ce qui est généralement réalisé à l'aide d'un second capteur de débit. This technique therefore also requires measuring the exhaled volume of the patient, which is usually done using a second flow sensor.

Cette technique n'est donc pas utilisable avec les ventilateurs raccordés à un circuit patient du type à simple branche, c'est-à-dire n'utilisant qu'un seul conduit ou tuyau pour le gaz, pour alimenter le patient en gaz. Une autre technique connue consiste à estimer la fuite en appliquant un filtre passe- bas, comme rappelé par le document US-A-2002023645A, au signal de débit patient. Or, étant donné que la fréquence respiratoire peut descendre régulièrement jusqu'à environ 0.1 Hz, il est nécessaire d'utiliser un filtre passe-bas avec une fréquence de coupure très basse, ce qui a pour inconvénient majeur de conduire à une mesure de fuite très lente. On comprend donc aisément que les techniques existantes ne sont pas idéales et présentes chacune des inconvénients. En d'autres termes, le problème qui se pose est dès lors de proposer un dispositif et un procédé permet de détecter les cycles respiratoires du patient et surtout d'estimer les fuites entre l'appareil et le patient et ce, quelle que soit la configuration du respirateur et du circuit patient, c'est-à-dire à une ou plusieurs branches, de manière à pouvoir déterminer le débit patient en temps réel et de façon aussi fiable que possible. La solution de l'invention est un dispositif de ventilation comprenant : - un ventilateur apte à générer un gaz sous pression positive raccordé fluidiquement à un circuit patient de manière à pouvoir alimenter ledit circuit patient avec ledit gaz sous pression, ledit circuit patient comprenant une ou plusieurs branches respiratoires, - un unique capteur de débit raccordé à l'une desdites branches respiratoires dudit circuit patient de manière à déterminer au moins un signal de débit Q représentatif du débit du gaz circulant dans ladite branche respiratoire, et - des moyens de traitement de signal coopérant avec le capteur de débit de manière à déterminer au moins une valeur de fuite moyenne de gaz et au moins une valeur de débit inspiratoire à partir dudit au moins un signal de débit mesuré. Selon le cas, le dispositif de l'invention peut comprendre l'une ou plusieurs des caractéristiques techniques suivantes : - les moyens de traitement de signal comprennent un filtre passe-bande ou un filtre passe-haut. - les moyens de traitement de signal sont aptes à et conçus pour déterminer au moins une valeur de débit inspiratoire par traitement par ledit filtre passe-bande ou un filtre passe-haut dudit au moins un signal de débit mesuré. - les moyens de traitement de signal sont aptes à et conçus pour déterminer au moins une valeur de fuite moyenne de gaz à partir d'au moins une valeur de débit inspiratoire et d'au moins un signal de débit mesuré. - les moyens de traitement de signal comprennent en outre une carte électronique équipée d'un convertisseur analogique/numérique, d'un élément de calcul type microcontrôleur, microprocesseur, processeur ou processeur de signal. - le circuit patient est à une branche respiratoire unique ou double. - la ou l'une des branches respiratoires dudit circuit patient comprend un masque respiratoire. - il comprend des moyens d'affichage permettant une visualisation d'une ou plusieurs courbes représentatives des variations des valeurs de fuite moyenne de gaz, de débit inspiratoire et de débit mesuré, pendant une période de temps donnée. - les moyens de traitement de signal sont compris dans le ventilateur. L'invention concerne en outre un procédé de détermination d'au moins une valeur de fuite moyenne de gaz (Fmoy) et d'au moins une valeur de débit inspiratoire (Qinsp) comprenant les étapes de : a) générer un gaz sous pression positive (>1 atm) au moyen d'un ventilateur raccordé fluidiquement à un circuit patient comprenant une ou plusieurs branches respiratoires, et alimenter ledit circuit patient avec ledit gaz sous pression, b) déterminer au moins un signal de débit (Q) représentatif du débit du gaz circulant dans ladite branche respiratoire, au moyen d'un unique capteur de débit raccordé à l'une desdites branches respiratoires dudit circuit patient, c) traiter le signal de débit (Q) mesuré à l'étape b), et d) déduire du traitement de l'étape c), au moins une valeur de fuite moyenne de gaz (Fmoy) et au moins une valeur de débit inspiratoire (Qinsp). Selon le cas, le procédé de l'invention peut comprendre l'une ou plusieurs des caractéristiques techniques suivantes : - à l'étape c), on détermine au moins une valeur de débit inspiratoire (Qinsp) par traitement par un filtre passe-bande ou un filtre passe-haut dudit au moins un signal de débit (Q) mesuré. - à l'étape c), on détermine au moins une valeur de fuite moyenne de gaz (Fmoy) à partir d'au moins une valeur de débit inspiratoire (Qinsp) et d'au moins un signal de débit (Q) mesuré. L'invention va maintenant être mieux comprise grâce à la description suivante faite en références aux Figures annexées parmi lesquelles : - La Figure 1 présente un schéma de principe d'un mode de réalisation d'un dispositif de ventilation selon la présente invention, - La Figure 2 représente les courbes obtenues sur un circuit patient à une branche, - La Figure 3 représente les courbes obtenues sur un circuit patient à deux branches en forme de Y, et - La figure 4 est un algorithme permettant d'estimer le débit inspiré par le patient en présence d'une fuite. La Figure 1 est un schéma de principe d'un mode de réalisation possible d'un dispositif de ventilation d'un patient P selon la présente invention qui comprend un ventilateur 1 médical, encore appelé respirateur ou machine de ventilation, qui génère un gaz sous pression positive raccordé fluidiquement à un circuit patient 2 de manière à alimenter le circuit patient 2 avec le gaz sous pression. Le circuit patient 2 comprenant une ou plusieurs branches respiratoires, c'est-à-dire conduits ou tuyaux véhiculant le gaz. Lorsqu'il comporte deux branches, comme illustré en Figure 1, celles-ci forment un circuit en « Y », l'une des branches servant à alimenter le patient en gaz frais et l'autre à évacuer les gaz expirés par le patient P, qui sont enrichis en CO2. L'interface entre le patient P et le circuit patient 2 est typiquement formée d'un masque respiratoire 6 venant recouvrir le nez du patient P, sa bouche ou les deux selon le type de masque utilisé. Un tel ventilateur médical 1 permet d'assurer une ventilation assistée de type « PAP » au patient P qui est relié à la machine 1 délivrant le gaz respiratoire sous une pression positive, c'est-à-dire à une pression supérieure à la pression atmosphérique (i.e. > 1 atm), par exemple un gaz comme l'air, de l'air enrichi en oxygène ou un mélange 02/N2. Le patient est donc maitre de la ventilation puisqu'il respire à son rythme et la machine ne fait que suivre la respiration du patient. This technique is therefore not usable with fans connected to a patient circuit of the single branch type, that is to say using only one conduit or pipe for the gas, to supply the patient with gas. Another known technique is to estimate the leakage by applying a low-pass filter, as recalled by US-A-2002023645A, to the patient flow rate signal. However, since the respiratory rate can regularly drop to about 0.1 Hz, it is necessary to use a low-pass filter with a very low cutoff frequency, which has the major disadvantage of leading to a leakage measurement. very slow. It is therefore easy to understand that the existing techniques are not ideal and present each of the disadvantages. In other words, the problem that arises is therefore to propose a device and a method for detecting the patient's breathing cycles and especially for estimating leaks between the device and the patient, whatever the configuration of the respirator and the patient circuit, that is to say one or more branches, so that the patient flow can be determined in real time and as reliably as possible. The solution of the invention is a ventilation device comprising: a fan capable of generating a positive pressure gas fluidly connected to a patient circuit so as to be able to supply said patient circuit with said gas under pressure, said patient circuit comprising one or more several respiratory branches, - a single flow sensor connected to one of said respiratory branches of said patient circuit so as to determine at least one flow signal Q representative of the flow rate of the gas flowing in said respiratory branch, and - treatment means of signal cooperating with the flow sensor to determine at least one average gas leakage value and at least one inspiratory flow value from said at least one measured flow rate signal. Depending on the case, the device of the invention may comprise one or more of the following technical characteristics: the signal processing means comprise a band-pass filter or a high-pass filter. the signal processing means are adapted to and designed to determine at least one inspiratory flow value by processing by said bandpass filter or a high pass filter of said at least one measured flow signal. the signal processing means are adapted to and designed to determine at least one average gas leakage value from at least one inspiratory flow rate value and at least one measured flow rate signal. the signal processing means furthermore comprise an electronic card equipped with an analog / digital converter, a microcontroller-type calculation element, a microprocessor, a processor or a signal processor. the patient circuit is at a single or double respiratory branch. the or one of the respiratory branches of said patient circuit comprises a respiratory mask. - It comprises display means for viewing one or more curves representative of the variations of the average gas leakage values, inspiratory flow rate and measured flow rate, for a given period of time. the signal processing means are included in the fan. The invention further relates to a method for determining at least one average gas leakage value (Fmoy) and at least one inspiratory flow rate value (Qinsp) comprising the steps of: a) generating a positive pressure gas (> 1 atm) by means of a ventilator fluidly connected to a patient circuit comprising one or more respiratory branches, and supplying said patient circuit with said gas under pressure, b) determining at least one flow rate signal (Q) representative of the flow rate circulating gas in said respiratory branch, by means of a single flow sensor connected to one of said respiratory branches of said patient circuit, c) processing the flow signal (Q) measured in step b), and d) deducing from the treatment of step c), at least one average gas leakage value (Fmoy) and at least one inspiratory flow value (Qinsp). Depending on the case, the method of the invention may comprise one or more of the following technical characteristics: in step c), at least one inspiratory flow rate value (Qinsp) is determined by treatment with a bandpass filter or a high-pass filter of said at least one measured flow rate signal (Q). in step c), at least one average gas leakage value (Fmoy) is determined from at least one inspiratory flow value (Qinsp) and at least one measured flow rate signal (Q). The invention will now be better understood thanks to the following description given with reference to the appended figures in which: FIG. 1 shows a block diagram of an embodiment of a ventilation device according to the present invention; FIG. 2 represents the curves obtained on a patient circuit with a branch, FIG. 3 represents the curves obtained on a patient circuit with two Y-shaped branches, and FIG. 4 is an algorithm for estimating the flow inspired by FIG. the patient in the presence of a leak. Figure 1 is a block diagram of a possible embodiment of a ventilator device of a patient P according to the present invention which comprises a medical ventilator 1, also called respirator or ventilation machine, which generates a gas under positive pressure fluidly connected to a patient circuit 2 so as to supply the patient circuit 2 with the gas under pressure. The patient circuit 2 comprising one or more respiratory branches, that is to say pipes or pipes carrying the gas. When it has two branches, as shown in Figure 1, they form a circuit "Y", one of the branches used to supply the patient with fresh gas and the other to evacuate the exhaled gas by the patient P , which are enriched in CO2. The interface between the patient P and the patient circuit 2 is typically formed of a breathing mask 6 from covering the patient's nose P, his mouth or both, depending on the type of mask used. Such a medical ventilator 1 makes it possible to provide assisted ventilation of "PAP" type to the patient P which is connected to the machine 1 delivering the respiratory gas under a positive pressure, that is to say at a pressure greater than the pressure. atmospheric (ie> 1 atm), for example a gas such as air, air enriched with oxygen or a mixture 02 / N2. The patient is therefore master of the ventilation since he breathes at his own pace and the machine only follows the patient's breathing.

Afin de pouvoir détecter les cycles respiratoires du patient P et estimer les fuites entre l'appareil et le patient P, notamment au niveau du masque 6, et ce, quelle que soit la configuration du respirateur 1 et du circuit patient 2, c'est-à-dire que le circuit 2 comprenne une ou plusieurs branches, encore appelées lignes de gaz, dans le but ultime de déterminer le débit patient en temps réel et de façon aussi fiable que possible, selon la présente invention, il est proposé de mettre en oeuvre un unique capteur de débit 3 relié au circuit patient 2 de manière à pouvoir y mesurer le débit Q du gaz véhiculé par ledit circuit patient 2. Plus précisément, cet unique capteur de débit 3 est raccordé à l'une desdites branches respiratoires du circuit patient 2 de manière à y déterminer au moins un signal de débit Q représentatif du débit du gaz circulant dans la branche respiratoire considérée, en particulier dans la branche amenant le gaz depuis la machine 1 jusqu'au patient P. Sur la Figure 1, est schématisé un circuit patient 2 à une seule branche ou ligne. Par ailleurs, des moyens de traitement de signal 4, c'est-à-dire un dispositif de traitement, comprenant notamment un filtre passe-bande ou un filtre passe-haut, coopèrent avec le capteur de débit 3 de manière à déterminer au moins une valeur de fuite moyenne de gaz, appelée Fmoy, et au moins une valeur de débit inspiratoire, appelée Qinsp, à partir du signal de débit Q mesuré par le capteur 3 relié au circuit patient 2. Le dispositif de traitement de signal 4 est généralement implanté dans le ventilateur 1 mais il peut néanmoins, selon le mode de réalisation choisi, être inséré dans un boitier externe raccordé au capteur 3. In order to be able to detect the respiratory cycles of the patient P and to estimate the leaks between the apparatus and the patient P, in particular at the level of the mask 6, and this, whatever the configuration of the ventilator 1 and the patient circuit 2, it is that is to say that the circuit 2 comprises one or more branches, also called gas lines, for the ultimate purpose of determining the patient flow in real time and as reliably as possible, according to the present invention, it is proposed to put a single flow sensor 3 connected to the patient circuit 2 so as to be able to measure the flow rate Q of the gas conveyed by said patient circuit 2. More precisely, this single flow sensor 3 is connected to one of said respiratory branches of the patient. patient circuit 2 so as to determine therein at least one flow signal Q representative of the flow rate of the gas flowing in the respiratory branch in question, in particular in the branch bringing the gas from the machine 1 to Fig. 1 is schematized a patient circuit 2 with a single limb or line. Furthermore, signal processing means 4, that is to say a processing device, comprising in particular a band-pass filter or a high-pass filter, cooperate with the flow sensor 3 so as to determine at least an average gas leakage value, called Fmoy, and at least one inspiratory flow value, called Qinsp, from the flow rate signal Q measured by the sensor 3 connected to the patient circuit 2. The signal processing device 4 is generally installed in the fan 1 but it can nevertheless, according to the embodiment chosen, be inserted into an external box connected to the sensor 3.

Différentes technologie peuvent être utilisées pour le capteur 3, notamment de type débitmètre massique ou débitmètre à élément déprimogène. A titre d'exemple de capteur 3, on peut utiliser le capteur référencé AWMP720 commercialisé par la société Honeywell. Le signal de débit Q mesuré par le capteur 3 est transmis aux moyens de traitement de signal 4 par le biais d'une (ou plusieurs) liaison électrique 5 classique. Different technologies can be used for the sensor 3, in particular of the mass flowmeter type or the debitimeter flowmeter. As an example of a sensor 3, it is possible to use the sensor referenced AWMP720 sold by Honeywell. The flow rate signal Q measured by the sensor 3 is transmitted to the signal processing means 4 via one (or more) conventional electrical connection.

A partir du signal de débit Q mesuré par le capteur de débit 3 unique connecté à la ligne d'alimentation 2 en gaz du patient P, on détermine ensuite par traitement des valeurs de débit inspiratoire du patient Qinsp et de fuite moyenne Fmoy de gaz. Pour ce faire, on réalise une décomposition du signal Q en deux parties : une composante continue et une composante alternative. La composante continue représente la fuite moyenne Fmoy, alors que la partie positive de la composante alternative est l'image du débit inspiré Qinsp par le patient P. A cette fin, on utilise un filtre passe haut ou un filtre passe bande pour extraire la composante alternative du signal et ainsi déterminer le débit inspiré Qinsp par le patient P. From the flow rate signal Q measured by the single flow sensor 3 connected to the gas supply line 2 of the patient P, then the inspiratory flow rate of the patient Qinsp and the average leakage Fmoy of gas are determined by treatment. To do this, a decomposition of the signal Q into two parts is carried out: a DC component and an AC component. The DC component represents the average leak Fmoy, while the positive part of the AC component is the image of the inspired flow Qinsp by the patient P. To this end, a high pass filter or a band pass filter is used to extract the component signal alternative and thus determine the inspired flow Qinsp by the patient P.

La fréquence de coupure du filtre passe haut est généralement comprise entre 0.05 et 0.5 Hz. Elle est issue directement des fréquences respiratoires qui sont comprises entre 1 et 2 Hz. Le filtre peut être réalisé en analogique à l'aide d'une ou plusieurs résistance, condensateur et amplificateur opérationnel Toutefois, il peut être aussi réalisé en numérique à l'aide d'un microcontrôleur. Dans ce cas, on transforme en numérique le signal du capteur 3 à l'aide d'un convertisseur analogique/numérique. En numérique, un filtre passe haut du premier ordre est codé de la manière suivante : Sortie = A (Entrée - Entrée(.4)) + B (sortie(.4)) avec : _ (.4) représentant la valeur lors de l'échantillonnage précédent, - Sortie = Sortie du filtre - Entrée = Entrée du filtre - A et B sont les coefficients du filtre considéré. Ensuite, tel que schématisé sur la Figure 4, la composante continue 14 est déterminée en effectuant une soustraction 13 entre les valeurs de signal de débit d'entrée 10 (Q) et le signal 12 de sortie du filtre 11. La soustraction 13 est réalisé en analogique à l'aide d'un amplificateur opérationnel et de 4 résistances, ou en numérique. Dans ce dernier cas, il s'agit de réalisé une soustraction à chaque période d'échantillonnage. La partie positive du signal 12 représente en instantané le débit inspiré par le patient Qinsp, alors que le signal 14 représente la fuite moyenne Fmoy sur le cycle. En numérique, l'algorithme utilisé est par exemple du type : Qpatient = A(Q - Q(n-1)) + B (Qpatient (n-1)) Fmoy = Q - Qpatient Où: - A et B sont les coefficients du filtre - Q = signal de débit d'entrée mesuré par le capteur 3 pendant un cycle respiratoire donné. - Q(11-1) = signal de débit d'entrée mesuré pendant le cycle précédent Les avantages d'un tel dispositif est qu'il ne met en oeuvre qu'un seul capteur et que dès lors non seulement son temps de réponse est très faible puisqu'on peut connaitre la valeur de fuite dés le premier cycle ventilatoire, mais aussi la puissance de calcul nécessaire est aussi très faible étant donné qu'un simple filtre passe haut du premier ordre peut largement suffire pour traiter le signal. Une fois que les valeurs de fuite moyenne de gaz Fmoy, de débit inspiratoire Qinsp et de débit Q mesuré, ont été déterminées, par exemple pendant une période de temps T donnée, on peut les visualiser, c'est-à-dire les afficher, par exemple sous forme de courbes 8, sur des moyens d'affichage 7, c'est-à-dire un dispositif d'affichage, tel un moniteur ou analogue. Ainsi, les Figures 2 et 3 représentent des courbes obtenues avec un dispositif selon l'invention dans le cas d'un circuit patient 2 à une branche (Fig. 2) et, de manière alternative, d'un circuit patient 2 à deux branches en forme de Y (Fig. 3). The cutoff frequency of the high pass filter is generally between 0.05 and 0.5 Hz. It comes directly from the respiratory frequencies which are between 1 and 2 Hz. The filter can be made in analog using one or more resistance. However, it can also be realized in digital using a microcontroller. In this case, the signal of the sensor 3 is digitally converted using an analog / digital converter. In digital, a first order high pass filter is coded as follows: Output = A (Input - Input (.4)) + B (Output (.4)) with: _ (.4) representing the value when the previous sampling, - Output = Output of the filter - Input = Input of the filter - A and B are the coefficients of the filter considered. Then, as shown diagrammatically in FIG. 4, the DC component 14 is determined by subtracting 13 between the input rate signal values (Q) and the output signal 12 of the filter 11. The subtraction 13 is realized in analog using an operational amplifier and 4 resistors, or in digital. In the latter case, this involves subtracting each sampling period. The positive part of the signal 12 instantaneously represents the flow inspired by the patient Qinsp, while the signal 14 represents the average leakage Fmoy on the cycle. In numerical terms, the algorithm used is, for example, of the type: Qpatient = A (Q-Q (n-1)) + B (Qpatient (n-1)) Fmoy = Q - Qpatient Where: - A and B are the coefficients of the filter - Q = input flow rate measured by the sensor 3 during a given breathing cycle. - Q (11-1) = input flow rate measured during the previous cycle The advantages of such a device is that it implements only one sensor and therefore not only its response time is very low since we can know the leakage value of the first breath cycle, but also the necessary computing power is also very low since a simple first order high pass filter can largely be sufficient to process the signal. Once the average leakage values of gas Fmoy, inspiratory flow Qinsp and measured flow Q have been determined, for example during a given period of time T, it is possible to visualize them, that is to say to display them. , for example in the form of curves 8, on display means 7, that is to say a display device, such as a monitor or the like. Thus, Figures 2 and 3 show curves obtained with a device according to the invention in the case of a patient circuit 2 with a branch (Figure 2) and, alternatively, a patient circuit 2 with two branches. Y-shaped (Fig. 3).

Ces courbes sont issues d'essais dans le cadre desquels on a créé une fuite intentionnelle entre le circuit patient 2 et la bouche du patient P. A l'aide d'un capteur 3externe au ventilateur 1, on a mesuré le débit au plus prés de la bouche du patient P, en amont de la fuite créée. Ces courbes représentent, au cours du temps T, les variations (exprimées en cl/min) du débit mesuré par le capteur 3, du débit inspiratoire estimé, de la fuite estimée et du débit patient mesuré en amont de la fuite. Plus précisément, la courbe : - Cl représente le débit mesuré en sortie ventilateur par le capteur 3. - C2 représente le débit mesuré en amont de la fuite, au plus prés de la bouche du patient. - C3 représente la composante continue du signal issu du capteur 3. En inspiration, elle correspond à la fuite moyenne estimée. - C4 représente la composante alternative du signal issu du capteur 3. En inspiration, elle correspond au débit inspiré par le patient. These curves are the result of tests in which an intentional leak was created between the patient circuit 2 and the mouth of the patient P. With the aid of a sensor 3 external to the fan 1, the flow rate was measured as closely as possible. from the mouth of the patient P, upstream of the created leak. These curves represent, over time T, the variations (expressed in cl / min) of the flow rate measured by the sensor 3, the estimated inspiratory flow, the estimated leak and the patient flow measured upstream of the leak. More precisely, the curve: - Cl represents the flow rate measured at the fan output by the sensor 3. - C2 represents the flow rate measured upstream of the leak, close to the patient's mouth. - C3 represents the continuous component of the signal from the sensor 3. In inspiration, it corresponds to the estimated average leakage. - C4 represents the alternative component of the signal from the sensor 3. In inspiration, it corresponds to the flow inspired by the patient.

Comme on le voit sur ces courbes, lors de l'inspiration, le débit mesuré à la bouche du patient P est très proche du débit estimé par l'algorithme, ce qui montre l'efficacité du procédé pour déterminer le débit patient. As seen on these curves, during inspiration, the flow measured at the mouth of the patient P is very close to the flow estimated by the algorithm, which shows the effectiveness of the method for determining the patient flow.

Claims

REVENDICATIONS1. Ventilation device comprising: - a fan (1) capable of generating a positive pressure gas fluidly connected to a patient circuit (2) so as to feed said patient circuit (2) with said pressurized gas, said patient circuit (2 ) comprising one or more respiratory branches, - a single flow sensor (3) connected to one of said respiratory branches of said patient circuit (2) so as to determine at least one flow signal (Q) representative of the flow of the circulating gas in said respiratory branch, and - signal processing means (4) cooperating with the flow sensor (3) so as to determine at least one average gas leakage value (Fmoy) and at least one inspiratory flow value ( Qinsp) from said at least one measured flow rate signal (Q).

2. Device according to the preceding claim, characterized in that the signal processing means (4) comprise a bandpass filter or a high-pass filter.

3. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the signal processing means (4) are adapted to and designed to determine at least one inspiratory flow rate value (Qinsp) by treatment with said bandpass filter or a high-pass filter of said at least one measured flow rate signal (Q).

4. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the signal processing means (4) are adapted to and designed to determine at least one average gas leakage value (Fmoy) from at least one inspiratory flow rate value (Qinsp) and at least one measured flow rate signal (Q).

5. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the signal processing means (4) further comprises an electronic card equipped with an analog / digital converter, a microcontroller-type computing element, microprocessor, processor or signal processor.

6. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the patient circuit (2) is a single or double respiratory branch.

7. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the or one of the respiratory branches of said patient circuit (2) comprises a breathing mask (6).

8. Device according to one of the preceding claims, characterized in that it comprises display means (7) for viewing one or more curves (8) representative of the variations of the average gas leakage values (Fmoy ), inspiratory flow rate (Qinsp) and measured flow rate (Q) for a given period of time (T).

9. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the signal processing means (3) are included in the fan (1).

A method for determining at least one average gas leakage value (Fmoy) and at least one inspiratory flow rate value (Qinsp) comprising the steps of: a) generating a gas under positive pressure (> 1 atm) by means of a fan (1) fluidly connected to a patient circuit (2) comprising one or more respiratory branches, and supplying said patient circuit (2) with said gas under pressure, b) determining at least one flow signal (Q ) representative of the flow rate of the gas flowing in said respiratory branch, by means of a single flow sensor (3) connected to one of said respiratory branches of said patient circuit (2), c) processing the measured flow signal (Q) in step b), and d) deducing from the treatment of step c), at least one average gas leakage value (Fmoy) and at least one inspiratory flow value (Qinsp).

11. Method according to claim 10, characterized in that in step c), at least one inspiratory flow rate value (Qinsp) is determined by treatment with a band-pass filter or a high-pass filter of said at least one flow rate signal (Q) measured.

12. Method according to one of claims 10 or 11, characterized in that in step c), is determined at least a mean gas leakage value (Fmoy) from at least one inspiratory flow rate value (Qinsp) and at least one measured flow rate signal (Q).