EP1009281A1 - Determination du flux respiratoire nasal et/ou buccal - Google Patents

Determination du flux respiratoire nasal et/ou buccal

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EP1009281A1
EP1009281A1 EP98942776A EP98942776A EP1009281A1 EP 1009281 A1 EP1009281 A1 EP 1009281A1 EP 98942776 A EP98942776 A EP 98942776A EP 98942776 A EP98942776 A EP 98942776A EP 1009281 A1 EP1009281 A1 EP 1009281A1
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EP
European Patent Office
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image
respiratory
nasal
flow
respiratory flow
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Withdrawn
Application number
EP98942776A
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German (de)
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Inventor
Stéphane Ruton
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Taema SA
Original Assignee
Taema SA
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Publication date
Application filed by Taema SA filed Critical Taema SA
Publication of EP1009281A1 publication Critical patent/EP1009281A1/fr
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0057—Pumps therefor
    • A61M16/0066—Blowers or centrifugal pumps
    • A61M16/0069—Blowers or centrifugal pumps the speed thereof being controlled by respiratory parameters, e.g. by inhalation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
    • A61B5/087—Measuring breath flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes operated by electrical means
    • A61M16/022—Control means therefor
    • A61M16/024—Control means therefor including calculation means, e.g. using a processor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/0015—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors
    • A61M2016/0018—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors electrical
    • A61M2016/0021—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors electrical with a proportional output signal, e.g. from a thermistor

Definitions

  • the invention relates to a method and a device making it possible to determine an image of the respiratory flow or flow rate of a user liable to be subject to respiratory sleep disorders, with a view in particular to diagnosing and / or treating said respiratory disorders, from this image of nasal and / or oral respiratory flow or flow.
  • Respiratory sleep disorders such as Sleep Apnea Syndrome (SAS) are generally characterized by dysfunction of the respiratory function during sleep.
  • SAS Sleep Apnea Syndrome
  • Respiratory disorders can be obstructive or central. In the first case, we observe a total obstruction (obstructive apnea) or partial (obstructive hypopnea) of the upper airways while the muscular effort is maintained. This type of disorder is often associated with significant snoring.
  • muscle control is absent (central apnea) or reduced (central hypopnea), the upper airways being open.
  • Obstructive disorders represent the vast majority of nocturnal respiratory disorders.
  • the diagnosis of respiratory sleep disorders is carried out in a sleep laboratory thanks to the recording and study of many parameters related: - either to sleep: electroencephalogram, electroocculogram, electro-myogram, or cardio-respiratory function : EKG, respiratory rate, nasal and / or buccal flow, chest and abdominal movements, arterial oxygen saturation, snoring.
  • the treatment of sleep-disordered breathing usually involves an apparatus which keeps the upper airways open.
  • This apparatus most often includes a positive mask pressure device (CPAP), in which a means of compressing the ambient air, controlled by a control device, delivers in a conduit then in a mask placed on the nose of the patient. air tightly.
  • CPAP positive mask pressure device
  • the control device compares the pressure value in the mask with a set pressure setpoint and, depending on the difference measured, adjusts a control signal which it delivers by means of compression of the ambient air.
  • the pressure setpoint to be applied in the patient's mask is empirically determined in the sleep laboratory by gradually increasing an initial setpoint and observing the consequences on respiratory disorders, the value chosen being the first value for which we observe normal non-fragmented sleep.
  • the object of the present invention is therefore to propose a method and an apparatus for diagnosing and / or treating respiratory sleep disorders:
  • the present invention therefore relates to a method for determining the image of the nasal and / or oral respiratory flow of a user, to whom a respiratory gas is administered at at least one pressure level by means of at least one turbine driven by a motor. , in which :
  • the consumed current signal is processed, - an image of the nasal and / or oral respiratory flow of the user is determined from the processed current signal.
  • the method of the invention may include one or more of the following characteristics:
  • the processing of the current signal consumed is carried out by filtering, integration and / or amplification of said signal,
  • - ⁇ _ is equal to at least approximately 5 seconds and, preferably, to at least approximately 15 seconds and / or t 2 is equal to at most approximately 1 second and, preferably, to at most approximately 0.125 seconds,
  • the invention also relates to a device capable of implementing such a method and, in particular, a device for determining the image of the nasal and / or buccal respiratory flow of a user comprising:
  • a respiratory gas at at least one pressure level comprising at least one turbine driven by a motor
  • - supply means comprising at least one conduit for conveying said respiratory gas connecting the turbine to the nasal and / or oral respiratory tracts of the user
  • means for processing said consumed current signal means for memorizing an image of the nasal and / or buccal respiratory flow of the user,
  • the device of the invention may include one or more of the following characteristics: the processing means comprise a filter, an integrator and / or a signal amplifier,
  • the invention further relates to the use of such a device and / or of such a method for implementing a method of treatment or diagnosis of respiratory sleep disorders in a user and, in particular , for the treatment or diagnosis of obstructive sleep apnea, hypopnea and / or increased upper airway resistance syndrome.
  • the present invention is described in more detail below using an embodiment of such a device and with reference to Figures 1 to 6 given by way of illustration, but in no way limitative of the invention.
  • FIG. 1 represents the diagram of a device implementing the method of the invention. More specifically, a user or patient 2 is supplied with a breathing gas containing oxygen, such as air, by a turbine 6 actuated by an electric motor (not detailed), via a breathing duct 10 allowing the gas to be conveyed under pressure to the respiratory tract of said patient 2.
  • the respiratory gas is distributed at a constant positive pressure over time, that is to say at a single pressure level (device of the CPAP type) , or at a pressure varying between at least one low pressure level and at least one higher pressure level, that is to say at several pressure levels (BPAP type device).
  • BPAP type device a pressure varying between at least one low pressure level and at least one higher pressure level
  • connection between the respiratory tract 10 and the patient 2 is done, conventionally, by means of an oral and / or nasal piece 5, such as a mask and / or respiratory glasses.
  • an oral and / or nasal piece 5 such as a mask and / or respiratory glasses.
  • a nasal piece 5 of the respiratory mask type it is preferable to maintain a clear gas overpressure in said mask; generally between 5 and 20 mbar, for example 12 mbar.
  • a slight gas overpressure (0.20 mbar) is sufficient.
  • a pressure sensor 7 whose pressure tap point is arranged on the downstream end of the respiratory tract 10 or on the nasal and / or buccal part 5, that is to say in the immediate vicinity of the patient's respiratory tract 2 , makes it possible to detect pressure variations due to the patient's breathing, therefore the alternation of the inspiratory and expiratory phases.
  • This pressure sensor 7 then preferably transmits pressure value information continuously to control means 8 of the respiratory flow source, here the turbine 6.
  • control means 8 and the turbine 6 are inserted into the same box 4.
  • This pressure value information is then processed by said control means 8, which then supply a control signal to the turbine 6 as a function of a determined overpressure set value, such as as described in particular in document EP-A-505232 or US-A-5, 443, 061, so as to modulate the overpressure provided by said turbine 6 to patient 2.
  • This consumed current signal is then processed by said means 9 for processing the consumed current signal, so as to deduce therefrom at least one image 11 representative of the user's respiratory flow: inspiratory and expiratory phases and possible respiratory disorders: apneas, hypopneas, increased resistance ...
  • the processing of the current signal consumed by the turbine 6 comprises steps of filtering, amplification and / or integration of said signal.
  • This signal processing notably makes it possible to eliminate the major part of the parasitic noises which are there.
  • This signal processing can be carried out by means of a short-circuit resistor 23 or shunt resistor of low resistance at the terminals of which the current voltage is measured, that is to say a resistance at least about 0.05 Ohm, preferably around 0.1 Ohm, a low-pass filter 24, an integrator 25 and a signal amplifier 26.
  • a nasal part such as respiratory glasses
  • buccal respiratory flow detection means for example a thermistor 1, arranged near the mouth of patient 2.
  • the thermistor 1 can detect any possible oral flow, by the temperature variations that it generates in the immediate vicinity of the mouth. More specifically, the thermistor 1 sees its electrical resistance vary as a function of said temperature variations, thus creating a buccal breathing signal. This buccal breathing signal is then sent to means 3 of buccal breathing signal processing which processes this signal and make it possible to obtain an image 12 thereof. This buccal breathing image 12 can then be used by the practitioner to diagnose existence of an oral flow in the patient and then adapt the treatment of the patient taking into account this oral breathing flow.
  • FIGS. 3 to 6 represent recordings of the flow and of the image of the flow of a respiratory flow, here a nasal flow, obtained by the method of the invention; the flow being measured by means of a pneumotachograph of the conventional type. More specifically: - Figure 3 corresponds to the recording of normal breathing, that is to say of a patient suffering from no respiratory sleep disorder;
  • FIG. 4 corresponds to the recording of a limited rate breathing in a patient suffering from the syndrome of increased resistance of the upper airways (square shape of the image);

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Abstract

L'invention concerne un dispositif et un procédé pour déterminer l'image du flux respiratoire nasal et/ou buccal d'un utilisateur (2), auquel on administre un gaz respiratoire à au moins un niveau de pression au moyen d'au moins une turbine (6) entraînée par un moteur, dans lequel on mesure en permanence le courant consommé par le moteur de la turbine et on en déduit un signal de courant consommé, on traite le signal de courant consommé et on détermine une image du flux respiratoire nasal et/ou buccal de l'utilisateur à partir du signal de courant traité.

Description

DETERMINATION DU FLUX RESPIRATOIRE NASAL ET/OU BUCCAL
L'invention concerne un procédé et un dispositif permettant de déterminer une image du flux ou débit respiratoire d'un utilisateur susceptible d'être sujet à des troubles respiratoires du sommeil, en vue notamment de diagnostiquer et/ou de traiter lesdits troubles respiratoires, à partir de cette image de flux ou débit respiratoire nasal et/ou buccal.
Les troubles respiratoires du sommeil, tel le Syndrome d'Apnée du Sommeil (SAS), se caractérisent, en général, par un dysfonctionnement de la fonction respiratoire au cours du sommeil.
On observe chez les sujets victimes d'un tel syndrome une fragmentation du sommeil importante avec des phases de sommeil courtes et la reprise d'une respiration normale s ' accompagnant le plus souvent d'un éveil bref, de quelques secondes.
Le déroulement normal du sommeil, du stade de sommeil léger au stade de sommeil profond, en passant par un stade de sommeil paradoxal, est fortement perturbé, ce qui a des conséquences sur la vie diurne de ces sujets. Ceux-ci ont, en effet, tendance à être somnolents, voire à s'endormir en pleine activité, et on observe également chez eux une diminution des fonctions intellectuelles et sexuelles, et des risques d'hypertension et d'insuffisance cardiaque. Les troubles respiratoires peuvent être de types obstructifs ou centraux. Dans le premier cas, on observe une obstruction totale (apnée obstructive) ou partielle (hypopnée obstructive) des voies aériennes supérieures alors que l'effort musculaire est maintenu. Ce type de troubles est souvent associé à un ronflement important.
Dans le second cas, la commande musculaire est absente (apnée centrale) ou diminuée (hypopnée centrale) , les voies aériennes supérieures étant ouvertes.
Les troubles obstructifs représentent la grande majorité des troubles respiratoires nocturnes.
Habituellement, le diagnostic des troubles respiratoires du sommeil est effectué dans un laboratoire du sommeil grâce à l'enregistrement et l'étude de nombreux paramètres liés : - soit au sommeil : électroencéphalogramme, électroocculogramme, électro-myogramme, soit à la fonction cardio-respiratoire : électrocardiogramme, fréquence respiratoire, flux nasal et/ou buccal, mouvements thoraciques et abdominaux, saturation artérielle en oxygène, ronflements.
Le diagnostic de ces pathologies du sommeil est récent et sa mise en oeuvre est lourde et nécessite l'hospitalisation du sujet pendant une ou deux nuits.
Le traitement des troubles respiratoires du sommeil met en oeuvre, habituellement, un appareillage permettant de maintenir les voies aériennes supérieures ouvertes.
Cet appareillage comporte le plus souvent un appareil de pression positive au masque (CPAP) , dans lequel un moyen de compression de l'air ambiant, piloté par un dispositif de commande, délivre dans un conduit puis dans un masque placé sur le nez du patient de façon étanche, une pression d'air.
Le dispositif de commande compare la valeur de la pression dans le masque à une valeur de consigne de pression réglée et, selon l'écart mesuré, ajuste un signal de commande qu'il délivre au moyen de compression de l'air ambiant.
Actuellement, la valeur de consigne de pression à appliquer dans le masque du patient est déterminée empiriquement dans le laboratoire du sommeil par augmentation progressive d'une valeur de consigne initiale et observation des conséquences sur les troubles respiratoires, la valeur choisie étant la première valeur pour laquelle on observe un sommeil normal non fragmenté. II existe des appareils de diagnostic ou/et de traitement de ces troubles respiratoires nocturnes, détectant les apnées ou les hypopnées, mais ne différenciant pas les événements centraux et obstructifs.
D'autres permettent à partir d'une analyse fréquentielle du signal de pression mesurée au masque de détecter les ronflements et l'appareil de traitement ajuste alors la valeur de consigne de pression pour supprimer ces ronflements.
D'autres encore, après avoir détecté une apnée, envoient dans le masque du patient une impulsion de pression et étudient l'écho éventuel: s'il n'y a pas d'écho, l'événement est central, et si un écho revient, 1 ' événement est obstructif .
De tels appareils sont notamment décrits dans les documents FR-A-2663547 et FR-A-2674133.
Toutefois, afin de pouvoir établir un diagnostic correct des troubles respiratoires (apnées, hypopnées, pathologie de la résistance augmentée...) et/ou de déterminer et/ou mettre en place un traitement adéquat et efficace, il peut être nécessaire, voire indispensable, que le praticien, c'est-à-dire le médecin ou analogue, dispose d'une image fiable représentative de la succession des différentes phases inspiratoires et expiratoires de son patient, c'est-à-dire de l'image du débit ou flux respiratoire du sujet. Cependant, les pocédés et appareils existants soit ne permettent pas une telle détermination fiable et efficace de l'image dudit débit respiratoire, soit requièrent l'utilisation de capteurs de débit, lesquels capteurs de débit ne peuvent être considérés comme une solution satisfaisante, dans la mesure où ceux-ci engendrent, d'une part, une complication de l'architecture globale de l'appareil, donc de son encombrement, et, d'autre part, un surcoût notable de celui-ci.
En outre, les résultats obtenus avec des capteurs de débit ne sont pas très précis car ceux-ci ne permettent pas de , prendre en compte le problème des personnes respirant la bouche ouverte et d'obtenir une image correcte de ce flux respiratoire nasal.
En effet, un grand nombre de personnes souffrant de troubles respiratoires, en particulier de type obstructif, a l'habitude de respirer à la fois par le nez et par la bouche. Or, une telle respiration buccale apparait actuellement sur l'image du flux respiratoire nasal comme une apnée, étant donnée qu'elle entraîne une absence de débit respiratoire buccal.
Dès lors, on comprend aisément, qu'en pareilles circonstances, le diagnostic et/ou le traitement subséquent ne peuvent qu'être incorrects ou incomplets.
La présente invention a donc pour buts de proposer un procédé et un appareil de diagnostic et/ou de traitement des troubles respiratoires du sommeil:
- ne présentant pas les inconvénients des appareils connus ;
- utilisables tant dans un laboratoire du sommeil, c'est-à-dire en milieu hospitalier, qu'au domicile du patient;
- susceptibles de permettre de déterminer une image fiable de tout flux respiratoire nasal et/ou buccal d'un patient, laquelle image est susceptible d'aider au diagnostic et/ou au traitement des troubles respiratoires du sommeil et ce, de façon aisée et efficace; permettant de déterminer l'image du flux respiratoire du patient à partir des variations du courant consommé par le moteur de la turbine alimentant le patient en un gaz respiratoire comprenant de l'oxygène, tel l'air;
- et qui soit de coût raisonnable et de réalisation aisée. La présente invention concerne alors un procédé pour déterminer l'image du flux respiratoire nasal et/ou buccal d'un utilisateur, auquel on administre un gaz respiratoire à au moins un niveau de pression au moyen d'au moins une turbine entrainée par un moteur, dans lequel :
- on mesure en permanence le courant consommé par le moteur de la turbine et on en déduit un signal de courant consommé,
- on traite le signal de courant consommé, - on détermine une image du flux respiratoire nasal et/ou buccal de l'utilisateur à partir du signal de courant traité.
Selon le cas, le procédé de l'invention peut comprendre l'une ou plusieurs des caractéristiques suivantes :
- le traitement du signal de courant consommé est réalisé par filtrage, intégration et/ou amplification dudit signal,
- il comprend une étape de mémorisation et/ou affichage de l'image du flux respiratoire nasal et/ou buccal,
- l'image obtenue est l'image d'un flux respiratoire nasal ou bucco-nasal, on détermine, en outre, une image d'un flux respiratoire buccal au moyen d'au moins une thermistance, - déterminer la valeur moyenne (V!) de l'image du flux respiratoire pendant un temps ti et la valeur moyenne (V2) de l'image du flux respiratoire pendant un temps t2 , avec ti > t2 , - calculer la valeur Δ(V) avec Δ(V) = V^ - V2 >
- déduire de la valeur Δ(V) une information de phase inspiratoire ou de phase expiratoire,
- déterminer des valeurs maximale (Imaχ) et minimale (^min) άe l'image du débit pendant un temps t correspondant à au moins une partie de la durée d'un cycle respiratoire,
- déterminer l'amplitude (A) de l'image du débit avec A = Imax — ï-min /
- comparer l'amplitude (A) de l'image du débit avec au moins une valeur d'amplitude-seuil (As),
- il comporte, en outre, l'étape de déterminer à partir de la comparaison de l'amplitude (A) avec au moins une valeur d'amplitude-seuil (As), une information de présence ou d'absence d'un trouble respiratoire, - il comporte, en outre, l'étape de modifier la pression du gaz délivré par la turbine en fonction du résultat de la comparaison de l'amplitude (A) avec au moins une valeur d'amplitude-seuil (As),
- τ_ est égal à au moins 5 secondes environ et, de préférence, à au moins 15 secondes environ et/ou t2 est égal à au plus 1 seconde environ et, de préférence, à au plus 0.125 seconde environ,
L'invention concerne également un dispositif susceptible de mettre en oeuvre un tel procédé et, en particulier, un dispositif pour déterminer l'image du flux respiratoire nasal et/ou buccal d'un utilisateur comprenant :
- des moyens d'administration d'un gaz respiratoire à au moins un niveau de pression comportant au moins une turbine entrainée par un moteur, - des moyens d'alimentation comportant au moins un conduit d'acheminement dudit gaz respiratoire reliant la turbine aux voies respiratoires nasales et/ou buccales de l'utilisateur, - des moyens de mesure du courant consommé par le moteur de la turbine afin d'en déduire un signal de courant consommé,
- des moyens de traitement dudit signal de courant consommé, - des moyens de mémorisation d'une image du flux respiratoire nasal et/ou buccal de l'utilisateur,
Selon le cas, le dispositif de l'invention peut comprendre l'une ou plusieurs des caractéristiques suivantes : - les moyens de traitement comprennent un filtre, un intégrateur et/ou un amplificateur de signal,
- il comporte, en outre, des moyens de traitement de l'image du flux respiratoire nasal et/ou buccal de l'utilisateur permettant d'en déduire une information de présence ou d'absence d'un trouble respiratoire,
- qu'il est du type à un ou à deux niveaux de pression.
L'invention concerne, en outre, l'utilisation d'un tel dispositif et/ou d'un tel procédé pour la mise en oeuvre d'une méthode de traitement ou de diagnostic des troubles respiratoires du sommeil chez un utilisateur et, en particulier, pour le traitement ou le diagnostic de l'apnée obstructive du sommeil, de l' hypopnée et/ou du syndrome des résistances augmentées des voies aériennes supérieures . La présente invention est décrite plus en détail ci- après à l'aide d'un mode de réalisation d'un tel dispositif et en références aux figures 1 à 6 donnés à titre illustratif, mais nullement limitatif de 1 ' invention.
La figure 1 représente le schéma d'un dispositif mettant en oeuvre le procédé de l'invention. Plus précisément, un utilisateur ou patient 2 est alimenté en un gaz respiratoire contenant de l'oxygène, tel l'air, par une turbine 6 actionnée par un moteur électrique (non détaillé) , via un conduit respiratoire 10 permettant d'acheminer le gaz respiratoire sous pression jusqu'aux voies respiratoires dudit patient 2. Selon le cas, le gaz respiratoire est distribué à une pression positive constante au cours du temps, c'est- à-dire à un seul niveau de pression (appareil de type CPAP) , ou à une pression variant entre au moins un niveau de pression basse et au moins un niveau de pression plus élevée, c'est-à-dire à plusieurs niveaux de pression (appareil de type BPAP) . Le fonctionnement de tels appareils ayant déjà été décrit à maintes reprises dans l'art antérieur, celui-ci ne sera pas détaillé ci-après. Toutefois, pour plus de détails, on pourra se reporter notamment aux documents suivants: US-A-5, 492 , 113 , US-A- 5,239,995, EP-A-0656216 ou EP-A-0505232.
La liaison entre le conduit respiratoire 10 et le patient 2 se fait, classiquement, par l'intermédiaire d'une pièce buccale et/ou nasale 5, tel un masque et/ou des lunettes respiratoires. Toutefois, lorsqu'on utilise une pièce nasale 5 de type masque respiratoire, il est préférable de maintenir une nette surpression de gaz dans ledit masque; en général entre 5 et 20 mbar, par exemple 12 mbar. A l'inverse, lorsqu'on utilise une pièce nasale 5 de type lunettes respiratoires, une légère surpression de gaz (0,20 mbar) suffit. Un capteur de pression 7 dont le point de prise de pression est agencé sur l'extrémité aval du conduit respiratoire 10 ou sur la pièce nasale et/ou buccale 5, c'est-à-dire à proximité immédiate des voies respiratoires du patient 2, permet de détecter les variations de pression dues à la respiration du patient, donc l'alternance des phases inspiratoires et expiratoires.
Ce capteur de pression 7 transmet alors, de préférence en continu, une information de valeur de pression à des moyens de commande 8 de la source de débit respiratoire, ici la turbine 6. De préférence, les moyens de commande 8 et la turbine 6 sont insérés au sein d'un même boitier 4. Cette information de valeur de pression est alors traitée par lesdits moyens de commande 8, lesquels fournissent alors un signal de commande à la turbine 6 en fonction d'une valeur de consigne de surpression déterminée, tel que notamment décrit dans le document EP- A-505232 ou US-A-5 , 443 , 061 , de manière à moduler la surpression fournie par ladite turbine 6 au patient 2.
Il s'ensuit que le régime moteur de ladite turbine 6 varie en fonction dudit signal de commande et donc que la quantité de courant consommé par le moteur de ladite turbine 6 varie proportionnellement.
Ces variations du courant consommé par le moteur de la turbine 6 sont alors détectées et mesurées par des moyens de traitement 9 en vue d'en déduire un signal représentatif des variations du courant ainsi consommé ou signal de courant consommé.
Ce signal de courant consommé est alors traité par lesdits moyens de traitement 9 du signal de courant consommé, de manière à en déduire au moins une image 11 représentative du flux respiratoire de l'utilisateur : phases inspiratoires et expiratoires et éventuels troubles respiratoires : apnées, hypopnées, résistance augmentée....
Ainsi que schématisé sur la figure 2, le traitement du signal de courant consommé par la turbine 6 comprend des étapes de filtrage, d'amplification et/ou d'intégration dudit signal. Ce traitement du signal permet notamment d'éliminer la majeure partie des bruits parasites qui s'y trouvent. Ce traitement du signal peut être réalisé au moyen d'une résistance de court-circuit 23 ou résistance de shunt de faible résistance aux bornes de laquelle se fait la mesure de la tension du courant, c'est-à-dire d'une résistance d'au moins 0.05 Ohm environ, de préférence de l'ordre de 0.1 Ohm, d'un filtre passe-bas 24, d'un intégrateur 25 et d'un amplificateur 26 de signal.
En d'autres termes, il a été constaté, de manière surprenante, qu'il était possible d'obtenir une image il fiable représentative du flux respiratoire du patient par le biais de la détection et de la mémorisation et/ou visualisation des variations du courant consommé par la turbine 6.
Il est alors possible, à partir de cete image 11, d'établir un diagnostic et/ou mettre en oeuvre un traitement efficace du patient sujet à des troubles respiratoires, notamment en détectant les éventuelles périodes d'apnée ou d' hypopnée à partir de cette image 11.
Cependant, lorsque le conduit 10 est relié au patient par l'intermédiaire d'une pièce nasale, telles des lunettes respiratoires, en procédant comme décrit ci- avant, dans certains cas, il ne sera possible que de déterminer une image incomplète du flux respiratoire; en particulier, lorsque le patient respire aussi par la bouche durant son sommeil. Dès lors, pour obtenir une image complète du flux respiratoire du patient, c'est-à-dire du flux nasal et du flux buccal, on opère également une détermination des fuites buccales (respiration buccale) à l'aide de moyens de détection de flux respiratoire buccal, par exemple une thermistance 1, agencés à proximité de la bouche du patient 2.
En effet, la thermistance 1 peut détecter tout flux buccal éventuel, de par les variations de température qu'il engendre à proximité immédiate de la bouche. Plus précisément, la thermistance 1 voit sa résistance électrique varier en fonction desdites variations de température, créant ainsi un signal de respiration buccale. Ce signal de respiration buccale est ensuite envoyé à des moyens 3 de traitement de signal de respiration buccale qui traite ce signal et permettent d'en obtenir une image 12. Cette image 12 de respiration buccale peut ensuite être utilisée par le praticien pour diagnostiquer l'existence d'un flux buccal chez le patient et adapter ensuite le traitement du patient en prenant en compte ce flux respiratoire buccal. Les figures 3 à 6 représentent des enregistrements du débit et de l'image du débit d'un flux respiratoire, ici un flux nasal, obtenu par le procédé de l'invention; le débit étant mesuré au moyen d'un pneumotachographe de type classique. Plus précisément : - la figure 3 correspond à l'enregistrement d'une respiration normale, c'est-à-dire d'un patient ne souffrant d'aucun trouble respiratoire du sommeil;
- la figure 4 correspond à l'enregistrement d'une respiration à débit limité chez un patient souffrant du syndrome de résistance augmentée des voies aériennes supérieures (forme carrée de l'image);
- la figure 5 correspond à l'enregistrement d'une respiration avec périodes d1 hypopnée;
- et la figure 6 correspond à l'enregistrement d'une respiration avec périodes d'apnée. Dans tous les cas, on constate toutefois que l'image du débit ou flux respiratoire du patient obtenue par le procédé de 1 ' invention correspond étroitement à 1 ' image du courant consommé par la turbine 6 au cours du temps. A partir de cette image, on détermine la valeur moyenne V1 de l'image du flux respiratoire pendant un temps ti, par exemple 25 secondes, et la valeur moyenne V2 de l'image du flux pendant un temps t2 de durée très inférieure à tx, par exemple 0.125 secondes. On calcule ensuite la différence Δ(V) = V1 - V pour les deux valeurs moyennes V! et V2 ainsi déterminées et on en déduit une information de phase inspiratoire ou de phase expiratoire, par exemple:
- phase expiratoire lorsque Δ(V) > 0; et - phase inspiratoire lorsque Δ(V) < 0.
Ensuite, on détermine l'amplitude A de l'image du débit à partir des valeurs maximale (Imax) et mimimale (ï-min) de l'image du débit pendant un temps t correspondant à au moins une partie d'un cycle respiratoire (A=Imax-Imin) et on compare cette amplitude A de l'image du débit avec au moins une valeur d'amplitude- seuil As préfixée, de manière à en déduire une information de présence ou d'absence d'un trouble respiratoire. Par exemple, si la valeur d'amplitude-seuil As préfixée est une valeur minimale de respiration normale, alors A < As caractérise la présence d'un trouble respiratoire, par exemple une hypopnée. Il est également possible de fixer plusieurs valeurs d'amplitude-seuil As représentative chacune d'un trouble respiratoire spécifique.
A partir de cette détection de la présence ou de l'absence d'un trouble respiratoire, il est alors possible : soit seulement de délivrer une information permettant de servir au diagnostic dudit trouble respiratoire;
- soit de modifier, manuellement ou automatiquement, la pression du gaz délivré par la turbine, de manière à pallier cette insuffisance ou trouble respiratoire par la mise en oeuvre d'une pression de gaz adaptée. Manuellement, ce réglage est réalisé par l'utilisateur ou par le praticien, alors qu'automatiquement, ce réglage est effectué par le dispositif lui-même, lequel s 'autopilote.

Claims

Revendications
1 - Procédé pour déterminer 1 ' image du flux respiratoire nasal et/ou buccal d'un utilisateur, auquel on administre un gaz respiratoire à au moins un niveau de pression au moyen d'au moins une turbine entrainée par un moteur, dans lequel :
- on mesure en permanence le courant consommé par le moteur de la turbine et on en déduit un signal de courant consommé,
- on traite le signal de courant consommé,
- on détermine une image du flux respiratoire nasal et/ou buccal de l'utilisateur à partir du signal de courant traité. 2 - Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que le traitement du signal de courant consommé est réalisé par filtrage, intégration et/ou amplification dudit signal.
3 - Procédé selon l'une des revendications 1 ou 2 , caractérisé en ce qu'il comprend une étape de mémorisation et/ou affichage de l'image du flux respiratoire nasal et/ou buccal.
4 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que l'image obtenue est l'image d'un flux respiratoire nasal ou bucco-nasal.
5 - Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce qu'on détermine, en outre, une image d'un flux respiratoire buccal au moyen d'au moins une thermistance.
6 - Procédé selon l'une des revendications 1 à 5, caractérisé en ce qu'il comprend, en outre, les étapes de:
- déterminer la valeur moyenne (Vi) de l'image du flux respiratoire pendant un temps i et la valeur moyenne (V2) de l'image du flux respiratoire pendant un temps t2, avec ti > t2," - calculer la valeur Δ(V) avec Δ(V) = V1 - V2 ;
- déduire de la valeur Δ(V) une information de phase inspiratoire ou de phase expiratoire.
7 - Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce qu'il comporte , en outre, les étapes de :
- déterminer des valeurs maximale (Imax) e minimale (Imin) de l'image du débit pendant un temps t correspondant à au moins une partie de la durée d'un cycle respiratoire; - déterminer l'amplitude (A) de l'image du débit avec A = Imax ~ J-min
- comparer l'amplitude (A) de l'image du débit avec au moins une valeur d'amplitude-seuil (As) prédéterminée.
8 - Procédé selon la revendication 7, caractérisé en ce qu'il comporte, en outre, l'étape de modifier la pression du gaz délivré par la turbine en fonction du résultat de la comparaison de l'amplitude (A) avec au moins une valeur d'amplitude-seuil (As).
9 - Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que t^ est égal à au moins 5 secondes environ et, de préférence, à au moins 15 secondes environ et en ce que t2 est égal à au plus 1 seconde environ et, de préférence, à au plus 0.125 seconde environ.
10 - Dispositif susceptible de mettre en oeuvre un procédé selon l'une des revendications 1 à 9.
11 - Dispositif pour déterminer l'image du flux respiratoire nasal et/ou buccal d'un utilisateur comprenant :
- des moyens d'administration d'un gaz respiratoire à au moins un niveau de pression comportant au moins une turbine entrainée par un moteur,
- des moyens d'alimentation comportant au moins un conduit d'acheminement dudit gaz respiratoire reliant la turbine aux voies respiratoires nasales et/ou buccales de l'utilisateur, - des moyens de mesure du courant consommé par le moteur de la turbine afin d'en déduire un signal de courant consommé,
- des moyens de traitement dudit signal de courant consommé,
- des moyens de mémorisation d'une image du flux respiratoire nasal et/ou buccal de l'utilisateur.
12 - Dispositif selon la revendication 11, caractérisé en ce que les moyens de traitement comprennent un filtre, un intégrateur et/ou un amplificateur de signal.
13 - Dispositif selon la revendication 11, caractérisé en ce qu'il comporte, en outre, des moyens de traitement de l'image du flux respiratoire nasal et/ou buccal de l'utilisateur permettant d'en déduire une information de présence ou d'absence d'un trouble respiratoire.
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