FR3054884A1

FR3054884A1 - Dispositif d'analyse d'un gaz de respiration anesthesique, et respirateur d'anesthesie

Info

Publication number: FR3054884A1
Application number: FR1756940A
Authority: FR
Inventors: Ralf Buchtal; Livio Fornasiero; Robert Jahns; Heike Vohringer
Original assignee: Draegerwerk AG and Co KGaA
Current assignee: Draegerwerk AG and Co KGaA
Priority date: 2016-08-03
Filing date: 2017-07-21
Publication date: 2018-02-09
Anticipated expiration: 2037-07-21
Also published as: FR3054884B1; DE102016009366A1; DE102016009366B4; CN107684650B; US9885653B1; CN107684650A; US20180038786A1

Abstract

Le dispositif (AV2) selon l'invention comprend au moins une source (SQ) de rayonnement infrarouge (S) ; au moins un réceptacle de gaz (GK) ; un interféromètre de Fabry-Pérot (FPI2) présentant une fonction de filtrage passe-bande dont la longueur d'onde de transfert centrale peut être ajustée en fonction d'un signal de commande (ST) ; au moins un détecteur (D1) pour produire un signal de mesure (MS1) ; ainsi qu'une unité (R) de calcul et de commande et pour la saisie dudit signal de mesure (MS1), et réalisée en vue de piloter l'interféromètre (FPI2), de détecter une présence de types de gaz anesthésiants potentiels, dans un échantillon (GP) de gaz de respiration anesthésique (ABG), de choisir une sous-gamme de longueurs d'ondes, et de déterminer plusieurs valeurs (KA, KC) de concentration desdits types de gaz anesthésiants détectés.

Description

DESCRIPTION

La présente invention se rapporte à un dispositif dévolu à l’analyse d’un gaz de respiration anesthésique.

L’invention a trait, par ailleurs, à un appareil respirateur d’anesthésie équipé du dispositif précité, ainsi qu’à un appareil respirateur d’anesthésie équipé d’une unité de calcul et de commande, en vue de l’analyse d’un gaz de respiration anesthésique.

Au cours de l’anesthésie d’un patient, une information, essentielle pour un anesthésiste, consiste à savoir quels sont les composants de gaz anesthésiants ou les types de gaz anesthésiants, et quel est le pourcentage de concentration respectif suivant lequel ils sont renfermés par le gaz de respiration anesthésique qui est délivré au patient, ou que ce dernier exhale. Des fluranes, tels que le desflurane, l’isoflurane ou le sévoflurane, sont des exemples de gaz anesthésiants.

Conformément à l’état de la technique, une détermination de concentrations respectives de types de gaz anesthésiants considérés est effectuée optiquement, à l’appui d’une détermination d’absorption d’un rayonnement optique de longueurs d’ondes déterminées.

L’objectif recherché réside dans une détermination sélective des pourcentages individuels ou, respectivement, de la concentration de ces derniers dans un gaz de respiration anesthésique représenté par un mélange gazeux. Des dispositifs conformes à l’art antérieur, dévolus à une telle analyse gazeuse, sont parfois d’une réalisation complexe et d’une fabrication onéreuse.

D’après le document DE 101 40 998 C2, l’on connaît un dispositif dédié à l’identification et à la détermination de concentrations de différentes parts gazeuses, dans un gaz de respiration anesthésique, dispositif dans lequel des parts de rayonnements de longueurs d’ondes différentes sont transmises à différents détecteurs respectifs en traversant un réceptacle de gaz, sachant qu’il est par ailleurs fait usage, pour chaque longueur d’onde considérée, d’un détecteur respectif et d’un filtre respectif associé audit détecteur. Par conséquent, il est nécessaire de constituer une « banque de filtres » en vue de mesurer des absorptions respectives, dans le gaz de respiration anesthésique, sur différentes longueurs d’ondes. Une telle banque de filtres s’avère quelquefois complexe, en ce sens que la structure correspondante réclame un certain volume minimal.

La réalisation de la banque de filtres précitée peut également être perçue comme un ensemble comptant plusieurs réceptacles partiels, branchés pneumatiquement en série et associés à un détecteur à canaux multiples, le volume minimal étant déterminé par les volumes desdits réceptacles s’additionnant. En cas de variations brusques des concentrations des parts gazeuses, ce volume minimal n’autorise potentiellement qu’une mesure imprécise desdites concentrations étant donné que la constante de temps pneumatique, qui y est liée, peut devenir relativement grande.

D’autres analyseurs, dévolus à l’analyse de l’absorption, font par exemple usage d’une roue de filtrage précédant un détecteur et extrayant une longueur d’onde respective, conformément à une position considérée, sachant que ladite roue de filtrage doit nécessairement être animée d’une rotation pour faire varier la longueur d’onde venant incider sur le détecteur. Ainsi, du point de vue dudit détecteur, une variation de ladite longueur d’onde peut être concrétisée sur une gamme de longueurs d’ondes déterminée, dans le sens d’un balayage. Dans ce cas, néanmoins, un inconvénient consiste en ce que ladite roue de filtrage est sujette à une certaine usure.

Il convient dans un premier temps, en vue de favoriser la compréhension du lecteur, d’expliquer le principe du procédé de mesure fondamentalement connu d’après l’état de la technique, dévolu à la détermination d’une concentration d’un composant gazeux individuel, faisant partie intégrante d’un mélange gazeux, sur la base d’au moins deux longueurs d’ondes. Pour mesurer une concentration d’un composant gazeux individuel, un signal optique, de préférence un rayonnement infrarouge présentant au moins une première longueur d’onde et au moins une longueur d’onde supplémentaire, est respectivement diffusé dans un volume du composant gazeux à surveiller, ou dans un réceptacle de gaz à surveiller.

La première longueur d’onde est choisie de façon telle qu’un rayonnement de cette première longueur d’onde soit absorbé par le composant gazeux dont il convient de déterminer la concentration. Une telle concentration peut être décrite par la loi de Beer-Lambert. Une intensité reçue, propre au rayonnement de la première longueur d’onde, est alors détectée au moyen d’un détecteur placé derrière le réceptacle de gaz. Une connaissance de l’intensité transmise au diffuseur sur la première longueur d’onde, ainsi que de l’intensité mesurée sur le détecteur, permet ensuite d’inférer un degré d’absorption du rayonnement de ladite première longueur d’onde. Cette première longueur d’onde est également qualifiée de longueur d’onde de mesure.

Toutefois, étant donné que le rayonnement de la première longueur d’onde est, le cas échéant, non seulement absorbé par le composant gazeux proprement dit, mais également, par exemple, par des effets autres tels qu’un encrassement du détecteur, l’humidité de l’air ou un condensât respectivement présent(e) dans le mélange gazeux, ou d’autres effets comme, par exemple, une altération de la source de rayonnement, la longueur d’onde supplémentaire est en outre choisie de telle sorte que le rayonnement de ladite longueur d’onde supplémentaire ne soit pas absorbé par ledit composant gazeux, mais le soit cependant à cause des autres effets. Cette longueur d’onde supplémentaire est également qualifiée de longueur d’onde de référence. Ensuite, au moyen d’un détecteur supplémentaire implanté derrière le réceptacle de gaz, une intensité reçue peut également être détectée concernant ledit rayonnement de la longueur d’onde supplémentaire.

Au moyen des intensités des deux longueurs d’ondes différentes, respectivement mesurées ou détectées, il est ensuite possible d’inférer un degré d’absorption par le composant gazeux, dans le mélange de gaz. En prenant la loi de Beer-Lambert en considération, l’absorption permet de conclure à une concentration dudit composant, dans ledit mélange, moyennant une compensation concomitante des autres effets mentionnés ci-avant.

Le principe de mesure présentement décrit, relevant de l’art antérieur, peut être appliqué lorsqu’il faut s’attendre uniquement à une absorption par un composant gazeux déterminé ou par un type de gaz anesthésiant, sur une première longueur d’onde. Néanmoins, comme il peut advenir que plusieurs composants gazeux ou plusieurs types de gaz anesthésiants puissent être respectivement présents dans le mélange de gaz ou dans le gaz de respiration anesthésique, une absorption par un premier type de gaz anesthésiant, ainsi que par un second type de gaz anesthésiant, peut se présenter sur ladite première longueur d’onde. Pour la détermination univoque d’une première concentration du premier type de gaz anesthésiant, et d’une seconde concentration du second type de gaz anesthésiant, il est donc impératif de déterminer une absorption non pas seulement sur une première longueur d’onde, mais par exemple sur trois longueurs d’ondes de mesure différentes au sein d’une gamme de longueurs d’ondes. La longueur d’onde supplémentaire de référence, mentionnée ci-avant, doit pareillement être utilisée pour une mesure de l’absorption, étant donné que les effets précités doivent être compensés lors d’une telle mesure également.

Sur la base de telles longueurs d’ondes au nombre de quatre, ciblant la mesure respective de l’absorption, aussi bien la première concentration du premier type de gaz anesthésiant, que la seconde concentration du second type de gaz anesthésiant, peuvent ensuite être déterminées.

La figure 1 des dessins annexés illustre, à titre d’exemples, des coefficients d’absorption dans une gamme de valeurs comprise entre 0 et 1 pour des longueurs d’ondes exprimées dans la gamme des pm, en présence du type de gaz anesthésiant halothane constituant un exemple, ou du type de gaz anesthésiant enflurane représentant un exemple. Les courbes d’absorption respectives KV1 relative à l’enflurane, et KV2 relative à l’halothane, peuvent être enregistrées au cours d’une mesure de référence devant être effectuée au préalable en présence d’un agencement structurel déterminé d’un réceptacle de gaz, sous une pression partielle prise à titre d’exemple (dans ce cas, une pression partielle de 50 mbar), ainsi qu’à une température déterminée ; et peuvent être incluses dans un ensemble de données. Trois longueurs d’ondes λΐ, λ2, λ3, pouvant convenir pour une mesure combinée d’halothane et d’enflurane, sont reportées dans ce cas à titre d’exemples. Une longueur d’onde de référence ÀR, de 10,5 pm, est en outre pointée étant donné que, pour l’essentiel, aucune absorption par de l’halothane ou de T enflurane ne se produit sur cette longueur d’onde ÀR.

La figure 2 montre d’autres exemples de courbes d’absorption KV3, KV4, KV5 qui ont été enregistrées sous une pression partielle respective de 50 mbar dans un réceptacle de gaz, dans le cadre respectif d’une mesure de références ou d’exemples, pour les fluranes considérés que sont le desflurane (courbe KV4), l’isoflurane (courbe KV5) ou le sévoflurane (courbe KV3).

La présente invention a pour objet de fournir un dispositif dévolu à l’analyse d’un gaz de respiration anesthésique et à la mesure de concentration de différents types de gaz anesthésiants, qui permette une mesure de concentrations respectives, dans un gaz de respiration anesthésique, de types de gaz anesthésiants considérés.

L’objet de Tinvention réside, par ailleurs, dans un appareil respirateur d’anesthésie équipé du dispositif précité, ainsi que dans un appareil respirateur d’anesthésie équipé d’une unité de calcul et de commande, en vue de l’analyse d’un gaz de respiration anesthésique.

Conformément à l’invention, il est proposé un dispositif dévolu à l’analyse d’un gaz de respiration anesthésique, comprenant au moins une source de rayonnement infrarouge, destinée à émettre un rayonnement infrarouge le long d’un trajet de mesure ; au moins un réceptacle de gaz, situé sur le trajet de mesure en vue de recevoir un échantillon dudit gaz de respiration anesthésique ; un interféromètre de Fabry-Pérot, implanté sur ledit trajet de mesure et présentant une fonction de filtrage passe-bande dont la longueur d’onde de transfert centrale peut être ajustée d’une manière tributaire d’un signal de commande ; au moins un détecteur installé à une extrémité dudit trajet de mesure, en vue de produire un signal de mesure indicatif d’une intensité dudit rayonnement infrarouge qui est directement transmise par l’intermédiaire dudit réceptacle de gaz et de ladite fonction de filtrage passe-bande dudit interféromètre de Fabry-Pérot ; ainsi qu’au moins, par ailleurs, une unité de calcul et de commande affectée à la production dudit signal de commande et, en outre, à la saisie dudit signal de mesure. De plus, l’unité de calcul et de commande est réalisée de telle sorte que, dans un premier état fonctionnel, elle pilote l’interféromètre de Fabry-Pérot, au moyen du signal de commande, afin que la longueur d’onde de transfert centrale balaie une gamme de longueurs d’ondes préétablie ; et qu’elle détecte, par ailleurs, une présence respective de types de gaz anesthésiants potentiels considérés, dans l’échantillon du gaz de respiration, sur la base dudit signal de mesure. De surcroît, ladite unité de calcul et de commande est réalisée de telle sorte que, dans un second état fonctionnel, elle pilote ledit interféromètre de Fabry-Pérot, au moyen dudit signal de commande, afin que ladite longueur d’onde de transfert centrale corresponde à une longueur d’onde préférentielle ou à plusieurs longueurs d’ondes préférentielles, à l’intérieur d’une sous-gamme de ladite gamme de longueurs d’ondes préétablie, sachant que ladite unité de calcul et de commande choisit la sous-gamme d’une manière tributaire de types de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée dans le premier état fonctionnel ; et que, par ailleurs, elle détermine respectivement sur la base dudit signal de mesure, à des instants se succédant mutuellement, plusieurs valeurs de concentration pour les types considérés de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée.

Il convient à présent d’expliquer, de manière plus précise, le mode d’action avantageux du dispositif dévolu à l’analyse d’un gaz de respiration anesthésique.

Des types de gaz anesthésiants isolés ou différentes combinaisons de types de gaz anesthésiants peuvent se présenter, dans le cadre d’une ventilation anesthésique, durant différentes phases de l’anesthésie. Un anesthésiste peut, par exemple, choisir un premier type de gaz anesthésiant pour une « phase de début d'administration », et passer ensuite à un autre type de gaz anesthésiant à un stade ultérieur. Au cours dudit passage, il peut advenir une phase durant laquelle les deux types de gaz anesthésiants peuvent se présenter. De ce fait, le dispositif de mesure des gaz anesthésiants n’a pas absolument connaissance des natures des types de gaz anesthésiants présentes dans le gaz de respiration anesthésique, car cela incombe au choix de l’anesthésiste ou dépend, respectivement, de la phase de la ventilation anesthésique. Dans le cadre de la ventilation anesthésique d’un patient, il faut habituellement s’attendre, en fonction de la phase de cette ventilation anesthésique, à une absence de type de gaz anesthésiant, à l’apparition d’un unique type de gaz anesthésiant, voire à l’apparition d’une combinaison de deux types de gaz anesthésiants. C’est pourquoi il est nécessaire de pouvoir mesurer la concentration respective de différentes combinaisons jumelées de types de gaz anesthésiants. Partant, si un dispositif de mesure de gaz anesthésiants doit pouvoir effectuer une mesure de concentration pour différentes combinaisons des cinq types de gaz anesthésiants illustrés sur les figures 1 et 2, il est parfois insuffisant de laisser subsister les longueurs d’ondes de mesure λΐ, λ2, λ3 de la figure 1 pour une mesure d’absorption concernant les deux types de gaz anesthésiants qui y sont représentés, car ces longueurs d’ondes de mesure pourraient, par exemple, être inappropriées pour la mesure d’un ou plusieurs type(s) de gaz anesthésiant(s) de la figure 2. Notamment la longueur d’onde λ2 illustrée sur la figure 2 serait absorbée par du desflurane d’une manière particulièrement intense, si bien qu’une précision de la mesure pourrait être fortement diminuée. Il peut donc s’avérer nécessaire, pour une mesure de concentration au moyen d’une mesure d’absorption avec présence potentielle de différents types de gaz anesthésiants, d’explorer une gamme de longueurs d’ondes de 7 pm à 11 pm, par exemple, et d’extraire ensuite, de ces longueurs d’ondes explorées, des tuples déterminés respectifs comptant trois longueurs d’ondes déterminées qui sont avantageuses, quant à une mesure de l’absorption, pour une combinaison déterminée respective de types de gaz anesthésiants. Conformément à l’invention, une exploration ou un balayage de tuples ou de combinaisons de longueurs d’ondes de mesure respectivement différent(e)s a lieu, dans le premier état fonctionnel, au moyen du balayage de la gamme de longueurs d’ondes préétablie par la longueur d’onde de transfert centrale de la fonction de filtrage passe-bande de Γ interféromètre de Fabry-Pérot.

Dans le cadre d’une situation d’anesthésie, par ailleurs, non seulement obligation est faite à un anesthésiste de connaître, à proprement parler, des concentrations respectives de différents types de gaz anesthésiants considérés dans le gaz de respiration anesthésique. De temps à autre, lesdites concentrations respectives doivent également être proposées à l’anesthésiste avec une résolution temporelle la plus haute possible, étant donné qu’en se fondant sur une allure temporelle précise d’une ou plusieurs combinaison(s), ledit anesthésiste pourrait éventuellement tirer des conclusions quant à l’état du patient. Un tel processus est par exemple connu, dans le cadre d’une ventilation, par une représentation de « capnogrammes » dans lesquels une teneur du gaz respiratoire en dioxyde de carbone est visualisée par l’anesthésiste avec une haute résolution temporelle, de sorte que l’illustration temporelle d’une allure très précise de ladite teneur en dioxyde de carbone est fournie audit anesthésiste au cours d’une séquence respiratoire individuelle.

Du fait que le dispositif balaie une gamme de longueurs d’ondes préétablie, dans le premier état fonctionnel, une telle gamme de longueurs d’ondes peut être appropriée pour détecter, par eux-mêmes, différents types de gaz anesthésiants potentiels considérés. Comme évoqué ci-avant avec référence aux figures 1 et 2, une ou plusieurs longueur(s) d’onde(s) de mesure doi(ven)t être modifiée(s) sur une plage spectrale étendue ou une gamme de longueurs d’ondes respectivement étendue pour pouvoir détecter, à coup sûr, une présence de types de gaz anesthésiants différents. Bien que, par le biais d’un tel balayage de la gamme de longueurs d’ondes préétablie, de 7 pm à 11 pm par exemple, par la longueur d’onde de transfert centrale, une mesure de longueurs d’ondes les plus diverses soit certes possible dans le principe, dans cette gamme comprise entre 7 pm et 11 pm, afin d’enregistrer des valeurs de mesure d’absorption adéquates pour les différents types de gaz anesthésiants sur des longueurs d’ondes avantageuses, cela recèle toutefois un inconvénient : de nouvelles valeurs de mesure d’absorption ne peuvent être enregistrées qu’après un balayage réitéré de la gamme de longueurs d’ondes préétablie, pour déterminer ensuite de nouvelles valeurs de concentration. Donc, si le balayage de ladite gamme de longueurs d’ondes préétablie présente une durée minimale déterminée dans le premier état fonctionnel, un enregistrement de nouvelles valeurs mesurées sur différentes longueurs d’ondes, en vue de déterminer de nouvelles valeurs de concentration pour les types de gaz anesthésiants considérés, ne peut être exécuté qu’après expiration de cette durée minimale. Ainsi, cette durée minimale du balayage de ladite gamme de longueurs d’ondes préétablie détermine la résolution temporelle desdites valeurs de concentration des types de gaz anesthésiants dans ledit premier état fonctionnel.

Du fait que, dans le second état fonctionnel, le dispositif ou l’unité de calcul et de commande fait respectivement varier la longueur d’onde de transfert centrale de la fonction de filtrage passe-bande, au moyen du signal de commande, uniquement de façon telle que ladite longueur d’onde de transfert corresponde à une longueur d’onde préférentielle ou à plusieurs longueurs d’ondes préférentielles, à Γintérieur d’une sous-gamme de ladite gamme de longueurs d’ondes préétablie, une variation de la longueur d’onde de mesure peut s’opérer, dans ladite sous-gamme, dans les limites d’une durée inférieure à la durée minimale requise pour balayer, dans le premier état fonctionnel, ladite gamme de longueurs d’ondes préétablie. Ladite sous-gamme est, en effet, plus petite que ladite gamme de longueurs d’ondes préétablie. L’unité de calcul et de commande choisit alors la sous-gamme, allouée à la longueur d’onde de transfert centrale, d’une manière tributaire des types de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée dans le premier état fonctionnel. Ainsi, ladite sous-gamme est intelligemment choisie de telle sorte qu’une mesure ait lieu seulement dans une sous-gamme absolument nécessaire pour une mesure de concentration des types de gaz anesthésiants effectivement détectés dans ledit premier état fonctionnel. Les instants se succédant mutuellement, auxquels plusieurs valeurs de concentration sont à chaque fois déterminées dans le second état fonctionnel, sur la base du signal de mesure, pour les types de gaz anesthésiants considérés dont la présence a été détectée, peuvent par conséquent être choisis avec une résolution temporelle supérieure à ce qui serait le cas si une mesure des valeurs de concentration s’effectuait toujours d’une manière telle que la gamme de longueurs d’ondes préétablie serait balayée dans son intégralité avec la durée minimale correspondante, comme dans le premier état fonctionnel.

En d’autres termes, une mesure de la concentration d’un type de gaz anesthésiant ou de plusieurs types de gaz anesthésiants est possible avec une première résolution temporelle, dans le premier état fonctionnel, tandis qu’une mesure de la concentration d’un type de gaz anesthésiant ou de plusieurs types de gaz anesthésiants est, en revanche, possible avec une seconde résolution temporelle dans le second état fonctionnel, ladite seconde résolution étant supérieure à ladite première résolution.

Dans le second état fonctionnel, la longueur d’onde de transfert centrale est préférentiellement limitée à la sous-gamme choisie.

Ainsi, de préférence, l’unité de calcul et de commande choisit la sous-gamme d’une manière dépendant soit d’un type de gaz anesthésiant dont la présence a été détectée, soit encore de plusieurs types de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée si plusieurs types de gaz anesthésiants ont été détectés.

De même, une détermination de plusieurs valeurs de concentration respectives s’opère de préférence, à chaque fois, uniquement pour des types de gaz anesthésiants pour lesquels une présence a été effectivement détectée dans le premier état fonctionnel.

La gamme de longueurs d’ondes, préétablie pour le premier état fonctionnel, se situe de préférence à l’intérieur d’un intervalle entre longueurs d’ondes compris entre 7 pm et 11 pm, ladite gamme de longueurs d’ondes préétablie ne devant pas nécessairement couvrir l’intégralité dudit intervalle entre longueurs d’ondes. Cela signifie qu’il n’est pas impératif que l’intégralité de la gamme de longueurs d’ondes, de 7 pm à 11 pm, soit couverte par ladite gamme de longueurs d’ondes préétablie, sachant qu’il suffit que ladite gamme de longueurs d’ondes préétablie se situe entre ces limites de 7 pm et 11 pm.

De préférence, l’unité de calcul et de commande choisit l’une des longueurs d’ondes préférentielles, ou les multiples longueurs d’ondes préférentielles, d’une manière tributaire des types de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée. La possibilité s’en trouve ainsi offerte de coordonner les longueurs d’ondes préférentielles effectivement utilisées pour la mesure, voire respectivement la longueur d’onde préférentielle, avec le résultat de la détection issu du premier état fonctionnel. Si, par exemple, un seul et unique type de gaz anesthésiant a été détecté dans ledit premier état fonctionnel, une mesure, opérée sur une longueur d’onde de mesure préférentielle isolée, peut s’avérer suffisante dans le second état fonctionnel. Un résultat de mesure issu du premier état fonctionnel peut alors être utilisé pour la longueur d’onde de référence. Si deux types de gaz anesthésiants ont été détectés dans ledit premier état fonctionnel, trois longueurs d’ondes de mesure préférentielles peuvent être utilisées, de préférence, dans ledit second état fonctionnel. Un résultat de mesure issu du premier état fonctionnel peut être utilisé, dans ce cas, pour la longueur d’onde de référence, étant donné que les effets devant être compensés ne subissent qu’une variation temporelle relativement lente.

De préférence, au moins quelques-uns des types de gaz anesthésiants sont des fluranes.

De préférence, le dispositif conforme à l’invention est réalisé de façon telle que la gamme de longueurs d’ondes préétablie, balayée par la longueur d’onde de transfert centrale dans le premier état fonctionnel, inclue au moins une gamme partielle de 8 pm à 9 pm. Cette gamme partielle est avantageuse en ce sens que des effets d’absorption essentiels, par des types de gaz anesthésiants fréquemment employés, sont escomptés entre 8 pm et 9 pm.

De préférence, le dispositif conforme à l’invention est réalisé de façon telle que Γunité de calcul et de commande choisisse l’une des longueurs d’ondes préférentielles, ou les multiples longueurs d’ondes préférentielles, d’une manière tributaire d’un ensemble de données indicatif de combinaisons respectives de longueurs d’ondes, ou de sous-gammes respectives, pour des combinaisons considérées de types de gaz anesthésiants. Cela est avantageux étant donné que, dans le second état fonctionnel, les combinaisons de longueurs d’ondes respectives, ou les sous-gammes respectives indiquées dans ledit ensemble de données, peuvent être choisies en mode automatisé, d’une manière tributaire de types de gaz anesthésiants considérés dont la présence a été détectée.

De préférence, le dispositif conforme à l’invention est réalisé de façon telle que Γunité de calcul et de commande choisisse l’une des longueurs d’ondes préférentielles, ou les multiples longueurs d’ondes préférentielles, de façon telle qu’un type de gaz anesthésiant, dont la présence a été détectée, ait un degré minimal préétabli d’une absorption de puissance du rayonnement infrarouge sur au moins l’une desdites longueurs d’ondes préférentielles. Cela est avantageux du fait qu’un minimum d’absorption ne peut également être mesuré qu’en présence d’un degré minimal d’une absorption de puissance sur une longueur d’onde préférentielle.

De préférence, le dispositif conforme à l’invention est réalisé de façon telle que l’interféromètre de Fabry-Pérot comprenne plusieurs fonctions de filtrage passe-bande d’ordres différents ; que la fonction de filtrage passe-bande soit une première fonction de filtrage passe-bande d’un ordre de premier type, présentant la longueur d’onde de transfert centrale susmentionnée en tant que première longueur d’onde de transfert centrale ; qu’une fonction supplémentaire de filtrage passe-bande soit une deuxième fonction de filtrage passe-bande d’un ordre de deuxième type, présentant une deuxième longueur d’onde de transfert centrale ; que le détecteur soit un premier détecteur réalisé pour produire un premier signal de mesure indicatif d’une première intensité du rayonnement infrarouge, qui est directement transmise par l’intermédiaire du réceptacle de gaz et de ladite première fonction de filtrage passe-bande dudit interféromètre de FabryPérot ; et que ledit dispositif soit muni, en outre, d’un second détecteur installé à l’extrémité du trajet de mesure, et réalisé pour produire un second signal de mesure indicatif d’une seconde intensité dudit rayonnement infrarouge, qui est directement transmise par l’intermédiaire dudit réceptacle de gaz et de ladite deuxième fonction de filtrage passe-bande dudit interféromètre de Fabry-Pérot. De plus, l’unité de calcul et de commande est réalisée de manière que, dans le second état fonctionnel, elle pilote l’interféromètre de Fabry-Pérot, au moyen du signal de commande, de telle sorte que la deuxième longueur d’onde de transfert centrale corresponde, au moins temporairement, à une longueur d’onde préférentielle supplémentaire située entre 4 pm et 5 pm ; et qu’elle détermine sur la base dudit second signal de mesure, à plusieurs instants se succédant mutuellement, plusieurs valeurs de concentration en dioxyde de carbone. Cet agencement structurel de l’invention est avantageux étant donné que, d’une part, au moyen de la première fonction de filtrage passebande de l’ordre du premier type, et au moyen du premier détecteur, il peut être employé pour une mesure de gaz anesthésiants sur les longueurs d’ondes préférentielles, dans une première gamme de longueurs d’ondes excédant 7 pm, par exemple ; et que d’autre part, au moyen de la deuxième fonction de filtrage passe-bande de l’ordre du deuxième type, et au moyen du second détecteur, il peut être employé pour une mesure de valeurs de concentration en dioxyde de carbone dans une gamme de longueurs d’ondes comprise entre 4 pm et 5 pm. Dans ce cas, il n’est pas impératif de prévoir un filtre optique fixe distinct présentant une longueur d’onde de transfert fixe à bande étroite, pour la mesure de la concentration en dioxyde de carbone, mais la deuxième fonction de filtrage passe-bande de l’interféromètre de Fabry-Pérot, de l’ordre du deuxième type, peut être utilisée pour cette mesure du dioxyde de carbone. Une telle mesure de dioxyde de carbone est ensuite également possible à au moins quelques instants dans le premier état fonctionnel.

De préférence, le dispositif conforme à l’invention est réalisé de façon telle qu’il soit équipé, en outre, d’au moins un filtre optique fixe présentant une fonction de filtrage passe-bande fixe qui possède une longueur d’onde de transfert centrale fixe comprise entre 4 pm et 5 pm, le détecteur étant un premier détecteur réalisé pour produire un premier signal de mesure indicatif d’une première intensité du rayonnement infrarouge, qui est directement transmise par l’intermédiaire du réceptacle de gaz et de la fonction de filtrage passe-bande de l’interféromètre de Fabry-Pérot, ledit dispositif étant pourvu, de surcroît, d’un second détecteur installé à l’extrémité du trajet de mesure, et réalisé pour produire un second signal de mesure indicatif d’une seconde intensité dudit rayonnement infrarouge, qui est directement transmise par l’intermédiaire du réceptacle de gaz et de ladite fonction de filtrage passe-bande fixe dudit filtre optique fixe. L’unité de calcul et de commande est alors réalisée en vue de déterminer plusieurs valeurs de concentration en dioxyde de carbone, au moins dans le second état fonctionnel, sur la base dudit second signal de mesure et à plusieurs instants se succédant mutuellement. Cet agencement structurel du dispositif est avantageux en ce sens qu’une mesure de concentration en dioxyde de carbone peut être effectuée en simultanéité, au moyen dudit filtre optique fixe, parallèlement à la mesure des gaz anesthésiants au moyen dudit interféromètre de Fabry-Pérot.

De préférence, le dispositif conforme à l’invention est réalisé de façon telle que ledit dispositif présente, par ailleurs, un interface de données, l’unité de calcul et de commande étant réalisée en vue de fournir les valeurs de concentration au niveau dudit interface de données. Cet agencement structurel est avantageux du fait que, de la sorte, les valeurs de concentration peuvent être fournies à d’autres dispositifs sous la forme d’un signal de données.

De préférence, le dispositif conforme à l’invention est réalisé de façon telle que ledit dispositif comporte, en outre, un raccord de gaz affecté à une délivrance de l’échantillon du gaz de respiration anesthésique. Cet agencement structurel est avantageux étant donné que, de la sorte, ledit dispositif peut par exemple être raccordé à un conduit de mesure de gaz d’un respirateur d’anesthésie.

De préférence, le dispositif conforme à l’invention est réalisé de façon telle que le raccord de gaz soit réalisé en vue d’un raccordement à une pièce en Y d’un flexible de respiration. Cet agencement structurel est avantageux en ce sens que, dans ce cas, une mesure est possible à proximité de ladite pièce en Y, augmentant ainsi une précision de mesure relative à un gaz expiré par un patient.

De préférence, le dispositif conforme à l’invention est réalisé de façon telle que l’unité de calcul et de commande soit réalisée en vue d’un retour au premier état fonctionnel, à partir du second état fonctionnel, au plus tard après expiration d’une durée maximale dudit second état fonctionnel. Cet agencement structurel est avantageux du fait qu’il s’opère un nouveau retour au premier état fonctionnel, après expiration de ladite durée maximale, afin de détecter une éventuelle composition modifiée du gaz de respiration anesthésique due à différents types de gaz anesthésiants.

De préférence, le dispositif conforme à l’invention est réalisé de façon telle que l’unité de calcul et de commande soit réalisée en vue de recevoir des données d’entrée d’une unité d’entrée et, par ailleurs, de choisir la durée maximale du second état fonctionnel en dépendance avec lesdites données d’entrée. Cet agencement structurel est avantageux étant donné qu’un anesthésiste peut lui-même déterminer, en préétablissant lesdites données d’entrée, la fréquence d’occurrence d’une vérification de la composition du gaz de respiration anesthésique en différents types de gaz anesthésiants, à laquelle ledit dispositif procède dans le premier état fonctionnel. Le patient se trouve possiblement dans une phase de la ventilation anesthésique durant laquelle l’anesthésiste n’anticipe aucune modification, voire respectivement aucune modification notable de la composition dudit gaz de respiration anesthésique. De ce fait, il peut ensuite accroître la durée du second état fonctionnel, par des données d’entrée correspondantes, de manière à ne pas passer trop fréquemment audit premier état fonctionnel, dans lequel la résolution temporelle de la détermination des valeurs de concentration est inférieure à celle dudit second état fonctionnel.

De préférence, le dispositif conforme à l’invention est réalisé de façon telle que l’unité de calcul et de commande soit réalisée en vue de moduler l’amplitude de la source de rayonnement infrarouge en conformité avec une fréquence de modulation, dans le second état fonctionnel, au moyen d’un signal de commande supplémentaire, ladite unité de calcul et de commande choisissant ladite fréquence de modulation d’une manière tributaire des types de gaz anesthésiants émanant du premier état fonctionnel, et dont la présence a été détectée. Cet agencement structurel est avantageux en ce sens que des effets perturbateurs dus à des parts d’équisignaux peuvent être réduits, côté détecteur, au moyen d’une modulation de l’amplitude de la source de rayonnement infrarouge, et d’une évaluation du signal de mesure avec effet de verrouillage, à l’aide d’un amplificateur à verrouillage. S’il est procédé à une modulation de l’amplitude de ladite source de rayonnement infrarouge avec une fréquence de modulation déterminée, cette fréquence de modulation doit être choisie suffisamment haute pour qu’un nombre minimal de périodes de signaux vienne incider sur le détecteur en présence d’une longueur d’onde de mesure déterminée, respectivement d’une longueur d’onde centrale déterminée de la fonction de filtrage passe-bande ; si la longueur d’onde de transfert centrale est modifiée dans le temps comme tel est le cas, dans le premier état fonctionnel, du fait du balayage de la gamme de longueurs d’ondes préétablie, cela correspond à une variation de fréquence ou, respectivement, à une modulation de fréquence de ladite longueur d’onde centrale. Plus la variation temporelle de ladite longueur d’onde centrale est accentuée, plus la modulation de fréquence associée est élevée, et plus la fréquence de modulation de l’amplitude de la source de rayonnement infrarouge doit être élevée. Par exemple dans le cas où un seul et unique type de gaz anesthésiant a été détecté dans le premier état fonctionnel, il peut être nécessaire de procéder à une mesure sur une unique longueur d’onde de mesure isolée en présence de laquelle la fréquence de modulation, allouée à la modulation de l’amplitude, peut être choisie plus faible que lorsque ladite longueur d’onde de transfert centrale subit une forte variation temporelle en vue du balayage exploratoire de trois longueurs d’ondes, ce qui réclamerait une fréquence de modulation plus haute ciblant la modulation de l’amplitude de ladite source de rayonnement infrarouge. Le rapport signal-bruit du signal respectivement détecté ou reçu, sur le détecteur, devient d’autant plus élevé que la fréquence de modulation allouée à la modulation de l’amplitude est faible. Donc, si une seule longueur d’onde de mesure, ou une seule longueur d’onde de transfert centrale, est respectivement nécessaire pour un seul type de gaz anesthésiant détecté, ladite fréquence de modulation, allouée à la modulation de l’amplitude, peut être choisie moindre qu’en cas de nécessité d’une variation temporelle de ladite longueur d’onde de transfert centrale en vue de la mesure, sur différentes longueurs d’ondes de mesure, relativement à plusieurs types de gaz anesthésiants.

Comme mentionné en introduction, la présente invention a également trait à un respirateur d’anesthésie équipé d’un dispositif conforme à l’invention, dévolu à l’analyse d’un gaz de respiration anesthésique.

L’invention propose, en outre, un respirateur d’anesthésie équipé d’une unité de calcul et de commande, en vue de l’analyse d’un gaz de respiration anesthésique, ladite unité de calcul et de commande étant réalisée en vue de produire un signal de commande et, par ailleurs, de saisir un signal de mesure, ladite unité de calcul et de commande étant, de plus, réalisée de telle sorte que, dans un premier état fonctionnel, elle pilote un interféromètre de Fabry-Pérot, au moyen du signal de commande, de façon telle qu’une longueur d’onde de transfert centrale d’une fonction de filtrage passe-bande dudit interféromètre de Fabry-Pérot balaie une gamme de longueurs d’ondes préétablie ; et que, par ailleurs, elle détecte une présence respective de types de gaz anesthésiants potentiels considérés, dans un échantillon du gaz de respiration, sur la base dudit signal de mesure. De surcroît, ladite unité de calcul et de commande est réalisée de telle sorte que, dans un second état fonctionnel, elle pilote ledit interféromètre de FabryPérot, au moyen dudit signal de commande, afin que la longueur d’onde de transfert centrale corresponde à une longueur d’onde préférentielle ou à plusieurs longueurs d’ondes préférentielles, à l’intérieur d’une sous-gamme de ladite gamme de longueurs d’ondes préétablie, sachant que ladite unité de calcul et de commande choisit ladite sous-gamme d’une manière tributaire de types de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée ; et qu’elle détermine respectivement sur la base dudit signal de mesure, à plusieurs instants se succédant mutuellement, plusieurs valeurs de concentration pour les types considérés de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée.

L'invention est expliquée ci-après plus en détail, en regard des figures, à l’appui de formes de réalisation spécifiques et sans limitation de l’idée inventive générale. Sur les dessins annexés :

les figures 1 et 2 illustrent des exemples de spectres d’absorption relatifs à des exemples de types de gaz anesthésiants ;

la figure 3 représente des courbes d’absorption pour le dioxyde de carbone et le protoxyde d’azote ;

la figure 4 montre un premier agencement structurel préférentiel du dispositif conforme à l’invention ;

la figure 5 illustre un autre agencement structurel préférentiel du dispositif conforme à l’invention ;

la figure 6 représente des phases partielles d’une étape de détermination conforme à l’invention ;

la figure 7 montre, à titre d’exemples, des fonctions de filtrage passe-bande d’un interféromètre de Fabry-Pérot ;

la figure 8 illustre un ensemble de données ciblant l’attribution de valeurs d’absorption à des valeurs de concentration ;

la figure 9 représente un ensemble de données indicatif de combinaisons préférentielles respectives de longueurs d’ondes, pour des concentrations considérées de types de gaz anesthésiants ;

la figure 10a illustre des phases optionnelles pour une détermination de concentration en dioxyde de carbone ;

la figure 10b montre une phase partielle optionnelle se rapportant à une modulation d’amplitude de la source de rayonnement infrarouge ;

la figure 10c représente une démodulation, au moyen d’un amplificateur à verrouillage, d’un signal reçu au niveau d’un détecteur ;

la figure 11 illustre des évolutions possibles d’un signal de commande, ainsi que d’une gamme de longueurs d’ondes, conformément à une première variante ;

la figure 12 montre des évolutions possibles dudit signal de commande et de la longueur d’onde de transfert centrale, en conformité avec une deuxième variante ;

la figure 13 représente des évolutions possibles dudit signal de commande, ainsi que plusieurs longueurs d’ondes de transfert centrales, d’après une troisième variante ;

la figure 14 illustre des évolutions possibles dudit signal de commande, ainsi que desdites multiples longueurs d’ondes de transfert centrales, conformément à une quatrième variante ;

la figure 15 montre une variation de différentes longueurs d’ondes de transfert centrales de différentes fonctions de filtrage passebande de différents ordres, dans un interféromètre de Fabry-Pérot ;

la figure 16 représente un respirateur d’anesthésie dédié à la ventilation automatisée d’un patient ;

la figure 17 illustre une variante du respirateur d’anesthésie ; et la figure 18 montre une variante encore différente dudit respirateur d’anesthésie.

La figure 4 illustre un agencement structurel ou mode de réalisation préférentiel AVI d’un dispositif conforme à l’invention, dévolu à l’analyse d’un gaz de respiration anesthésique ABG.

Le dispositif AVI présente une source SQ de rayonnement infrarouge, affectée à l’émission d’un rayonnement infrarouge S le long d’un trajet de mesure entre ladite source de rayonnement SQ et au moins un détecteur Dl.

Au moins un réceptacle de gaz GK, disposé sur le trajet de mesure, est réalisé pour recevoir un échantillon GP du gaz de respiration anesthésique ABG. De préférence, ledit gaz ABG est reçu par le dispositif AVI au moyen d’un raccord de gaz GA, et est dirigé vers ledit réceptacle GK. Un interféromètre de Fabry-Pérot FPI1, par ailleurs situé sur ledit trajet de mesure, comporte au moins une fonction de filtrage passe-bande.

La figure 7 montre à cet égard, à titre d’exemple, une fonction de transfert FF1 d’un interféromètre de Fabry-Pérot FPI1 comprenant plusieurs fonctions de filtrage passe-bande BPI, ..., BP5 d’ordres différents, avec une amplitude A variant sur la longueur d’onde λ. L’une, BPI, desdites fonctions de filtrage passe-bande présente une longueur d’onde de transfert centrale TW qui concorde avec une fréquence intermédiaire de ladite fonction BPI. De préférence, ladite fonction BPI est une fonction de filtrage passe-bande de deuxième ordre dudit interféromètre de Fabry-Pérot.

Pour extraire l’une des fonctions de filtrage passe-bande BPI, ..., BP5 de l’interféromètre de Fabry-Pérot, il est possible d’utiliser des fonctions additionnelles fixes de filtrage passe-bande BPFF1, BPFF2 appartenant à des filtres passe-bande fixes supplémentaires correspondants, ne faisant pas partie dudit interféromètre de Fabry-Pérot. Ces filtres passebande fixes supplémentaires feront encore l’objet d’un commentaire plus détaillé ci-après.

Conformément à la figure 4, au moins un détecteur D1, installé à l’extrémité du trajet de mesure, produit un signal de mesure MSL Ledit détecteur Dl est, de préférence, un capteur optique et notamment un capteur pyroélectrique. Un filtre passe-bande fixe supplémentaire BPF1 est implanté sur ledit trajet de mesure, conjointement audit interféromètre de Fabry-Pérot FPI1, entre ledit détecteur Dl et la source de rayonnement SQ. A l’aide de sa fonction de filtrage passe-bande fixe (cf. la fonction BPFF1 de la figure 7), ledit filtre supplémentaire BPF1 extrait une fonction de filtrage passebande dudit interféromètre FPI1 qui présente un ordre déterminé (cf. la fonction BPI de la figure 7). Ledit interféromètre LPI1 et ledit filtre passebande fixe BPL1 peuvent également être réalisés sous la forme d’un dispositif optique commun OL1.

Le détecteur DI produit un signal de mesure MSI de nature à indiquer une intensité SI du rayonnement infrarouge S directement transmise par l’intermédiaire du réceptacle de gaz GK, et de la fonction de filtrage passe-bande de l’interféromètre de Labry-Pérot FPI1. En d’autres termes, un signal de mesure numérique MSD1 indique une intensité SI dudit rayonnement infrarouge S directement transmise par l’intermédiaire dudit réceptacle de gaz GK, de ladite fonction de filtrage passe-bande dudit interféromètre FPI1, et de la fonction de filtrage passe-bande du filtre passebande fixe BPF1.

En outre, le dispositif AVI est équipé d’au moins une unité R de calcul et de commande réalisée pour produire au moins un signal de commande ST, et au moins pour saisir au moins le signal de mesure MS 1.

Par l’intermédiaire d’un convertisseur analogique-numérique AD de l’unité de calcul R, le signal de mesure MSI est respectivement converti en une représentation numérique, ou en un signal de mesure numérique MSD1. Ainsi, ce signal numérique MSD1 peut également être considéré comme le signal de mesure du détecteur Dl.

L’unité de calcul R détecte dans un premier état fonctionnel, au moyen d’une étape de détermination BS, une présence de types de gaz anesthésiants potentiels considérés dans l’échantillon GP de gaz de respiration ; et elle détermine par ailleurs dans un second état fonctionnel, pour les types de gaz anesthésiants considérés dont la présence a été détectée, plusieurs valeurs de concentration respectives à des instants se succédant mutuellement.

L’unité de calcul R exécute les phases détaillées individuelles de l’étape de détermination BS, ciblant l’accomplissement du premier état fonctionnel et du second état fonctionnel, avec le concours d’une unité de mémorisation ME renfermant des données d’attribution ZD qui appelleront encore un commentaire plus détaillé ci-après.

Les multiples valeurs respectives de concentration, relatives aux types considérés de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée, sont ensuite élaborées par l’unité de calcul R, de préférence au niveau d’un interface de données DSI, en tant que quantité de valeurs de concentration ou en tant qu’ensemble de données de valeurs de concentration KA.

En conséquence, le dispositif AVI peut être scindé en un premier dispositif partiel AVI et en un second dispositif partiel AVII.

La figure 6 représente, dans le détail, des phases partielles de l’étape de détermination BS de la figure 4. La description porte, tout d’abord, sur des phases partielles du premier état fonctionnel BZ1.

Deux phases secondaires BS11, ainsi que BS12, sont simultanément exécutées au cours d’une phase partielle BS1. Lors de la phase secondaire BS11, l’unité de calcul et de commande pilote l’interféromètre de Labry-Pérot FPI1, au moyen du signal de commande ST de la figure 4, de telle sorte que la longueur d’onde de transfert centrale de la fonction de filtrage passe-bande balaie une gamme de longueurs d’ondes préétablie. A cette fin, ladite unité de calcul et de commande fait varier ledit signal ST de façon correspondante dans le cadre de ladite phase secondaire BS11. Ledit signal ST se présente de préférence comme une tension de commande, ce qui sera encore décrit plus en détail ci-après.

Au cours de la phase secondaire BS 12 se déroulant en parallèle, l’unité R de calcul et de commande conforme à la figure 4 saisit le signal de mesure MSI du premier détecteur Dl.

Lors d’une phase partielle BS2, différentes valeurs d’absorption Al, A2, A3 sont déterminées sur des longueurs d’ondes de mesure différentes, de même qu’une valeur d’absorption AR est déterminée sur une longueur d’onde de référence.

Si, par exemple, une mesure est opérée sur une longueur d’onde de mesure λΐ, une intensité du signal de mesure MSI est détectée en tant qu’intensité de réception IRX(Àl) dans le premier état fonctionnel, à un instant de mesure correspondant. Par ailleurs, si Ton connaît une intensité d’émission ΙΤΧ(λΙ) ayant été émise, sur cette longueur d’onde λΐ, par la source SQ de rayonnement infrarouge de la figure 1, une absorption Al sur cette longueur d’onde λΐ peut être déterminée comme suit :

ΙΚΧ(λ1)

Al =_

ΙΤΧ(λ1)

Une absorption respective correspondante, A2 ou A3, peut ensuite être déterminée sur d’autres longueurs d’ondes λ2, λ3 à d’autres instants de mesure, de la façon suivante :

ΙΚΧ(λ2)

A2=_

ΙΤΧ(λ2)

ΙΚΧ(λ3)

A3 =_

ΙΤΧ(λ3)

Dans cet exemple, le nombre M des longueurs d’ondes est M = 3, avec un indice m = 1... M.

Sur une longueur d’onde de référence ÀR, de 10,5 pm par exemple, une absorption AR correspondante peut être, de surcroît, déterminée comme suit :

IRX(XR)

AR =_

ITX(XR)

Dans le présent cas, les longueurs d’ondes de mesure λΐ, λ2, λ3 peuvent être choisies explicitement aux fins de détection d’une combinaison déterminée de types de gaz anesthésiants.

L’explication ci-après porte, dans le détail, sur la manière dont il peut être conclu à une présence respective de types de gaz anesthésiants considérés, au cours d’une phase partielle BS3 de la figure 6, lors d’un choix déterminé des longueurs d’ondes de mesure λΐ, λ2, λ3.

A cet effet, l’étape de détermination BS3 utilise un ensemble de données ZD indicatif d’une relation existant entre différentes valeurs d’absorption Al, A2, A3, AR de différentes longueurs d’ondes λΐ, λ2, λ3 et, respectivement, une concentration d’un type de gaz anesthésiant ou plusieurs concentrations de plusieurs types de gaz anesthésiants.

La figure 8 montre à titre d’exemple, dans ce contexte, un ensemble de données d’attribution ZD comprenant des ensembles de données partiels ZD1, ..., ZD 10. Chacun de ces ensembles partiels ZD1, ..., ZD 10 indique, pour des combinaisons considérées de valeurs d’absorption, des combinaisons respectives de concentrations mesurées de deux types de gaz anesthésiants.

Il convient à présent de commenter l’ensemble de données partiel ZD1, à titre de premier exemple.

L’ensemble de données partiel ZD1 contient différentes entrées

El à EN, respectivement accompagnées de l’indice η = 1...N. Dans ce cas, l’entrée El doit par exemple être interprétée en ce sens que, pour une valeur de concentration déterminée KG11 d’un premier type de gaz anesthésiant, et pour une valeur de concentration déterminée KG2 d’un second type de gaz anesthésiant, il est instauré une attribution à des valeurs d’absorption déterminées Alt, A21, A31, AR1 à longueurs d’ondes λΐ, λ2, λ3, ÀR correspondantes.

Si, par exemple, les valeurs d’absorption Al, A2, A3, AR, découlant de l’étape de détermination BS2 de la figure 6, sont identiques aux valeurs d’absorption respectives Alt, A21, A31, AR1 de l’entrée El, il est possible d’en inférer la présence respective, dans le gaz de respiration anesthésique ou dans l’échantillon de gaz de respiration, d’un premier type déterminé de gaz anesthésiant en une première concentration KG 11 déterminée, et d’un second type déterminé de gaz anesthésiant en une seconde concentration KG21 déterminée.

D’autres combinaisons de valeurs d’absorption sont indiquées, sur les différentes longueurs d’ondes λΐ, λ2, λ3, ÀR, pour d’autres combinaisons respectives de valeurs de concentration KG11, KG1N relativement au premier type de gaz anesthésiant, ou KG21, KG2N relativement au second type de gaz anesthésiant.

Autrement dit, en présence des valeurs d’absorption Al, A2, A3, AR mesurées, il est possible de déterminer, à l’appui de l’ensemble de données ZD1, celle des entrées El, EN qui concorde le mieux avec ces valeurs d’absorption Al, A2, A3, AR. Cette comparaison peut par exemple être obtenue en repérant, dans ledit ensemble de données ZD1, un minimum d’une cote d’intervalle moyenne entre lesdites valeurs d’absorption Al, A2, A3, AR mesurées et des valeurs d’absorption déterminées. L’on spécifie ainsi, par l’indice n, l’entrée pour laquelle la cote d’intervalle

M

Er(n) = Σ \Amn- Am\²m =1 est minimale.

L’ensemble de données d’attribution ZD1 doit alors être considéré comme une représentation de combinaisons de valeurs de concentration pour une combinaison déterminée de types déterminés de gaz anesthésiants.

Pour une autre combinaison de seconds types déterminés de gaz anesthésiants différant, des entrées correspondantes peuvent être stockées dans un autre ensemble de données ZD2.

S’il convenait, par exemple, de détecter cinq types différents de gaz anesthésiants, sachant qu’il peut être admis que deux types de gaz anesthésiants, au maximum, se présentent simultanément, il suffirait que l’ensemble de données d’attribution ZD compte dix ensembles de données partiels ZD1,..., ZD10.

Si seul un type de gaz anesthésiant est présent, l’ensemble de données d’attribution ZD1 peut également être utilisé s’il existe des entrées pour lesquelles l’autre type de gaz anesthésiant possède une concentration de valeur zéro.

Il a été expliqué, dans un premier temps, la manière dont il est possible de vérifier, sur la base des valeurs d’absorption Al, A2, A3, AR mesurées, laquelle des entrées En de l’ensemble de données ZD1 est la plus vraisemblable pour les types de gaz anesthésiants qui y sont prévus.

En fonction du type de l’ensemble de données partiel ZD1, d’autres entrées respectives, les plus vraisemblables, peuvent être spécifiées pour d’autres ensembles de données partiels ZD2,..., ZD20. Ainsi, plusieurs entrées potentielles les plus vraisemblables peuvent ensuite être déterminées en rapport avec les tableaux ou, respectivement, avec les ensembles de données partiels ZD1, ..., ZD20. Au sein desdites entrées potentielles les plus vraisemblables, celle qui présente la cote d’intervalle la plus faible est ensuite choisie comme étant celle qui fournit une information relative aux types de gaz anesthésiants présents et, de préférence, aux concentrations selon lesquelles ils sont présents.

L’on fera observer que d’autres longueurs d’ondes de mesure λΐ, λ2, λ3 différentes peuvent être nécessaires pour des combinaisons différentes de types de gaz anesthésiants, étant donné que, comme déjà exposé ci-avant avec référence aux figures 1 et 2, une longueur d’onde de mesure λ2 déterminée peut certes, par exemple, être avantageuse pour une mesure se rapportant à l’halothane et à l’enflurane sur la figure 1, mais que cette longueur d’onde peut toutefois être désavantageuse, selon la figure 2 précisément, pour une mesure de desflurane en particulier. De ce fait, un ensemble de données partiel ZD1, ..., ZD 10 considéré revient à assigner des valeurs d’absorption, devant être mesurées sur des longueurs d’ondes de mesures déterminées respectives, à des valeurs de concentration de types de gaz anesthésiants. Ainsi, les longueurs d’ondes de mesure λΐ, λ2, λ3 correspondantes peuvent être, respectivement, spécifiques ou différentes pour chaque ensemble de données partiel ZD1,..., ZD10.

Si l’entrée la plus vraisemblable est une entrée dans laquelle l’une des deux concentrations est exactement de zéro pour un type de gaz anesthésiant déterminé, il peut être parti du principe qu’on se trouve en présence non pas de ce type de gaz anesthésiant, mais précisément du type de gaz anesthésiant qui est également représenté par cette entrée de l’ensemble de données partiel correspondant.

En résumé, il peut donc être mentionné que, sur la base des valeurs d’absorption Al, A2, A3, AR, une présence respective peut être détectée dans l’échantillon de gaz de respiration, à l’aide de l’ensemble de données d’attribution ZD, pour des types de gaz anesthésiants potentiels considérés. Partant, la nature des types de gaz anesthésiants potentiels considérés, présents dans ledit échantillon GP de gaz de respiration, est détectée sur la base du signal respectif de mesure MSI ou MSD1 de la figure 4.

Comme relevé ci-avant, d’autres longueurs d’ondes de mesure λΐ, λ2, λ3 différentes peuvent être nécessaires pour des combinaisons différentes de types de gaz anesthésiants. Une gamme de longueurs d’ondes préétablie relativement étendue, incluant des longueurs d’ondes de mesure les plus différentes, doit par conséquent être balayée, dans le premier état fonctionnel, afin d’effectuer à coup sûr une détection de la présence respective de types de gaz anesthésiants potentiels considérés.

La détection de la présence de types de gaz anesthésiants, expliquée à l’appui de la figure 8 et devant être exécutée durant l’étape de détermination BS3, peut ainsi être opérée sur la base de l’ensemble de données d’attribution ZD.

La détermination des valeurs effectives de concentration se rapportant aux types de gaz anesthésiants détectés, telle que déjà expliquée à l’appui de la figure 8 pareillement, ne doit pas nécessairement être effectuée durant l’étape BS3 de la figure 6.

Il convient à présent d’expliquer plus en détail, en faisant retour à la figure 6, les phases partielles du second état fonctionnel BZ2.

Lors d’une phase partielle BS4, une sous-gamme de la gamme de longueurs d’ondes préétablie est choisie d’une manière tributaire des types de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée.

Cela s’opère, de préférence, sur la base d’un ensemble de données DUB illustré sur la figure 9. Ledit ensemble DUB indique, pour des combinaisons considérées de types de gaz anesthésiants, des sousgammes respectives de la gamme de longueurs d’ondes préétablie.

L’ensemble de données DUB indique, pour des tuples considérés de types de gaz anesthésiants {Gi} portant l’indice i, des sousgammes respectives {UBk} qui sont affectées de l’indice k=l...K et sont appropriées, à chaque fois, pour une mesure de la concentration des types de gaz anesthésiants considérés dans le second état fonctionnel. Une sousgamme, se présentant comme une entrée {UBk} dans ce cas, peut par exemple être exprimée par une longueur d’onde limite supérieure et par une longueur d’onde limite inférieure.

A la place des sous-gammes respectives {UBk}, il est également possible d’exprimer, dans les limites d’une telle sous-gamme, des tuples considérés de longueurs d’ondes préférentielles qui doivent ensuite être utilisées comme les longueurs d’ondes de mesure, afin de mesurer la concentration dans le second état fonctionnel. Si seul un type de gaz anesthésiant a été détecté, il est également possible qu’une telle entrée soit constituée uniquement d’une longueur d’onde préférentielle individuelle.

En conséquence, si la longueur d’onde de transfert centrale du filtre passe-bande a été tout d’abord modifiée, par exemple, pour passer de 7 pm à 11 pm, en vue de permettre une détection de tous les types de gaz anesthésiants potentiels dans le premier état fonctionnel, une mesure consécutive de la concentration peut être exécutée avec des longueurs d’ondes de mesure λΐ, λ2, λ3 fixes, dans le second état fonctionnel, une fois acquis le résultat de cette détection. Un degré d’absorption, mesuré sur la longueur d’onde 7R, peut alors continuer d’être utilisé en provenance du premier état fonctionnel, car une telle absorption est soumise uniquement à une variation lente dans le temps, sur la longueur d’onde de référence 7R, suite aux effets devant être respectivement détectés ou compensés.

Ainsi, l’avantage réside dans le fait qu’il n’est plus impératif de balayer l’intégralité de la gamme de longueurs d’ondes préétablie découlant du premier état fonctionnel, dans le second état fonctionnel, pour une mesure précise de la concentration des types de gaz anesthésiants détectés, mais qu’il est en revanche possible d’utiliser une ou plusieurs longueur(s) d’onde(s) préférentielle(s) d’une sous-gamme de ladite gamme de longueurs d’ondes préétablie. De la sorte, une mesure individuelle ciblant une détermination de la concentration, dans ledit second état fonctionnel, réclame précisément une durée plus courte que la durée minimale requise, dans le premier état fonctionnel, par le balayage de l’intégralité de ladite gamme de longueurs d’ondes préétablie.

A cet égard, la phase partielle BS5 illustre une exécution simultanée de deux phases secondaires BS51, ainsi que BS52.

Au cours de la phase secondaire BS51, le signal de commande ST est modifié, par T unité de calcul, de telle sorte que la longueur d’onde de transfert centrale soit modifiée uniquement dans la sous-gamme. Dans le même temps, le signal respectif de mesure MSI ou MSD1 du détecteur Dl est saisi au cours de la phase secondaire BS52.

Lors d’une phase partielle BS6 successive, des valeurs respectives de concentration, relatives aux types de gaz anesthésiants considérés ayant été détectés au préalable, sont ensuite déterminées pour différents instants se succédant mutuellement.

Une telle détermination des valeurs de concentration relatives aux types de gaz anesthésiants considérés peut avoir lieu sur la base de valeurs d’absorption, ainsi que d’un ensemble de données d’attribution, comme cela a déjà été exposé, ci-avant, au sujet de l’ensemble de données d’attribution ZD de la figure 8.

L’exécution précise de la variation de longueurs d’ondes dans le premier état fonctionnel BZ1 et dans le second état fonctionnel BZ2, ciblant une mesure de plusieurs valeurs de concentration se rapportant à un type de gaz anesthésiant détecté ou à plusieurs types de gaz anesthésiants détectés, à des instants se succédant les uns aux autres, fera encore l’objet d’un commentaire plus détaillé, ci-après, en regard des figures 11 à 14.

Pour finir, il est procédé à l’élaboration respective d’une quantité, ou d’un ensemble de données KA présentant à chaque fois, pour les types de gaz anesthésiants considérés dont la présence a été détectée, plusieurs valeurs de concentration à des instants se succédant les uns aux autres.

Le second état fonctionnel BZ2 peut être prolongé de façon telle que Tordre séquentiel des étapes BS5 et BS6 puisse être réitéré plusieurs fois, en vue de déterminer également d’autres valeurs de concentration à d’autres instants.

Un retour du second état fonctionnel BZ2 au premier état fonctionnel BZ1 s’opère, de préférence, à l’expiration d’un laps de temps maximal préétabli Tmax.

La figure 11 montre une première variante concernant un choix de la sous-gamme, dans le second état fonctionnel, d’une manière tributaire d’un type de gaz anesthésiant isolé. Une allure du signal de commande ST, se présentant de préférence comme une tension de commande, est illustrée dans le premier état fonctionnel BZ1, ainsi que dans le second état fonctionnel BZ2.

Le premier état fonctionnel BZ1 se déroule sur une durée Tl. Le second état fonctionnel BZ2 se déroule sur une durée T2 dont la longueur peut être égale ou supérieure à celle de la première durée Tl dudit premier état fonctionnel.

Dans le premier état fonctionnel BZ1, le signal de commande ST est choisi de telle manière que la longueur d’onde de transfert centrale TW balaie une gamme de longueurs d’ondes préétablie WB, de 8 pm à 10,6 pm de préférence.

Comme mentionné précédemment, le balayage d’une telle gamme de longueurs d’ondes préétablie, de taille supérieure, est nécessaire du fait que des types de gaz anesthésiants les plus différents doivent être détectés dans le premier état fonctionnel.

Or, si un unique type de gaz anesthésiant a été détecté dans le premier état fonctionnel BZ1, une mesure effectuée sur une unique longueur d’onde s’avère suffisante pour la détermination des valeurs de concentration dans le second état fonctionnel BZ2. La longueur d’onde de transfert centrale TW est par conséquent choisie par l’unité de calcul et de commande, au moyen du signal de commande ST, de façon que ladite longueur d’onde TW corresponde à la longueur d’onde préférentielle BW1, illustrée dans le présent cas. Le choix se porte donc sur une sous-gamme UBA, à bande très étroite, de la gamme de longueurs d’ondes préétablie WB.

Dans le second état fonctionnel BZ2, par conséquent, plusieurs valeurs de concentration peuvent ensuite être déterminées à des instants TMI se succédant mutuellement, sur la base du signal de mesure du détecteur, pour le type isolé de gaz anesthésiant dont la présence a été détectée. Du fait qu’il est tenu compte du résultat de la détection sur la longueur d’onde de référence, découlant du premier état fonctionnel BZ1, la variation de la longueur d’onde de transfert centrale TW ne doit plus impérativement être poursuivie, mais cette dernière peut être maintenue constante, ce qui autorise, dans le second état fonctionnel BZ2, une haute résolution temporelle avec des instants TMI intimement rapprochés les uns des autres. Si une mesure de la concentration continuait d’être exécutée en recourant à un balayage intégral de la longueur d’onde préétablie, comme dans le premier état fonctionnel BZ1, il en résulterait des instants de mesure nettement plus dispersés que les instants de mesure TMI dans ledit second état fonctionnel BZ2.

En d’autres termes, une mesure de la concentration d’un type de gaz anesthésiant ou de plusieurs types de gaz anesthésiants est possible avec une première résolution temporelle, dans le premier état fonctionnel BZ1, tandis qu’une mesure de la concentration d’un type de gaz anesthésiant est, en revanche, possible avec une seconde résolution temporelle dans le second état fonctionnel BZ2, ladite seconde résolution étant supérieure à ladite première résolution.

Si ce second état fonctionnel BZ2 est à nouveau suivi du premier état fonctionnel BZ1 dans lequel la longueur d’onde de transfert centrale balaie de nouveau la gamme de longueurs d’ondes préétablie WB, au moyen du signal de commande ST, et si par ailleurs, dans ledit premier état fonctionnel, le résultat de la détection est de nature à avoir impliqué la détection d’un type de gaz anesthésiant isolé, mais autre, l’interféromètre de Fabry-Pérot FPI1 peut ensuite être piloté au moyen dudit signal de commande ST, dans un second état fonctionnel BZ2 à son tour successif, de façon telle que ladite longueur d’onde de transfert centrale TW adopte une autre longueur d’onde préférentielle BW2. Fe choix se porte donc ensuite sur une sous-gamme UBB, à bande relativement étroite, de ladite gamme préétablie WB.

Fa figure 12 illustre des évolutions temporelles possibles du signal de commande ST, ainsi que de la longueur d’onde de transfert centrale TW, concernant une deuxième variante. Dans cette deuxième variante, plus d’un type de gaz anesthésiant est détecté dans le premier état fonctionnel BZ1. Il est par conséquent nécessaire que plus d’une longueur d’onde de mesure soit pilotée, dans le second état fonctionnel BZ2, pour permettre une mesure de concentration se rapportant aux multiples types de gaz anesthésiants.

Si, par exemple, deux types de gaz anesthésiants déterminés ont été détectés à l’intérieur du premier créneau de temps, dans le premier état fonctionnel BZ1, le signal de commande ST peut être choisi, dans le second état fonctionnel BZ2, de telle manière que des paliers de signal de commande déterminés soient abordés sous une forme étagée, si bien que la longueur d’onde de transfert centrale TW explore des longueurs d’ondes de mesure préférentielles déterminées, situées dans une sous-gamme UBC. Comme exposé ci-avant, au moins trois longueurs d’ondes de mesure doivent être utilisées pour une mesure de deux valeurs de concentration respectives de types de gaz anesthésiants considérés. Partant, si les trois longueurs d’ondes de mesure préférentielles ont été explorées, une détermination de valeurs de concentration, relatives aux deux types de gaz anesthésiants, peut ensuite être effectuée à un instant de mesure ΤΜΓ. Si lesdites longueurs d’ondes de mesure préférentielles sont explorées une fois encore, de nouvelles valeurs de concentration concernant les deux types de gaz anesthésiants peuvent ensuite être spécifiées. Cela se traduit par des instants de mesure ΤΜΓ correspondants, auxquels des valeurs de concentration respectives peuvent être déterminées pour les types de gaz anesthésiants considérés dont la présence a été détectée. Dans le second état fonctionnel BZ2, par conséquent, une spécification de plusieurs valeurs de concentration a lieu, pour chaque type de gaz anesthésiant détecté, à des instants ΤΜΓ se succédant les uns aux autres.

Dans cette deuxième variante de la mesure des valeurs de concentration selon la figure 12, quand bien même la résolution temporelle est moindre, aux instants de mesure ΤΜΓ, qu’aux instants de mesure TMI de la figure 11 dans le cas d’un seul type de gaz anesthésiant, la résolution temporelle, auxdits instants ΤΜΓ, est néanmoins plus grande que lorsque, pour spécifier respectivement une valeur de concentration d’un type de gaz anesthésiant ou deux valeurs de concentration de types de gaz anesthésiants considérés, il serait toujours procédé à une mesure recourant à un balayage exploratoire intégral de l’intégralité de la gamme de longueurs d’ondes, comme le prévoit le premier état fonctionnel BZ1.

Exprimé autrement, une mesure de la concentration d’un type de gaz anesthésiant ou de plusieurs types de gaz anesthésiants est possible avec une première résolution temporelle, dans le premier état fonctionnel BZ1, tandis qu’une mesure de la concentration d’un type de gaz anesthésiant ou de plusieurs types de gaz anesthésiants est possible, en revanche, avec une seconde résolution temporelle dans le second état fonctionnel BZ2, ladite seconde résolution étant supérieure à ladite première résolution.

La figure 12 montre, dans un quatrième créneau de temps, une autre variante ciblant la modification de la longueur d’onde de transfert centrale dans une sous-gamme UBD choisie. Dans ce cas, le signal de commande ST est modifié en continu, de sorte que la longueur d’onde préférentielle est, elle aussi, modifiée en continu à l’intérieur de ladite sousgamme UBD. Là encore, cela se solde par des instants de mesure ΤΜΓ correspondants, avec une certaine résolution temporelle supérieure à une résolution temporelle dans le cas d’une mesure de concentration pouvant être effectuée dans le premier état fonctionnel BZ1.

Dans l’esprit de la présente demande, une succession mutuelle d’instants ne doit pas nécessairement impliquer une succession directe d’instants, sachant qu’il suffit d’une succession telle que ces instants ne soient, certes, pas directement voisins dans le temps, mais succèdent toutefois les uns aux autres dans le temps.

En conséquence, le second état fonctionnel BZ2 permet de se cantonner effectivement aux longueurs d’ondes qui sont compatibles avec une mesure de types de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée dans le premier état fonctionnel BZ1.

Comme il ressort d’une observation de la figure 11 et de la figure 12, la longueur d’onde de transfert centrale TW balaie au moins une gamme partielle de 8 pm à 9 pm dans le premier état fonctionnel.

De préférence, les longueurs d’ondes préférentielles BW1, BW2 sont choisies de telle façon que les types de gaz anesthésiants, dont la présence a été détectée, aient un degré minimal préétabli d’une absorption de puissance sur ces longueurs d’ondes. Cela permet d’assurer que les mesures d’absorption soient exécutées sur des longueurs d’ondes sur lesquelles une précision de mesure suffisante est escomptée du fait du degré minimal préétabli de l’absorption de puissance.

D’après la figure 4, le dispositif AVI conforme à l’invention est par ailleurs pourvu, dans cet agencement structurel préférentiel, d’un filtre optique fixe FOF possédant une longueur d’onde de transfert centrale fixe située entre 4 pm et 5 pm.

Un détecteur supplémentaire D100, présent de préférence, est pareillement implanté à l’extrémité du trajet de mesure. Ledit détecteur D100 produit un signal de mesure supplémentaire MS 100 indicatif d’une seconde intensité S2 du rayonnement infrarouge S qui est directement transmise par l’intermédiaire du réceptacle de gaz GK, et de la fonction de filtrage passe-bande fixe du filtre optique fixe FOF. Ledit signal MS 100 peut être perçu comme un second signal de mesure.

Au moyen du convertisseur analogique-numérique AD, l’unité de calcul R convertit le second signal de mesure MS 100 en un second signal de mesure numérique MSD100 qui correspond audit second signal MS 100.

Au moins dans le second état fonctionnel, l’unité de calcul R détermine à des instants en succession mutuelle, sur la base du second signal de mesure respectif MS 100 ou MSD100, plusieurs valeurs de concentration KC relatives au dioxyde de carbone.

Les figures 11 et 12 montrent, dans ce contexte, la longueur d’onde de transfert fixe FTW du filtre optique fixe FOF de la figure 4. A présent, une détermination de la concentration en dioxyde de carbone est possible à des instants de mesure TMI1 correspondants, au moins dans le second état fonctionnel BZ2, mais de préférence aussi dans le premier état fonctionnel BZ1.

De la sorte, par conséquent, une détermination de valeurs de concentration en dioxyde de carbone peut être opérée en simultanéité avec la détermination de valeurs de concentration se rapportant aux types de gaz anesthésiants, d’une manière analogue à ladite détermination de valeurs de concentration concernant des types de gaz anesthésiants.

La figure 5 représente un autre agencement structurel préférentiel AV2 du dispositif proposé, dévolu à l’analyse d’un gaz de respiration anesthésique.

Le dispositif AV2 peut être scindé en un premier dispositif partiel AVI’ et en un second dispositif partiel A VIF.

Conformément à cet agencement structurel, le dispositif AV2 est doté d’un interféromètre de Fabry-Pérot FPI2 à la place de l’interféromètre de Fabry-Pérot FPI1 de la figure 4.

Cet interféromètre de Fabry-Pérot FPI2 inclut plusieurs fonctions de filtrage passe-bande de différents ordres. La fonction de filtrage passe-bande mentionnée précédemment se présente alors comme une première fonction de filtrage passe-bande d’un ordre de premier type, comportant une première longueur d’onde de transfert centrale, et une fonction de filtrage passe-bande supplémentaire est une deuxième fonction de filtrage passe-bande d’un ordre de deuxième type, comportant une deuxième longueur d’onde de transfert centrale. La figure 7 illustre, à titre d’exemple à cet égard, la deuxième fonction de filtrage passe-bande BP2 présentant une deuxième longueur d’onde de transfert centrale TW2 correspondante. Dans ce cas, la première fonction de filtrage passe-bande BPI présente une première longueur d’onde de transfert centrale TW1.

Dans cet exemple de réalisation, par conséquent, l’ordre de premier type est le deuxième ordre, et l’ordre de deuxième type est donc le cinquième ordre.

La figure 15 montre dans ce contexte, à titre d’exemples de différents ordres, différentes longueurs d’ondes de transfert TW tributaires du signal de commande ST. Sont représentés, dans cet exemple de la figure 15, quatre ordres différents échelonnés du deuxième ordre au cinquième ordre.

L’interféromètre de Fabry-Pérot FPI2 de la figure 5 comporte de préférence, en tant que première fonction de filtrage passe-bande, une fonction de filtrage passe-bande incluant une longueur d’onde de transfert centrale dans laquelle l’ordre de premier type se présente comme le deuxième ordre.

La deuxième fonction de filtrage passe-bande supplémentaire, incluant la deuxième longueur d’onde de transfert centrale, est en outre du type correspondant à l’ordre de deuxième type se présentant comme le cinquième ordre.

Conformément à l’exemple de réalisation de la figure 5, le premier détecteur Dl, cité à l’appui de la figure 4, est complété par un second détecteur supplémentaire D2 réalisé pour produire un signal de mesure supplémentaire MS2, pouvant être perçu comme un second signal de mesure MS2. Ledit second signal, ou signal supplémentaire MS2, est indicatif d’une seconde intensité S2 du rayonnement infrarouge S qui est directement transmise par l’intermédiaire du réceptacle de gaz GK, et par la deuxième fonction de filtrage passe-bande de l’interféromètre de FabryPérot FPI2. Un filtre passe-bande optique fixe BPF2, dont la fonction de filtrage passe-bande fixe BPFF2 est illustrée sur la figure 7, est interposé entre la source SQ de rayonnement infrarouge et ledit second détecteur D2, en vue de filtrer ladite deuxième fonction de filtrage passe-bande BP2 dudit interféromètre. Plus précisément, ladite seconde intensité S2 se présente aussi comme une intensité transmise audit second détecteur D2 par l’intermédiaire dudit réceptacle de gaz GK, de ladite deuxième fonction de filtrage passe-bande dudit interféromètre FPI2, et du second filtre passebande optique fixe BPF2.

De préférence, cela est obtenu par le fait que le rayonnement infrarouge parcourant l’interféromètre de Fabry-Pérot FPI2 est respectivement scindé au moyen d’un diviseur de rayonnements STL, d’une manière tributaire des longueurs d’ondes, en deux intensités ou en deux composants TS1 et TS2 de rayonnement infrarouge. Un premier composant TS1, excédant de préférence 6 pm, vient incider sur le premier détecteur Dl et un second composant TS2, de préférence inférieur à 6 pm, vient incider sur le second détecteur D2.

Le dispositif AV2 se trouve ainsi muni d’un dispositif optique partiel OF2. Ce dispositif partiel OF2 comprend l’interféromètre de FabryPérot FPI2, ainsi que les deux filtres passe-bande fixes BPF1, BPF2. Le dispositif OF2 est de préférence doté du diviseur de rayonnements STL. Ledit dispositif OF2 est réalisé de manière à sélectionner la première intensité SI du rayonnement infrarouge et à la diriger vers le premier détecteur Dl. Ledit dispositif OF2 est réalisé, en outre, de façon à sélectionner la seconde intensité S2 dudit rayonnement infrarouge et à la diriger vers le second détecteur D2.

Au moyen du convertisseur analogique-numérique AD, l’unité R de calcul et de commande convertit les signaux de mesure MSI, MS2 en des signaux de mesure numériques respectifs MSD1 et MSD2 correspondants.

Lors de l’étape de détermination BS, il est ensuite procédé à la détermination susdécrite des valeurs de concentration KA relatives aux types de gaz anesthésiants, sur la base du premier signal de mesure MSD1, ainsi qu’à une détermination de valeurs de concentration KC se rapportant au dioxyde de carbone, sur la base du second signal de mesure MSD2.

L’unité de calcul R pilote alors l’interféromètre de Fabry-Pérot FPI2, au moyen du signal de commande ST, de telle sorte que la deuxième longueur d’onde de transfert centrale de la deuxième fonction de filtrage passe-bande BP2 de la figure 7 corresponde, au moins temporairement, à une autre longueur d’onde préférentielle comprise entre 4 pm et 5 pm.

Les figures 13 et 14 montrent, à cet égard, différentes variantes d’un choix des longueurs d’ondes de transfert centrales TW1 et TW2 relativement aux différentes fonctions de filtrage passe-bande des différents ordres de l’interféromètre de Fabry-Pérot. Les figures 13 et 14 représentent, en outre, une longueur d’onde supplémentaire de transfert centrale TW3 d’une fonction supplémentaire de filtrage passe-bande BP3 dudit interféromètre qui, conformément à la figure 7, doit être affectée à un ordre supplémentaire constituant le cinquième ordre dans ce cas. Il est en effet possible, comme l’atteste une observation de la figure 15, que le signal de commande ST soit modifié vers une gamme, de préférence de 65 V par exemple, de façon telle que ladite longueur d’onde de transfert centrale TW3 de ladite fonction de filtrage passe-bande BP3 puisse prendre des valeurs qui coïncident avec des valeurs possibles de la longueur d’onde de transfert centrale TW2 de la fonction de filtrage passe-bande BP2 pour des valeurs autres dudit signal ST, préférentiellement de 2 V par exemple.

Conformément à la figure 13, il s’opère de nouveau respectivement dans le premier état fonctionnel BZ1, sous l’effet du signal de commande ST, une variation ou un balayage de la gamme de longueurs d’ondes préétablie WB par la longueur d’ondes de transfert centrale TW1. Ainsi, la première intensité St du rayonnement infrarouge, directement transmise par la première fonction de filtrage passe-bande de l’interféromètre de Fabry-Pérot vient incider ensuite sur le premier détecteur Dl de la figure 5.

Dans le même temps, le second détecteur D2 est respectivement le siège d’une modification ou d’une variation de la deuxième longueur d’onde de transfert TW2 de la deuxième fonction supplémentaire de filtrage passe-bande BP2 de la figure 7.

La seconde intensité S2 du rayonnement infrarouge, franchissant la deuxième fonction de filtrage passe-bande de l’interféromètre de Fabry-Pérot, parvient donc ensuite au détecteur D2 de la figure 5.

En conséquence, une mesure d’absorption de dioxyde de carbone peut être effectuée à un instant TMA, respectivement en un point de mesure MPI sur le second détecteur D2, avec une longueur d’onde de 4,3 pm, comme cela est mis en évidence, sur la figure 3, par la courbe KV6 d’absorption du dioxyde de carbone, associée à la longueur d’onde de mesure 7C. Ce point de mesure MPI est pareillement reporté, sur la figure 15, pour la longueur d’onde de transfert centrale TW1 du deuxième ordre.

De préférence, il peut être tiré parti de la troisième longueur d’onde de transfert centrale TW3 afin d’effectuer une mesure d’absorption de protoxyde d’azote en présence d’une longueur d’onde de 4,62 pm, respectivement à un instant TMB ou en un point de mesure MP2, comme cela est mis en lumière, sur la figure 3, par la courbe KV7 d’absorption du protoxyde d’azote, associée à la longueur d’onde de mesure λΝ. Ledit point de mesure MP2 est, lui aussi, tracé sur la figure 15. Cette mesure a lieu au moyen du détecteur D2 de la figure 5.

En un autre point de mesure MP3 ou, respectivement, à un autre instant de mesure TMC, il est par ailleurs possible d’effectuer une mesure supplémentaire se rapportant au dioxyde de carbone, sur une longueur d’onde de 4,3 pm, et fondée sur la troisième longueur d’onde de transfert centrale TW3 de la troisième fonction de filtrage passe-bande BP3. Ce point de mesure MP3 est semblablement porté sur la figure 15. Cette mesure a lieu, elle aussi, au moyen du détecteur D2 de la figure 5.

Dans le second état fonctionnel BZ2, il est ensuite procédé à une limitation de la première longueur d’onde de transfert centrale TW1 à une sous-gamme UBE, en vue de mesurer des valeurs de concentration d’un type de gaz anesthésiant.

Il est par exemple possible, dans ce cas, de se cantonner à une seule et unique mesure sur une longueur d’onde de 9,4 pm étant donné que, par exemple, la longueur d’onde supplémentaire de 10,6 pm pourrait être inappropriée, par elle-même, pour mesurer une absorption d’un type de gaz anesthésiant détecté.

Cela se solde par conséquent, pour une mesure de valeurs de concentration du type de gaz anesthésiant détecté, par des instants possibles ΤΜΓ se succédant mutuellement et dédiés à une mesure de la concentration.

Comme le montre la figure 13, des deuxièmes longueurs d’ondes de transfert centrales TW2 peuvent être saisies sur le second détecteur D2 dans le second état fonctionnel BZ2, sur la base du second signal de mesure respectif MS2 ou MSD2 de la figure 5, afin de déterminer des valeurs de concentration relatives au dioxyde de carbone à des instants TMI” en succession mutuelle.

Ainsi, au moyen du second détecteur D2 ou sur la base du second signal de mesure respectif MS2 ou MSD2, plusieurs valeurs de concentration en dioxyde de carbone sont déterminées à des instants ΤΜΓ ’ succédant les uns aux autres dans le second état fonctionnel. Là encore, la résolution temporelle desdits instants de mesure TMI” est supérieure, dans ledit second état fonctionnel, à celle qui pourrait être obtenue dans le premier état fonctionnel BZ1.

En résumé, l’on peut faire observer que, suite à une modification de la deuxième longueur d’onde de transfert TW2, cette longueur TW2 correspond au moins temporairement à une longueur d’onde préférentielle située entre 4 pm et 5 pm.

Le second état fonctionnel BZ2 est de nouveau suivi par le premier état fonctionnel BZ1 dans lequel, sur la base du premier signal de mesure MSI de la figure 5, des types de gaz anesthésiants éventuellement présents sont détectés de la manière décrite ci-avant.

Dans un second état fonctionnel BZ2 à son tour successif, il est ensuite procédé à une limitation de la longueur d’onde de transfert centrale

TW1 à une sous-gamme UBF de la gamme de longueurs d’ondes préétablie

WB. Des mesures d’absorption concernant un type de gaz anesthésiant individuel peuvent alors, de préférence, être effectuées tant à des instants

ΤΜΓ qu’à des instants TMI”, aussi bien sur la longueur d’onde de 8,6 qm que sur la longueur d’onde de 9,5 qm. Cela s’opère au moyen du signal de mesure du détecteur Dl de la figure 5.

Il est pareillement possible de tirer profit de la longueur d’onde de 4,3 qm de la troisième longueur d’onde de transfert TW3, qui en résulte simultanément. Il s’opère ensuite, sur la base du second signal de mesure respectif MS2 ou MSD2, une détermination de valeurs de concentration relatives au dioxyde de carbone. Cela a lieu aux instants ΤΜΓ ’.

Néanmoins, il est également possible de tirer bénéfice de la longueur d’onde de 4,6 qm de la troisième longueur d’onde de transfert TW3, qui en résulte simultanément. Il s’opère ensuite, sur la base du second signal de mesure respectif MS2 ou MSD2, une détermination de valeurs de concentration relatives au protoxyde d’azote. Cela a lieu aux instants ΤΜΓ.

En d’autres termes, une mesure de la concentration d’un type de gaz anesthésiant ou de plusieurs types de gaz anesthésiants est possible avec une première résolution temporelle, dans le premier état fonctionnel BZ1, tandis qu’une mesure de la concentration d’un type de gaz anesthésiant est en revanche possible avec une seconde résolution temporelle, dans le second état fonctionnel BZ2, ladite seconde résolution étant supérieure à ladite première résolution.

La figure 14 illustre des évolutions du signal de commande ST, ainsi que de la longueur d’onde de transfert TW1, concernant une variante dans laquelle plusieurs types de gaz anesthésiants sont détectés dans le premier état fonctionnel BZ1. Dans ledit premier état BZ1, comme déjà expliqué ci-avant à l’appui de la figure 13, il est procédé à une mesure se rapportant à des gaz anesthésiants, tout comme au dioxyde de carbone, ainsi qu’au protoxyde d’azote.

Une détermination de valeurs de concentration, relativement à deux gaz anesthésiants différents, est exécutée dans le second état fonctionnel BZ2.

Dans le second état fonctionnel BZ2, la première longueur d’onde de transfert centrale TW1 est limitée à une sous-gamme UBG à l’intérieur de la gamme de longueurs d’ondes WB. Aucune mesure de gaz anesthésiant n’a lieu sur une longueur d’onde de 10,6 qm qui en résulte tout d’abord. Si ladite première longueur d’onde TW1 balaie ensuite une gamme d’environ 8 qm à 10 qm, il s’opère alors de préférence, à des instants ΤΜΓ, une mesure relative à deux types de gaz anesthésiants.

Au moyen de la deuxième longueur d’onde de transfert TW2, une concentration en dioxyde de carbone est en outre mesurée sur une longueur d’onde de 4,3 pm à des instants TM1, ainsi que TMI”, à l’aide du second signal de mesure au niveau du second détecteur. Une détermination de valeurs de concentration relatives au dioxyde de carbone s’effectue donc, au moyen dudit second signal de mesure, à plusieurs instants se succédant les uns les autres.

Une mesure d’une concentration en dioxyde de carbone est tout aussi bien possible, au moyen de la troisième longueur d’onde de transfert TW3, respectivement à un instant TM3 ou en un point de mesure MP3.

Une mesure de concentration en protoxyde d’azote peut, de surcroît, être respectivement effectuée à un instant TM2 ou en un point de mesure MP2, au moyen de la troisième longueur d’onde de transfert TW3.

Les points de mesure MPI, MP2, MP3 sont également tracés sur la figure 15.

Bien que, conformément à la figure 14, une modification continue des longueurs d’ondes de transfert centrales TW1 et TW3 puisse s’opérer dans ce second état fonctionnel BZ2, il est possible, en variante, de modifier ces longueurs d’ondes de transfert en mode progressif dans ce second état fonctionnel BZ2, à l’extrême droite du diagramme de la figure

14.

La figure 10a représente, pour la détermination des valeurs de concentration en dioxyde de carbone, des phases optionnelles faisant partie de l’étape BS5 de la figure 6.

Lors d’une phase partielle optionnelle BS53 se substituant à la phase partielle BS51, il s’opère une saisie du signal de mesure MSD100 ou, respectivement, du signal de mesure MSD2 qui constitue le second signal de mesure. S’il s’agit de l’agencement structurel AVI du dispositif proposé conformément à la figure 4, le signal respectif de mesure MS 100 ou MSD100 est saisi en tant que second signal de mesure. Le signal respectif de mesure MS2 ou MSD2 est saisi en tant que second signal de mesure s’il s’agit de l’agencement structurel AV2 du dispositif proposé conformément à la figure 5. En vue d’une détermination des concentrations en dioxyde de carbone, l’unité de calcul R de la figure 4 ou 5 exécute, parallèlement à la phase partielle BS6 de la figure 6 ou en simultanéité avec cette dernière, une étape partielle BS7 au cours de laquelle la détermination des valeurs de concentration en dioxyde de carbone est effectuée sur la base dudit second signal respectif MS2 ou MSD2, voire MS100 ou MSD100.

En des termes autres, une mesure de la concentration d’un type de gaz anesthésiant ou de plusieurs types de gaz anesthésiants est possible avec une première résolution temporelle, dans le premier état fonctionnel BZ1, cependant qu’une mesure de la concentration d’un type de gaz anesthésiant ou de plusieurs types de gaz anesthésiants est en revanche possible avec une seconde résolution temporelle, dans le second état fonctionnel BZ2, ladite seconde résolution étant supérieure à ladite première résolution.

La figure 16 illustre un respirateur d’anesthésie ABV3 dédié à la ventilation automatisée d’un patient PT. Ce respirateur d’anesthésie ABV3 comporte un orifice d’inspiration IP et un orifice d’expiration EP, auxquels peut être raccordé un flexible de respiration BSC pointant vers ledit patient PT. Par l’intermédiaire de ce flexible BSC, un gaz de respiration anesthésique est délivré au patient, et également renvoyé audit respirateur ABV3 à partir dudit patient. La délivrance a lieu par l’intermédiaire dudit orifice d’inspiration IP, l’évacuation s’opérant par l’intermédiaire dudit orifice d’expiration EP. Ledit flexible BSC regroupe les raccords desdits orifices EP, IP au niveau d’une «pièce en Y» YS s’achevant ensuite, de manière habituelle, au niveau d’un tube introduit dans le patient PT, afin de le ventiler par le biais de ses poumons LU.

Le respirateur d’anesthésie ABV3 est doté, par ailleurs, d’une unité AGF d’acheminement de gaz respiratoire. Ladite unité AGF se présente, de préférence, comme une unité KE à piston dans laquelle un piston KO peut être, respectivement, avancé et rétracté par l’intermédiaire d’un moteur M. L’unité de calcul R est réalisée en vue de piloter ladite unité AGF par l’intermédiaire d’un signal de pilotage ANS.

Le respirateur d’anesthésie ABV3 comporte un capteur VS de débits volumiques, réalisé pour détecter un débit volumique du gaz respiratoire. Ledit capteur VS peut appliquer un signal de débit volumique VSS à une unité de calcul R23.

L’unité de calcul R23 se présente comme au moins une unité de calcul pouvant, également, être concrétisée par un assemblage de plusieurs unités de calcul. Ladite unité R23 est réalisée en vue de l’exécution d’une ventilation du patient PT commandée par pression ou assistée par pression. Ladite unité de calcul R23 retourne, de préférence, à une unité de mémorisation MEM.

Une pression minimale (pression expiratoire positive) de la ventilation est concrètement instaurée par une valve PV de pression expiratoire positive située, de préférence, dans la région de l’orifice d’expiration EP.

Le respirateur d’anesthésie ABV3 est équipé, en outre, d’un capteur de pression DS réalisé pour détecter une pression du gaz respiratoire. Ledit capteur de pression DS fournit un signal DSS de détection de pression à l’unité de calcul R23.

Le respirateur d’anesthésie ABV3 comprend un absorbeur CA de dioxyde de carbone, ainsi qu’une unité NG de mélange de gaz narcotiques. Par l’intermédiaire de ladite unité NG, un mélange gazeux requis pour la narcose peut ensuite être introduit dans le système respiratoire. Par ailleurs, ledit respirateur d’anesthésie ABV3 est respectivement pourvu d’un conduit ANF de propagation de gaz anesthésiant, ou d’un raccord à un conduit ANF de propagation de gaz anesthésiant. De préférence, le flux gazeux circulant à l’intérieur dudit respirateur ABV3 est contrôlé par des clapets antiretour RV. L’unité de calcul R23 commande l’unité NG de mélange de gaz narcotiques au moyen d’un signal de commande NGAS.

Le respirateur d’anesthésie ABV3 est préférentiellement muni d’une unité d’entrée EE, ou d’un interface EE avec une unité d’entrée permettant la réception, sur ledit respirateur ABV3, de données d’entrée introduites, respectivement, par un opérateur ou un clinicien.

De préférence, le respirateur d’anesthésie ABV3 est doté d’une unité d’affichage AE, ou d’un interface AE avec une unité d’affichage AE permettant l’affichage des valeurs de concentration déterminées.

Le respirateur d’anesthésie ABV3 comporte de préférence, qui plus est, un interface de donnés DS2 au niveau duquel l’unité de calcul R23 produit un signal de données DAS2 indicatif des valeurs de concentration déterminées.

De surcroît, le respirateur d’anesthésie ABV3 est préférentiellement pourvu d’un interface DNS de réseau de données au niveau duquel, de préférence, l’unité de calcul R23 produit le signal de données DAS2.

Par l’intermédiaire de l’unité d’entrée EE, le respirateur ABV3 reçoit des données d’entrée ED pouvant être reçues sur l’unité de calcul R23.

Ces données d’entrée ED préétablissent ensuite le choix des durées respectives Tl et T2 des états fonctionnels BZ1 et BZ2 considérés, comme illustré sur la figure IL Au moyen d’un signal de données DS11, par l’intermédiaire d’un interface de données DSX2 du respirateur ABV3, ces données d’entrée ED peuvent ensuite être transmises à un dispositif AV dévolu à la mesure de gaz anesthésiants.

Le dispositif AV se présente alors soit comme le dispositif AV 1 de la figure 4, soit comme le dispositif AV2 de la figure 5.

Par l’intermédiaire de l’interface de données DSI du dispositif AV dévolu à l’analyse de gaz anesthésiants, ledit dispositif AV fournit au respirateur d’anesthésie ABV3, au moyen d’un signal de données DAS, les valeurs de concentration des types de gaz anesthésiants et, de préférence aussi, les valeurs de concentration issues de la mesure du dioxyde de carbone et/ou de la mesure du protoxyde d’azote.

Ces valeurs peuvent ensuite être affichées, de préférence, sur l’unité d’affichage AE du respirateur ABV3.

Comme déjà exposé à l’appui des figures 4 et 5, le dispositif AV dévolu à l’analyse de gaz anesthésiants est muni du raccord de gaz GA qui, au moyen d’un conduit LT de gaz d’échantillonnage, peut être couplé à la pièce en Y YS du flexible de respiration ou être, respectivement, raccordé à cette dernière.

En vue d’un acheminement efficace du gaz de respiration anesthésique, de la pièce en Y YS au dispositif AV dévolu à l’analyse de gaz anesthésiants, il est possible que ledit dispositif AV soit de préférence équipé d’une pompe qui lui est propre, ou puisse être raccordé à une pompe.

L’unité de calcul du dispositif d’analyse AV, pouvant précisément se présenter comme l’unité de calcul R de la figure 4 ou de la figure 5, reçoit ainsi les données d’entrée ED de l’unité d’entrée EE au moyen du signal de données DS11, puis choisit la durée maximale du second état fonctionnel d’une manière dépendant de ces données d’entrée ED.

Pour recevoir les données d’entrée ED, le dispositif AV est préférentiellement équipé d’une propre unité d’entrée, ou d’un propre interface avec une unité d’entrée.

La figure 17 montre une autre variante ABV1 se rapportant à un respirateur d’anesthésie, dans laquelle un dispositif d’analyse AVI est présent en substitution du dispositif d’analyse AV de la figure 16.

Ce dispositif d’analyse AVI comporte des interfaces DS Y au moyen desquels un signal de commande STS, ainsi qu’un signal de mesure

MS, peuvent être échangés. Ledit signal de commande STS correspond alors au signal de commande ST de la figure 4, respectivement de la figure

5. Le signal de mesure MS correspond au moins au signal de mesure MSI des figures 4 ou 5 respectives. En outre, ledit signal de mesure MS peut présenter, de préférence, le second signal de mesure MS 100 ou le second signal de mesure MS2. Le respirateur d’anesthésie ABV3 est muni d’un interface de données DSX1, en vue d’un échange de ces signaux STS, MS.

Le dispositif d’analyse AVI revêt la forme soit du dispositif partiel AVI de la figure 4, soit du dispositif partiel AVI’ de la figure 5.

Dans ce cas, les fonctionnalités de l’unité de calcul R respective de la figure 4, ou de la figure 5, sont intégrées dans l’unité de calcul R2 du respirateur d’anesthésie ABVI.

Par rapport à l’agencement structurel ABV3 de la figure 16, l’agencement structurel du respirateur d’anesthésie ABVI offre l’avantage consistant en ce que le dispositif d’analyse AVI ne doit pas impérativement comporter une propre unité de calcul, la production du signal de commande STS, ainsi que la saisie du signal de mesure MS et la poursuite du procédé de la figure 6 pouvant, en revanche, être respectivement élaborées ou transposées par l’unité de calcul R2 déjà existante dans ledit respirateur d’anesthésie ABVI.

De même, le dispositif d’analyse AVI de la figure 17 peut présenter, de préférence, une pompe affectée à l’acheminement du gaz de respiration anesthésique vers le dispositif d’analyse AVI à partir de la pièce en Y YS, par l’intermédiaire du conduit LT de gaz d’échantillonnage, ou bien un raccord à une telle pompe.

D’après un autre agencement structurel ABV2 conforme à la figure 18, un respirateur d’anesthésie est pourvu du dispositif d’analyse AVI de la figure 17, en tant que partie intégrante. Dans ce cas, ledit respirateur ABV2 comporte le dispositif partiel AVI se présentant, de préférence, comme le dispositif partiel AVI de la figure 4 ou, en variante, comme le dispositif partiel AVI’ de la figure 5. Ledit dispositif d’analyse AVI est couplé à la pièce en Y YS au moyen du conduit LT de gaz d’échantillonnage, respectivement par l’intermédiaire d’un orifice de gaz de mesure ou d’un raccord LTP de gaz de mesure.

Une unité de calcul R22 est alors réalisée de façon à assurer la fonctionnalité de l’unité de calcul R de la figure 4, respectivement de la figure 5. Partant, ladite unité R22 est réalisée en vue de l’exécution de l’étape de détermination BS de la figure 6.

Par ailleurs, l’unité de calcul R22 est réalisée en vue d’exécuter les fonctions que l’unité de calcul R23 de la figure 16 peut remplir. De plus, l’unité de calcul R2 de la figure 17 est réalisée pour exécuter les fonctions pouvant être remplies par ladite unité de calcul R23 de la figure 16.

En conformité avec la figure 4, respectivement avec la figure 5, Γunité de calcul R de l’agencement structurel AVI, respectivement de l’agencement structurel AV2 du dispositif proposé, dévolu à l’analyse d’un gaz de respiration anesthésique, est par ailleurs réalisée en vue de fournir un signal de commande ST2 supplémentaire au moyen duquel, dans le second état fonctionnel, l’unité R2 de calcul et de commande module l’amplitude de la source SQ de rayonnement infrarouge conformément à une fréquence de modulation f_MOD. Ladite unité R choisit la fréquence de modulation, assignée à cette modulation d’amplitude, d’une manière tributaire des types de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée dans le premier état fonctionnel.

De ce fait, l’unité R de calcul et de commande respectivement conforme à la figure 4 ou 5 procède de préférence, dans le premier état fonctionnel, à une modulation d’amplitude de la source SQ de rayonnement infrarouge en conformité avec une fréquence de modulation f_MOD.

De préférence, cette modulation d’amplitude est effectuée par l’intermédiaire d’un signal sinusoïdal de la fréquence de modulation f_MOD. Une modulation d’amplitude est possible, en variante, par le biais d’une modulation « tout ou rien ».

Cela se traduit en conséquence, sur le détecteur respectif Dl de la figure 4 ou 5, par un signal de mesure MMS1 modulé, qui remplace le signal de mesure MSI et est représenté sur la figure 10c.

Ce signal de mesure MMS1 modulé est ensuite délivré à un « amplificateur à verrouillage » LIV qui exécute une démodulation selon un procédé à mode verrouillage, en produisant un signal de modulation MODS indicatif de la fréquence de modulation f_MOD utilisée pour la modulation d’amplitude de la source SQ de rayonnement infrarouge.

Cela implique le premier signal de mesure MSI derrière l’amplificateur à verrouillage LIV.

S’il est procédé à un ajustement de la longueur d’onde de transfert centrale de la fonction de filtrage passe-bande, comme illustré par exemple sur la figure 11, dans le premier état fonctionnel, la fréquence de modulation f_MOD doit nécessairement être adaptée, en vue de la modulation de l’amplitude, à la variation temporelle de la longueur d’onde de transfert TW de la figure 11.

Dans ce cas, la fréquence de modulation f_MOD allouée à la modulation de l’amplitude doit nécessairement être supérieure à une fréquence de modulation correspondante allouée à une modulation de fréquence et résultant de la variation temporelle de la longueur d’onde de transfert TW.

Un tel choix de la fréquence de modulation f_MOD dévolue à la modulation de l’amplitude de la source de rayonnement infrarouge, en tant que fréquence supérieure à la fréquence de modulation dévolue à une modulation de fréquence et résultant de la variation temporelle de la longueur d’onde de transfert TW dans le premier état fonctionnel, est nécessaire étant donné que, pour une valeur virtuelle fixe de ladite longueur d’onde de transfert TW, au moins plusieurs périodes de la modulation d’amplitude doivent parcourir la fonction de filtrage passe-bande de l’interféromètre de Fabry-Pérot sur cette première longueur d’onde de transfert fixe.

Du fait que des diffuseurs d’infrarouges, tels que la source SQ de rayonnement infrarouge respectivement conforme à la figure 4 ou 5, ne peuvent suivre une fréquence de modulation que de manière conditionnelle en vue de la modulation d’amplitude, cela peut gouverner l’effet résidant dans une diminution de l’amplitude fondamentale ou, respectivement, de l’élongation maximale d’amplitude de ladite source SQ de rayonnement infrarouge en présence d’une haute fréquence de modulation allouée à la modulation d’amplitude, d’où la dégradation possible d’un rapport signalbruit.

Si par exemple, comme représenté sur la figure 11, un unique gaz anesthésiant a été détecté dans le premier état fonctionnel BZ1, la longueur d’onde de transfert TW associée à la longueur d’onde préférentielle WB 1 peut être choisie constante dans le temps, dans le second état fonctionnel BZ2, comme expliqué précédemment.

Ainsi, étant donné que dans le second état fonctionnel BZ2, sur la figure 11, la première longueur d’onde de transfert TW peut être maintenue constante en tant que longueur d’onde WB1, une faible variation temporelle, voire aucune variation temporelle de ladite première longueur d’onde de transfert TW n’est présente dans ledit second état fonctionnel. Partant, la modulation de l’amplitude de la source SQ de rayonnement infrarouge peut être effectuée avec une fréquence de modulation f_MOD relativement faible.

Si, comme illustré sur la figure 12, plusieurs gaz anesthésiants sont détectés dans le premier état fonctionnel BZ1, une variation de la longueur d’onde de transfert centrale TW est nécessaire pour une mesure de gaz anesthésiants sur trois longueurs d’ondes préférentielles, dans le second état fonctionnel BZ2, comme expliqué précédemment. Par conséquent, cette variation temporelle plus accentuée de ladite longueur d’onde de transfert centrale TW, dans le cas d’une mesure de concentration de deux types de gaz anesthésiants, exige une fréquence de modulation f_MOD supérieure, pour la modulation de l’amplitude, par rapport à une faible variation temporelle de ladite longueur d’onde de transfert centrale TW dans le cas d’une mesure de concentration d’un seul type de gaz anesthésiant, comme précédemment représenté sur la figure 11.

Le procédé de modulation d’amplitude autorise une insensibilité ou, respectivement, une moindre sensibilité vis-à-vis de composants respectifs d’équisignaux ou de courant continu, ou également d’un « bruit en 1/f ».

Dans le premier état fonctionnel BZ1, il n’est pas impératif d’effectuer une modulation de la source de rayonnement infrarouge dans le sens d’une modulation d’amplitude. En variante, il est également possible d’appliquer un procédé dans lequel une telle modulation d’amplitude est simulée au moyen d’un ajustement de l’interféromètre de Fabry-Pérot, dans ce premier état fonctionnel, car la fonction de transfert dudit interféromètre n’est pas nécessairement constante. Ce procédé est décrit dans le document DE 10 2012 007 030 Al. La démodulation pouvant se présenter, pour une modulation d’amplitude, comme un procédé à mode verrouillage conforme à la figure 10c, recourant à un amplificateur à verrouillage LIV, doit toutefois être remplacée, pour le premier état fonctionnel, par un procédé dans lequel le procédé précité implique, à la fois, une modulation de fréquence et une modulation d’amplitude de la longueur d’onde de transfert centrale. Du fait que, conformément à ce procédé, l’amplitude de la source respective SQ de rayonnement infrarouge de la figure 4 ou 5 n’est pas modulée, une plus grande puissance peut être prélevée, au niveau du détecteur respectif DI ou D2, comparativement au cas dans lequel une modulation de l’amplitude de ladite source SQ de rayonnement infrarouge serait exécutée.

Dans l’esprit de la présente demande, les fonctions susmentionnées de filtrage passe-bande BPI, ..., BP5 de la figure 7, relatives aux interféromètres de Fabry-Pérot susmentionnés FPI1, FPI2 de la figure 4 ou 5, sont des fonctions de filtrage passe-bande variables dont la longueur d’onde de transfert centrale TW, TW1, TW5 peut être ajustée, à chaque fois, en fonction du signal de commande ST des figures 4 ou 5.

L’unité R de calcul et de commande, respectivement selon la figure 4 ou 5, se présente de préférence comme un module de matériel intégré, sachant qu’un ou plusieurs élément(s) partiel(s) d’une telle unité R peu(ven)t être programmé(s) par des logiciels, et/ou comporte(nt) des circuits représentant des logiciels. Les éléments partiels de ladite unité R à présence minimale sont alors raccordés les uns aux autres, en vue de l’échange de données et/ou de messages de signalisation. De préférence, ladite unité R à présence minimale revêt la forme non pas d’un module de matériel intégré isolé, mais de plusieurs modules de matériel interconnectés aux fins d’échange de données et/ou de messages de signalisation, et se présente par exemple comme un ou plusieurs système(s) de bus. Il en va de même pour les unités R2, R22, R23 respectivement conformes aux figures 16, 17 et 18.

En d’autres termes, la fonction des différentes unités de calcul et de commande peut donc être conférée par du matériel correspondant. Il s’agit alors, de préférence, d’un matériel qui exécute un logiciel se présentant comme un code programmé. Une telle unité peut être concrétisée sous la forme d’un processeur individuel ou d’un assemblage de plusieurs processeurs. Dans le présent mémoire, l’expression « unités de calcul et de commande » ne saurait être exclusivement interprétée comme un matériel pur et simple, dévolu à l’exécution d’un logiciel, mais peut également inclure un processeur de signaux numériques (DSP), un circuit intégré spécifique d’une application (ASIC), un réseau de portes programmables sur site (FPGA), ou un autre type d’équipement matériel.

Les unités de mémorisation ME, MEM évoquées dans les exemples de réalisation peuvent être respectivement concrétisées par une unité isolée, mais aussi par plusieurs unités de mémorisation. Une telle unité de mémorisation ME, MEM peut faire partie intégrante d’une unité correspondante R, R2, R22 ou R23 de calcul et de commande.

Les parties, éléments, composants, pièces et moyens suivants de l’invention sont référencés comme suit sur les dessins annexés :

ABG gaz de respiration anesthésique

ABVI, ABV2, ABV3 respirateur d’anesthésie

AD convertisseur analogique-numérique

AE unité d’affichage

AGF	unité d’acheminement de gaz respiratoire
ANF	conduit de propagation de gaz anesthésiant
AV, AVI, AV2	dispositif d’analyse de gaz anesthésiant
AVI, AVII, AVI’, AVIF	dispositif partiel
BPI, ...,BP5	fonction de filtrage passe-bande
BPF1,BPF2	filtre passe-bande
BPFF1,BPFF2	fonction de filtrage passe-bande fixe
BS	étape de détermination
BSC	flexible de respiration
BS1, ...,BS7	phase partielle
BS11, BS12, BS51, BS52,
BS53, BS51’	phase secondaire
BZ1	premier état fonctionnel
BZ2	second état fonctionnel
CA	absorbeur de dioxyde de carbone
DAS2	signal de données
DNS	interface de réseau de données
DS	capteur de pression
DSS	signal de pression
DSX1,DSX2, DS2, DSI	interface de données
DSY	interface
DUB	ensemble de données
ED	données d’entrée
EE	unité d’entrée
EP	orifice ou port d’expiration
FF1	fonction de filtrage
FOF	filtre optique fixe
FPI1,FPI2	interféromètre de Fabry-Pérot
FTW	longueur d’onde de transfert fixe
GK	réceptacle de gaz
GP	échantillon de gaz de respiration
IP	orifice ou port d’inspiration
KA, KC	valeurs de concentration
KE	unité à piston
KO	piston
KV, ..., KV7	combe d’absorption
LIV	amplificateur à verrouillage
LT	conduit de gaz d’échantillonnage

LTP	raccord de gaz de mesure
LU	poumon
M	moteur
ME, MEM	unité de mémorisation
MMS1	signal de mesure modulé
MODS	signal de modulation
MP1,MP2, MP3	point de mesure
MS1,MS2, MS 100, MS	signal de mesure
MSD1,MSD2, MSD100	signal de mesure numérique
NG	unité de mélange de gaz narcotiques
NGAS	signal de commande
OF1, OF2	dispositif optique
PT	patient
PV	valve de pression expiratoire positive
R, R2, R22, R23	unité de calcul
RV	clapet antiretour
S	rayonnement infrarouge
SI, S2, TS1,TS2	intensité
SQ	source de rayonnement infrarouge
ST, ST2	signal de commande
STL	diviseur de rayonnements
STS	signal de commande
T1,T2	durée
TM1, TM2, TM3, TMA,
TMB, TMC, TMI,
TMI’, TMI”, TMI1	instant de mesure
TW, TW1, TW2, TW3	longueur d’onde de transfert centrale
VS	capteur de débits volumiques
VSS	signal de débit volumique
YS	pièce en Y
ZD	ensemble de données d’attribution
ZD1, ...,ZD10	ensemble de données partiel
λΐ, λ 2, λ 3, ÀC, λΝ	longueur d’onde de mesure
ZR	longueur d’onde de référence
WB	gamme de longueurs d’ondes

Il va de soi que de nombreuses modifications peuvent être apportées au dispositif et au respirateur décrits et représentés, sans s’écarter du cadre de la présente invention.

Claims

REVENDICATIONS

1. Dispositif dévolu à l’analyse d’un gaz de respiration anesthésique, comprenant

- au moins une source (SQ) de rayonnement infrarouge, destinée à émettre un rayonnement infrarouge (S) le long d’un trajet de mesure,

- au moins un réceptacle de gaz (GK), situé sur le trajet de mesure en vue de recevoir un échantillon (GP) dudit gaz de respiration anesthésique (ABG),

- un interféromètre de Fabry-Pérot (FPI1, FPI2), implanté sur ledit trajet de mesure et présentant une fonction de filtrage passe-bande (BPI) dont la longueur d’onde de transfert centrale (TW) peut être ajustée d’une manière tributaire d’un signal de commande (ST),

- au moins un détecteur (Dl) installé à une extrémité dudit trajet de mesure, en vue de produire un signal de mesure (MSI) indicatif d’une intensité (St, TS1) dudit rayonnement infrarouge (S) qui est directement transmise par l’intermédiaire dudit réceptacle de gaz (GK) et de ladite fonction de filtrage passe-bande (BPI) dudit interféromètre de Fabry-Pérot (FPI1, FPI2),

- ainsi qu’au moins, par ailleurs, une unité (R) de calcul et de commande affectée à la production dudit signal de commande (ST) et, en outre, à la saisie dudit signal de mesure (MSI), ladite unité (R) de calcul et de commande étant, de plus, réalisée en vue, dans un premier état fonctionnel (BZ1),

- de piloter l’interféromètre de Fabry-Pérot (FPI1, FPI2), au moyen du signal de commande (ST), de telle sorte que la longueur d’onde de transfert centrale (TW) balaie une gamme de longueurs d’ondes préétablie (WB),

- ainsi que, par ailleurs, de détecter une présence respective de types de gaz anesthésiants potentiels considérés, dans l’échantillon (GP) du gaz de respiration, sur la base dudit signal de mesure (MSI), et de surcroît, dans un second état fonctionnel (BZ2),

- de piloter ledit interféromètre de Fabry-Pérot (FPI1, FPI2), au moyen dudit signal de commande (ST), de façon telle que ladite longueur d’onde de transfert centrale (TW) corresponde à une longueur d’onde préférentielle ou à plusieurs longueurs d’ondes préférentielles, à l’intérieur d’une sous-gamme (UBA, UBH) de ladite gamme de longueurs d’ondes préétablie (WB), sachant que ladite unité (R) de calcul et de commande choisit la sous-gamme (UB) d’une manière tributaire de types de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée dans le premier état fonctionnel (BZ1)

- et de déterminer respectivement sur la base dudit signal de mesure (MSI, MSD1), à des instants (TMI, ΤΜΓ) se succédant mutuellement, plusieurs valeurs de concentration pour les types considérés de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée.
2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé par le fait que Γ unité (R) de calcul et de commande choisit l’une des longueurs d’ondes préférentielles, ou les multiples longueurs d’ondes préférentielles, d’une manière tributaire des types de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée.
3. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé par le fait qu’au moins quelques-uns des types de gaz anesthésiants sont des fluranes.
4. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé par le fait que la gamme de longueurs d’ondes préétablie (WB), balayée par la longueur d’onde de transfert centrale (TW) dans le premier état fonctionnel (BZ1), inclut au moins une gamme partielle de 8 pm à 9 pm.
5. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé par le fait que l’unité (R) de calcul et de commande choisit l’une des longueurs d’ondes préférentielles, ou les multiples longueurs d’ondes préférentielles, d’une manière tributaire d’un ensemble de données (DUB) indicatif de combinaisons respectives de longueurs d’ondes, ou de sous-gammes respectives, pour des combinaisons considérées de types de gaz anesthésiants.
6. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé par le fait que l’unité (R) de calcul et de commande choisit l’une des longueurs d’ondes préférentielles, ou les multiples longueurs d’ondes préférentielles, de façon telle qu’un type de gaz anesthésiant, dont la présence a été détectée, ait un degré minimal préétabli d’une absorption de puissance du rayonnement infrarouge sur au moins l’une desdites longueurs d’ondes préférentielles.
7. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé par le fait

- que l’interféromètre de Fabry-Pérot (FPI2) comprend plusieurs fonctions de filtrage passe-bande (BPI, BP2) d’ordres différents,

- que la fonction de filtrage passe-bande (BPI) est une première fonction de filtrage passe-bande (BPI) d’un ordre de premier type, présentant la longueur d’onde de transfert centrale (TW) en tant que première longueur d’onde de transfert centrale (TW1),

- qu’une fonction supplémentaire de filtrage passe-bande (BP2) est une deuxième fonction de filtrage passe-bande (BP2) d’un ordre de deuxième type, présentant une deuxième longueur d’onde de transfert centrale (TW2),

- que le détecteur (Dl) est un premier détecteur (Dl) réalisé pour produire un premier signal de mesure (MSI) indicatif d’une première intensité (TS1) du rayonnement infrarouge (S), qui est directement transmise par l’intermédiaire du réceptacle de gaz (GK) et de ladite première fonction de filtrage passe-bande (BPI) dudit interféromètre de Fabry-Pérot (FPI2),

- que ledit dispositif (AV2) est muni, en outre, d’un second détecteur (D2) installé à l’extrémité du trajet de mesure, et réalisé pour produire un second signal de mesure (MS2) indicatif d’une seconde intensité (TS2) dudit rayonnement infrarouge (S), qui est directement transmise par l’intermédiaire dudit réceptacle de gaz (GK) et de ladite deuxième fonction de filtrage passe-bande (BP2) dudit interféromètre de Fabry-Pérot (FPI2), l’unité (R) de calcul et de commande étant, de plus, réalisée en vue,

- dans le second état fonctionnel (BZ2), de piloter l’interféromètre de Fabry-Pérot (FPI2), au moyen du signal de commande (ST), de telle sorte que la deuxième longueur d’onde de transfert centrale (TW2) corresponde, au moins temporairement, à une longueur d’onde préférentielle supplémentaire située entre 4 pm et 5 pm

- et de déterminer sur la base dudit second signal de mesure (MS2), à plusieurs instants (TMI”) se succédant mutuellement, plusieurs valeurs de concentration en dioxyde de carbone.
8. Dispositif selon la revendication 1, équipé, en outre, d’au moins un filtre optique fixe (FOF) présentant une fonction de filtrage passe-bande fixe qui possède une longueur d’onde de transfert centrale fixe comprise entre 4 pm et 5 pm, dispositif caractérisé par le fait

- que le détecteur (Dt) est un premier détecteur (Dt) réalisé pour produire un premier signal de mesure (MSI) indicatif d’une première intensité (St) du rayonnement infrarouge (S), qui est directement transmise par l’intermédiaire du réceptacle de gaz (GK) et de la fonction de filtrage passe-bande (BPI) de l’interféromètre de Fabry-Pérot (FPI1),

- que ledit dispositif (AVI) est pourvu, de surcroît, d’un second détecteur (DS 100) installé à l’extrémité du trajet de mesure, et réalisé pour produire un second signal de mesure (MS 100) indicatif d’une seconde intensité (S2) dudit rayonnement infrarouge (S), qui est directement transmise par l’intermédiaire du réceptacle de gaz (GK) et de ladite fonction de filtrage passe-bande fixe dudit filtre optique fixe (FOF), l’unité (R) de calcul et de commande étant, de plus, réalisée en vue de déterminer plusieurs valeurs de concentration en dioxyde de carbone, au moins dans le second état fonctionnel (BZ2), sur la base dudit second signal de mesure (MS 100) et à plusieurs instants (TMI1) se succédant mutuellement.
9. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé par le fait

- que ledit dispositif (AVI, AV2) présente, par ailleurs, un interface de données (DSI),

- et que l’unité (R) de calcul et de commande est réalisée en vue de fournir les valeurs de concentration (KA) au niveau dudit interface de données (DSI).
10. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé par le fait que ledit dispositif (AVI, AV2) comporte, en outre, un raccord de gaz (GA) affecté à une délivrance de l’échantillon (GP) du gaz de respiration anesthésique (ABG).
11. Dispositif selon la revendication 10, caractérisé par le fait que le raccord de gaz (GA) est réalisé en vue d’un raccordement à une pièce en Y (YS) d’un flexible de respiration (BSC).
12. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé par le fait que l’unité (R) de calcul et de commande est réalisée en vue d’un retour au premier état fonctionnel (BZ1), à partir du second état fonctionnel (BZ2), au plus tard après expiration d’une durée maximale dudit second état fonctionnel (BZ2).
13. Dispositif selon la revendication 12, caractérisé par le fait que l’unité (R) de calcul et de commande est réalisée en vue de recevoir des données d’entrée (ED) d’une unité d’entrée (EE) et, par ailleurs, de choisir la durée maximale du second état fonctionnel (BZ2) en dépendance avec lesdites données d’entrée (ED).
14. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé par le fait que l’unité (R) de calcul et de commande est réalisée en vue de moduler l’amplitude de la source (SQ) de rayonnement infrarouge en conformité avec une fréquence de modulation (f_MOD), dans le second état fonctionnel (BZ2), au moyen d’un signal de commande supplémentaire (ST2), ladite unité (R) de calcul et de commande choisissant ladite fréquence de modulation (f_MOD) d’une manière tributaire des types de gaz anesthésiants émanant du premier état fonctionnel (BZ1), et dont la présence a été détectée.
15. Respirateur d’anesthésie (AVB2) équipé d’un dispositif conforme à la revendication 1.
16. Respirateur d’anesthésie (AVB1) équipé d’une unité (R2) de calcul et de commande, en vue de l’analyse d’un gaz de respiration anesthésique, ladite unité (R2) de calcul et de commande étant réalisée en vue de produire un signal de commande (STS) et, par ailleurs, de saisir un signal de mesure (MS), ladite unité (R2) de calcul et de commande étant, de plus, réalisée en vue, dans un premier état fonctionnel (BZ1),

- de piloter un interféromètre de Fabry-Pérot (FPI1, FPI2), au moyen du signal de commande (STS), de façon telle qu’une longueur d’onde de transfert centrale (TW) d’une fonction de filtrage passe-bande (BPI) dudit interféromètre de Fabry-Pérot (FPI1, FPI2) balaie une gamme de longueurs d’ondes préétablie (WB),

- ainsi que, par ailleurs, de détecter une présence respective de types de gaz anesthésiants potentiels considérés, dans un échantillon du gaz de respiration anesthésique, sur la base dudit signal de mesure (MS), et de surcroît, dans un second état fonctionnel (BZ2),

- de piloter ledit interféromètre de Fabry-Pérot (FPI1, FPI2), au moyen dudit signal de commande (STS), de telle sorte que la longueur d’onde de transfert centrale (TW1) corresponde à une longueur d’onde préférentielle ou à plusieurs longueurs d’ondes préférentielles, à l’intérieur d’une sous-gamme (UBA, ..., UBH) de ladite gamme de longueurs d’ondes préétablie (WB), sachant que ladite unité (R2) de calcul et de commande choisit ladite sous-gamme (UBA, UBH) d’une manière tributaire de types de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée,

- et de déterminer respectivement sur la base dudit signal de 5 mesure (MS), à plusieurs instants se succédant mutuellement, plusieurs valeurs de concentration pour les types considérés de gaz anesthésiants dont la présence a été détectée.

1/18

Spectres de transfert d'anesthésiques par inhalation

- CO

CN σ>

oo

CO

- LO

CO pejsueji

Longueur d'onde/μπι

2/18

CN

O

Spectres de transfert d'anesthésiques par inhalation pejsuejj.

Longueur d'onde / pm

3/18 co o

LL

Spectres de transfert Οθ2θίΝ2θ jjejsuejj.

Longueur d'onde/qm

AV1

AV2

6/18

BS

RS2