WO2012107658A1 - Dispositif de détection d'une limitation de débit inspiratoire chez un patient souffrant d'apnée obstructive du sommeil - Google Patents

Dispositif de détection d'une limitation de débit inspiratoire chez un patient souffrant d'apnée obstructive du sommeil Download PDF

Info

Publication number
WO2012107658A1
WO2012107658A1 PCT/FR2012/050093 FR2012050093W WO2012107658A1 WO 2012107658 A1 WO2012107658 A1 WO 2012107658A1 FR 2012050093 W FR2012050093 W FR 2012050093W WO 2012107658 A1 WO2012107658 A1 WO 2012107658A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
flow
signal
patient
pressure
inspiration phase
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/FR2012/050093
Other languages
English (en)
Inventor
Géraldine CARLOS
Jonathan Macron
Claude Weber
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Air Liquide SA
LAir Liquide SA pour lEtude et lExploitation des Procedes Georges Claude
Original Assignee
Air Liquide SA
LAir Liquide SA pour lEtude et lExploitation des Procedes Georges Claude
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Air Liquide SA, LAir Liquide SA pour lEtude et lExploitation des Procedes Georges Claude filed Critical Air Liquide SA
Publication of WO2012107658A1 publication Critical patent/WO2012107658A1/fr
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Measuring devices for evaluating the respiratory organs
    • A61B5/087—Measuring breath flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/48—Other medical applications
    • A61B5/4806—Sleep evaluation
    • A61B5/4818—Sleep apnoea
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. ventilators; Tracheal tubes
    • A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. ventilators; Tracheal tubes operated by electrical means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A61B5/7239—Details of waveform analysis using differentiation including higher order derivatives
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. ventilators; Tracheal tubes
    • A61M16/06—Respiratory or anaesthetic masks
    • A61M16/0683—Holding devices therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. ventilators; Tracheal tubes
    • A61M16/10—Preparation of respiratory gases or vapours
    • A61M16/14—Preparation of respiratory gases or vapours by mixing different fluids, one of them being in a liquid phase
    • A61M16/16—Devices to humidify the respiration air
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. ventilators; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/0027—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure pressure meter
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. ventilators; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter
    • A61M2016/0033—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical
    • A61M2016/0039—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical in the inspiratory circuit
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/35—Communication
    • A61M2205/3546—Range
    • A61M2205/3553—Range remote, e.g. between patient's home and doctor's office
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/35—Communication
    • A61M2205/3546—Range
    • A61M2205/3561—Range local, e.g. within room or hospital
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/35—Communication
    • A61M2205/3576—Communication with non implanted data transmission devices, e.g. using external transmitter or receiver
    • A61M2205/3592—Communication with non implanted data transmission devices, e.g. using external transmitter or receiver using telemetric means, e.g. radio or optical transmission
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/82—Internal energy supply devices
    • A61M2205/8206—Internal energy supply devices battery-operated

Definitions

  • the present invention relates to a device and a method for detecting an inspiratory flow limitation in a patient provided with an obstructive sleep apnea treatment apparatus, as well as a device for monitoring the compliance of a patient. treatment of obstructive sleep apnea including said device.
  • Obstructive sleep apnea syndrome is a common disorder affecting millions of adults and children, characterized by upper airway obstruction, which can cause snoring or stopping of breathing during sleep.
  • the obstruction that occurs during sleep has two main causes that are lack of muscle tone and heaviness.
  • the excessive presence of tissues in the upper airways and anatomical deformities exacerbate the consequences of these factors.
  • the body relaxes and muscle tissue, such as tongue and soft palate, for example, lose their rigidity.
  • the effect of gravity pushes these tissues towards the back of the throat, which closes the upper airways.
  • each obstruction deprives the body of oxygen and therefore forces it to keep carbon dioxide (C0 2 ) that it would expel normally during the expiration phases. It follows that the gas balance of the blood is disrupted and the body is exposed to a "toxic" environment.
  • Symptoms of sleep deprivation in people with OSA include excessive daytime sleepiness, lack of concentration, poor memory, and even depressive mood.
  • High blood pressure and low blood oxygen levels are common symptoms for people with sleep apnea, but these are difficult symptoms to detect.
  • There are other more easily identified symptoms such as daytime sleepiness, snoring, apnea or irregular breathing during sleep, loss of concentration.
  • Effective treatment of OSA involves applying positive air pressure to the patient's airways.
  • the air pressure acts as an "air cushion” that keeps the upper airways open and prevents apnea.
  • a CPAP Continuous Positive Airway Pressure
  • CPAP type device is typically used which delivers slightly pressurized air to the patient's airways via a pipe.
  • flexible called a patient circuit, connected to a respiratory mask, usually a nasal or facial mask.
  • the present invention aims at providing a device and a method for effectively detecting flow limitations in patients with OSA (sleep apnea), as well as a device for monitoring the adherence to a treatment of osteoarthritis.
  • OSA sep apnea
  • obstructive sleep apnea comprising said device, which must be of simple and inexpensive design in terms of computing power and use of the on-board memory so as to obtain an integrated apparatus capable of being autonomous in energy and of storing information for a month or longer.
  • the solution of the present invention is then a device for detecting an inspiratory flow limitation in a patient, in particular a patient connected to a device for treating obstructive sleep apnea delivering a breathing gas, such as air in a conduit delivering the gas to the patient, comprising:
  • Q flow signal analysis means for detecting at least one inspiratory phase of the patient
  • means for processing the flow rate signal Q during the inspiration phase comprising means for calculating at least one derivative with respect to the time of the flow signal Q during the inspiration phase and / or a sign of said at least one derivative of the flow signal Q, ie a positive sign (+) or a negative sign (-);
  • the means for processing the flow signal are able to operate:
  • the means for processing the rate signal Q further comprise means for detecting the occurrence of at least one rate limitation based on the analysis of at least one indicator that is characteristic of the presence of a limitation of flow rate, said at least one characteristic indicator being calculated or determined from said at least one derivative of the flow rate signal Q between the start time t 0 of the inspiration phase and the end time t i of the phase d inspiration, or from said sign of said at least one derivative of the Q flow signal.
  • the baseline Qbase can be estimated very simply from a moving average of the flow or from the median of the flow during the considered breath, or from the average on a sliding window of respiration.
  • flow medians calculated by respiration. Breathing consists of an inspiratory phase during which the lungs fill with gas, followed by an expiratory phase during which the lungs empty.
  • the Qbase baseline can also be calculated from the median, median, or mean median value as previously calculated and corrected by a factor dependent on the difference between the inspired volume and the expired volume. to take into account the fact that a measurement of the flow made at the outlet of the treatment apparatus is not equal to the value of the respiratory flow of the patient corrected by a constant because the intentional leakage flow does not is not constant.
  • the device of the invention may comprise one or more of the following characteristics:
  • the flow signal processing means comprise means for calculating at least one indicator that is characteristic of the presence of a flow limitation, calculated or obtained from at least one derivative with respect to the time of the flow signal during the inspiration phase or from the sign of said at least one derivative of the flow signal Q; and means for detecting the occurrence of at least one flow limitation from said at least one characteristic indicator.
  • the characteristic indicator of the presence of a flow limitation is chosen from the proportion of the inspiration time during which the derivative or derivatives are positive, the amplitude of the derivative (s), or the maximum value, the minimum value; , the value average or the median value of the derivative (s) during inspiration.
  • the means for measuring the gas flow rate comprise a flow sensor, in particular a sensor of the hot-wire flowmeter or depressive flowmeter type.
  • the analysis means and the flow rate processing means Q comprise a microcontroller implementing one or more algorithms.
  • the flow signal processing means Q are capable of and designed to calculate at least one indicator that is characteristic of the presence of a flow limitation and to calculate, from at least one derivative or the sign of said derivative, by relative to the time, the flow rate signal Q during the inspiration phase and detecting the occurrence of at least one flow limitation from the analysis of the calculated indicator. These means are implemented only if it was previously detected that the patient was running out of his treatment. Without this precaution, the analysis of the indicator and more generally the analysis of the derivatives of the flow with respect to time lead to false detections because polluted by measurement noise.
  • the flow signal processing means further determine the time t 2 of the beginning of the next inspiration phase.
  • the flow signal processing means allow a determination of the end time ti of the inspiration phase from:
  • the inspired air volume signal V (t) and the start time t 2 of the following inspiration phase the end time t i of the inspiration phase being the instant between t 0 and t 2 for which the inspired air volume signal V (t) is maximum;
  • the means for detecting a use of the processing apparatus comprise the flow signal processing means and one or more pressure sensors for determining at least a first pressure signal PI, said signal processing means Flow rate being designed for and capable of:
  • the pressure threshold ⁇ ⁇ is equal to the atmospheric pressure, that is to say a pressure of the order of 1 atm,
  • step iii) deduce from the comparison of step ii) that the treatment apparatus is in operation when the pressure P1 is greater than the pressure threshold ⁇ ⁇ .
  • the flow signal processing means are furthermore designed and capable of: a) calculating the standard deviation 8 t of the flow signal Q,
  • the subject of the invention is also an apparatus for monitoring compliance with a treatment for obstructive sleep apnea comprising a housing, said housing comprising a gas passage comprising an inlet capable of being connected to a device. obstructive sleep apnea treatment and an outlet adapted to be connected to a conduit to a respiratory mask; and said housing further comprising the device for detecting an inspiratory flow limitation of the invention.
  • knowing the patient's compliance that is to say, measuring the actual time during which they follow their treatment is essential because the effects of treatment are negligible, if not null, if the patient does not observe his treatment. for at least 4 hours a night.
  • a device for detecting an inspiratory flow limitation according to the invention in an apparatus for monitoring compliance makes it possible to recognize the periods during which the patient has made a limitation of flow in order to improve the quality. treatment of the patient.
  • the housing of the compliance monitoring apparatus comprises: means for determining at least one treatment duration data and at least one treatment efficacy data for obstructive sleep apnea;
  • This remote server is in particular located in the care center in which the patient is followed or at a service provider allowing remote access from the attending physician to the server.
  • the attending physician has real-time patient compliance data and knows if one or more flow limitations have occurred.
  • the compliance tracking apparatus may include one or more of the following features:
  • the data storage means comprise at least one memory chip or a memory card, preferably pluggable, for example an SD card or the like;
  • the transmission means comprise a wireless transmitter system, in particular of the radio frequency, bluetooth, Zigbee, WIFI, GSM or GPRS type, and an antenna for ensuring a wireless transmission of data adapted to the type of transmitter and inserted in The box ;
  • the radio frequency transmitter system includes a GSM or GPRS modem integrated or external to the housing; and
  • the user further comprises one or more indicators, such as colored LEDs, for example red and green, providing the user with information relating to the effectiveness of the treatment.
  • indicators such as colored LEDs, for example red and green
  • the first and second pressure sensors are absolute pressure sensors.
  • the flow sensor and the pressure sensors are connected to the processing means.
  • the subject of the invention is also a method for detecting an inspiratory flow limitation in a patient provided with a device for treating obstructive sleep apnea that delivers a gas in a conduit delivering the gas to the patient. comprising the steps of: - measurement of the flow of gas in the conduit to obtain a flow signal Q;
  • the calculated derivative is of any order, including a first derivative and / or a second derivative and / or a third derivative.
  • the indicator may be the proportion of the inspiration time during which the derivative (s) are positive, the amplitude of the derivative (s), or the maximum value, the minimum value, the average value or the median value. of the derivative (s) during inspiration.
  • the analysis of the indicator (s) is very effective in detecting the flow rate limitations precisely since it is then sufficient to compare them with one or more thresholds defined experimentally.
  • Treatment of the flow signal to detect at least one inspiratory phase of the patient comprises the substeps of:
  • the start time t 2 of the next inspiration phase is also determined.
  • the determination of the end time ti of the inspiration phase is performed from the inspired air volume signal V (t) and the start time t 2 of the following inspiration phase, the end time ti of the inspiration phase being the instant between to and t 2 for which the inspired air volume signal V (t) is maximum.
  • the method comprises a preliminary step of detecting a use of the treatment device by the patient.
  • treatment of the flow rate signal Q and at least a first pressure signal PI obtained with one or more pressure sensors is carried out. according to the steps of:
  • the pressure threshold ⁇ ⁇ is equal to the atmospheric pressure, that is to say a pressure of the order of 1 atm, and
  • step iii) deduce from the comparison of step ii) that the treatment apparatus is in operation when the pressure P1 is greater than the pressure threshold ⁇ ⁇ .
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating the structure of an embodiment of an adherence tracking apparatus according to the present invention
  • FIG. 2 is a block diagram illustrating the implementation of the device for monitoring the observance of FIG. 1;
  • FIG. 3 is a flowchart illustrating the operation of the detection method according to one embodiment of the invention.
  • One embodiment of a device 2 for monitoring the treatment of obstructive sleep apnea (OSA) according to the present invention is formed of a housing 4 connected to the path of the breathing gas, typically air under pressure, that is to say on the patient circuit connecting an AOS treatment unit 6 to the respiratory mask 8, generally nasal, equipping a patient to be treated.
  • OSA obstructive sleep apnea
  • connection of the tracking device 2 to the patient circuit of the treatment apparatus 6 is preferably carried out by means of flexible tubes with conventional tips, for example tips of diameter equal to about 22 mm and conforming to the ISO 5356 standard. -1.
  • the housing 4 comprises an internal gas passage 10 with an inlet 12 and an outlet 14 through which the gas discharged by the AOS treatment apparatus 6 passes before being sent to the patient.
  • a flow rate determination device 16 commonly called a flow sensor, is arranged in the housing 4 and connected to the passageway 10 so as to allow a measurement of the flow rate of the gas flowing inside said passageway 10, that is to say say between the entrance 12 and the exit 14 of the passage 10.
  • first absolute pressure sensor 18 and a second absolute pressure sensor 20 are also arranged on this passage 10 for measuring the gas pressure respectively at the inlet 12 and the outlet 14 of the passage 10.
  • the flow sensor 16 and the pressure sensors 18, 20 are furthermore connected to processing means 22, such as a microcontroller, for example the Texas Instruments MSP430 microcontroller, implementing algorithms capable of processing the measurement measurements.
  • processing means 22 are also able to process the flow signal from the flow sensor 16 to detect one or more inspiratory flow limitation (s) of the patient.
  • the flow sensor 16 may be a hot wire flow meter or a depressive flow meter.
  • pressure sensors 18, 20 may for example be BMP085 sensors marketed by the company Bosch.
  • Data storage means 24 are used to store all or part of the data thus measured, for example a data storage memory chip or a plug-in memory card, in particular an 8 GB SST flash memory card.
  • transmission means 26 for example a radiofrequency transmitter and its antenna, are provided for transmitting, preferably via wireless transmission, all or part of said data to a remote receiver, such as a computer or a server, as shown in FIG. 2.
  • the radiofrequency transmitter can, for example, be equipped with an 870 MHz antenna of PHYCOMP.
  • Electrical power supply means are electrically connected to the sensors 16, 18, 20, the data storage means 24 and the transmission means 26 for providing power to the tracking device 2, for example a low voltage power supply comprising one or more batteries, batteries ...
  • the tracking apparatus 2 has the function of measuring, independently of the AOS processing apparatus 6, that is, without using information or data internal to this processing apparatus 6 , and to communicate remotely the information relating to the observance and the effectiveness of the treatment, that is to say the duration of effective treatment of the patient, as well as the events like apneas, hypopneas, snoring, leaks, etc.
  • the compliance monitoring apparatus 2 also determines and communicates information relating to the occurrence of flow limitations during inspiratory phases of the patient.
  • the housing 4 of the compliance monitoring apparatus 2 is incorporated in the path of the gas, that is to say on the conduit (s) 30.
  • flexible gas routing between the treatment unit 6 distributing air, in particular continuous positive pressure, and the patient equipped with the nasal or facial mask 8, and makes it possible to measure and record the daily treatment time, and than the effectiveness of the treatment.
  • the tracking apparatus 2 is designed to be able to accommodate any type of SAOS processor 6, i.e., CPAP, BiPAP, and the like.
  • the tracking apparatus 2 has a recording capacity of several months, preferably at least 1 year, which can be further extended.
  • the tracking device 2 transmits remotely, using an integrated GSM or GPRS modem, the data records of observance and efficacy of the treatment of the patient to the care center for example, where a server 34 adapted to generate reports of compliance and treatment efficiency.
  • a patient is considered to be well-treated if two conditions are met, namely:
  • the effectiveness of the treatment is then deduced from the variations of pressure and flow rate related to the inspirations / expirations of the patient and the level of treatment pressure. It is measured by detecting the number of apneas, hypopneas, flow limitations, leaking patient circuit or mask, and snoring time occurring during treatment.
  • the method of the invention makes it possible to detect a limitation of possible flow rate during inspiration of the patient.
  • This method is advantageously implemented in the housing 4 of the tracking device 2 of the observance.
  • the first and second pressure sensors 18, 20 measure periodically, especially at a frequency below 50 Hz, for example at a frequency of 25 Hz, the air pressure respectively at the level of input 12 and the output 14 of the passage 10. Two pressure signals PI and P2 are thus obtained, the signal PI representing the pressure at the input 12 and the signal P2 representing the pressure at the output 14.
  • the flow sensor 16 also periodically measures the flow rate of pressurized air passing through the passage 10.
  • the flow measurements are made at a frequency less than 50 Hz, for example at a frequency of 25 Hz. A flow signal Q is thus obtained.
  • the processing means 22 analyze the flow signal Q and the first pressure signal P1 in order to detect a use of the treatment device 6 by the patient. For this, the processing means 22 compare the values of the first pressure signal PI with a pressure threshold ⁇ ⁇ prefixed, in particular equal to the atmospheric pressure, ie of the order of 1 atm (1 bar).
  • processing means 22 calculate the standard deviation 8 T of the flow rate signal Q.
  • this standard deviation 8 T is greater than a predetermined threshold 8Q, then the processing means 22 deduce that the patient is breathing in the patient circuit, since the flow signal varies with an amplitude that can only be due to a patient's breathing.
  • the processing means 22 After detecting that the treatment apparatus 6 is in use by the patient, the processing means 22 verify in step 44 that there are no disturbances preventing the detection of respiratory events.
  • An example of such a disturbance is the accumulation of water in the conduit 30 especially when the treatment apparatus 6 is provided with a humidifier to avoid irritation of the throat of the patient. It can then happen that the moisture condenses on the walls of the conduit 30 and that water accumulates in this conduit 30.
  • the processing means 22 estimate the value of the base level Qbase of the rate signal Q, which corresponds to the value of the flow rate between the end of an expiration and the beginning of the next inspiration.
  • the processing means 22 detect, at the step 48, the start time t 0 of the inspiration phase.
  • ⁇ denotes a small amount of flow (i.e. ⁇ 5 l / min, preferably ⁇ 4 l / min) representative of the measurement noise of the sensor.
  • this quantity can be very small, for example typically less than 1 liter / minute, whereas, for a less accurate flow sensor, this quantity can be greater, for example up to 3 liters / minute.
  • step 50 the processing means 22 estimate the volume of inspired air V (t) by integrating the flow signal Q from the moment to.
  • the processing means 22 determine, in step 52, the start time t 2 of the beginning of the next inspiration phase in the same way as in step 48. They also determine the end time t i the inspiration phase being the instant ti between to and t 2 such that V (t) is maximal.
  • step 54 the processing means 22 isolate the flow signal during inspiration, that is to say between the instants of beginning of inspiration to and end of inspiration ti.
  • step 56 the processing means 22 calculates at least one derivative with respect to the time of the isolated flow signal during inspiration.
  • the calculated derivative is of any order, in particular a first derivative and / or a second derivative and / or a third derivative.
  • the processing means 22 then analyze, in step 58, this derivative to detect the occurrence of at least one inspiratory flow limitation, for example, through the determination of at least one characteristic, such as the maximum value, the minimum value, the proportion of the inspiration time during which the derivative (s) are positive or the cancellation, of the calculated derivative.
  • at least one characteristic such as the maximum value, the minimum value, the proportion of the inspiration time during which the derivative (s) are positive or the cancellation, of the calculated derivative.
  • the method and the device of the invention have the advantages of being simple and inexpensive in terms of computing power and of using only a small amount of memory, which makes it possible to use uncomplicated processing means for putting them into operation. implement and retain the memory for saving the settings that will then be transmitted through wireless communication.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Abstract

L'invention concerne un dispositif de détection d'une limitation de débit inspiratoire chez un patient muni d'un appareil de traitement (6) de l'apnée obstructive du sommeil débitant un gaz dans un conduit (30) délivrant le gaz au patient, comprenant des moyens de mesure (16) du débit de gaz dans le conduit (30) pour obtenir un signal de débit (Q); des moyens d'analyse (22) du signal de débit (Q) pour détecter au moins une phase d'inspiration du patient; et des moyens de traitement (22) du signal de débit (Q) pendant la phase d'inspiration.

Description

Dispositif de détection d'une limitation de débit inspiratoire chez un patient souffrant d'apnée obstructive du sommeil
La présente invention concerne un dispositif et un procédé de détection d'une limitation de débit inspiratoire chez un patient muni d'un appareil de traitement de l'apnée obstructive du sommeil, ainsi qu'un appareil de suivi de l'observance d'un traitement de l'apnée obstructive du sommeil incluant ledit dispositif.
Le syndrome d'apnée obstructive du sommeil (SAOS) est un trouble répandu affectant des millions d'adultes et d'enfants, qui se caractérise par une obstruction des voies aériennes supérieures, laquelle peut provoquer des ronflements ou des arrêts de la respiration durant le sommeil.
L'obstruction qui a lieu pendant le sommeil a deux causes principales qui sont le manque de tonus musculaire et la pesanteur. En effet, la présence excessive de tissus dans les voies aériennes supérieures et des déformations anatomiques aggravent les conséquences de ces facteurs. Ainsi, pendant le sommeil, particulièrement pendant le sommeil paradoxal, le corps se détend et les tissus musculaires, comme la langue et le voile du palais par exemple, perdent de leur rigidité. Par ailleurs, lorsque l'on dort en position allongée, l'effet de la pesanteur pousse ces tissus vers le fond de la gorge, ce qui ferme les voies aériennes supérieures.
Lorsqu'ils bloquent complètement les voies aériennes supérieures, ces tissus empêchent la personne de respirer au risque de provoquer une asphyxie. Mais, en général, la personne se réveille assez pour reprendre le contrôle de ses voies aériennes supérieures et respirer, avant de se rendormir.
Chez une personne souffrant du SAOS, ce phénomène peut se produire des dizaines voire des centaines de fois par nuit mais habituellement la personne ne s'en rappelle pas au réveil.
Or, chaque obstruction prive le corps d'oxygène et le force donc à garder du dioxyde de carbone (C02) qu'il expulserait normalement lors des phases d'expiration. Il s'ensuit que l'équilibre gazeux du sang est perturbé et le corps est exposé à un environnement "toxique".
Lorsque le corps "signale" qu'il a besoin de plus d'oxygène, le cerveau réveille le dormeur, la respiration reprend et la personne se rendort jusqu'à la prochaine obstruction. Ces obstructions entraînent également une augmentation du rythme cardiaque et de la pression artérielle, et éventuellement affaiblissent la capacité de réaction "automatique" du corps, ce qui se traduit par des apnées et hypopnées de plus en plus sévères.
Les micro-réveils cycliques que connaissent les personnes atteintes du SAOS affectent la qualité de leur sommeil. Les symptômes de la privation de sommeil chez les personnes atteintes du SAOS sont notamment une somnolence diurne excessive, un manque de concentration, une mauvaise mémoire, voire même un état dépressif. L'hypertension et la baisse du taux d'oxygène sanguin sont des symptômes fréquents pour les personnes qui souffrent d'apnée du sommeil, mais ce sont des symptômes difficiles à détecter. Il existe par ailleurs d'autres symptômes plus faciles à identifier tels que somnolence diurne, ronflements, apnées ou respiration irrégulière pendant le sommeil, perte de concentration.
Un traitement efficace du SAOS consiste à appliquer une pression positive d'air aux voies respiratoires du patient. La pression d'air agit comme un "coussin d'air" qui maintient ouvertes les voies respiratoires supérieures et empêche les apnées. Pour ce faire, on utilise typiquement un appareil de type à PPC (« Pression Positive Continue ») ou CPAP (en anglais pour « Continuons Positive Airway Pressure ») qui délivre de l'air légèrement pressurisé aux voies aériennes du patient, via une conduite souple, appelée circuit patient, reliée à un masque respiratoire, généralement un masque nasal ou facial.
Il arrive que des patients atteints du SAOS présentent une augmentation de la résistance des voies aériennes pendant la phase d'inspiration alors même qu'ils sont sous traitement. Ce phénomène connu sous le nom de limitation de débit ou collapsus provoque une forme particulière, par exemple aplatie, du signal de débit d'air sous pression dans le circuit patient pendant l'inspiration.
Il est important de détecter cette limitation de débit lors d'un suivi médical du patient.
En théorie, il serait possible de mettre en œuvre des algorithmes de reconnaissance de forme existants afin de détecter une telle limitation de débit. Cependant, de tels algorithmes sont très coûteux en termes de puissance de calcul et donc pas simples à mettre en œuvre.
A ce titre, on peut citer les documents US-A-5,503,146, EP-A-1270036, WO-A- 95/32016, FR-A-2906450 et US-A-2003/0121519 qui proposent différents procédés et dispositifs de traitement de l'apnée du sommeil, notamment des dispositifs de type CPAP, dont certains permettent de détecter les changements de profil respiratoire chez le patient, telles des apnées, des hypopnées, des ronflements...
La présente invention vise à proposer un dispositif et un procédé permettent de détecter de manière efficace les limitations de débit chez des patients atteints de SAOS (apnée du sommeil), ainsi qu'un appareil de suivi de l'observance d'un traitement de l'apnée obstructive du sommeil comprenant ledit dispositif, lesquels doivent être de conception simple et peu coûteux en termes de puissance de calcul et d'utilisation de la mémoire embarquée de sorte d'obtenir un appareil intégré capable d'être autonome en énergie et de stocker les informations pendant un mois, voire plus longtemps.
La solution de la présente invention est alors un dispositif de détection d'une limitation de débit inspiratoire chez un patient, en particulier un patient relié à un appareil de traitement de l'apnée obstructive du sommeil débitant un gaz respiratoire, tel de l'air, dans un conduit délivrant le gaz au patient, comprenant :
des moyens de mesure du débit de gaz dans le conduit pour obtenir un signal de débit Q ;
des moyens d'analyse du signal de débit Q pour détecter au moins une phase d'inspiration du patient ; et
des moyens de traitement du signal de débit Q pendant la phase d'inspiration comprenant des moyens de calcul d'au moins une dérivée par rapport au temps du signal de débit Q durant la phase d'inspiration et/ou d'un signe de ladite au moins une dérivée du signal de débit Q, c'est-à-dire un signe positif (+) ou négatif (-) ;
et dans lequel :
- les moyens de traitement du signal de débit sont aptes à opérer :
. une estimation d'un niveau de base Qbase du signal de débit Q où le niveau de base Qbase correspond à la valeur du débit Q entre la fin d'une expiration et le début de l'inspiration suivante;
. une détection de l'instant t0 de début de la phase d'inspiration à partir du niveau de base Qbase du signal de débit Q ;
. une intégration du signal de débit Q dans le temps à partir de l'instant to de début de la phase d'inspiration pour obtenir un signal de volume d'air inspiré V(t) ; et . une détermination de l'instant ti de fin de la phase d'inspiration à partir du signal de volume d'air inspiré V(t), ou à partir du niveau de base Qbase du signal de débit Q, et
- les moyens de traitement du signal de débit Q comprennent en outre des moyens de détection de l'occurrence d'au moins une limitation de débit à partir de l'analyse d'au moins un indicateur caractéristique de la présence d'une limitation de débit, ledit au moins un indicateur caractéristique étant calculé ou déterminé à partir de ladite au moins une dérivée du signal de débit Q entre l'instant t0 de début de la phase d'inspiration et l'instant ti de fin de la phase d'inspiration, ou à partir dudit signe de ladite au moins une dérivée du signal de débit Q.
Il est à noter que le niveau de base Qbase peut être estimé très simplement à partir d'une moyenne glissante du débit ou à partir de la médiane du débit pendant la respiration considéré, ou bien à partir de la moyenne sur une fenêtre glissante de respiration des médianes du débit calculées par respiration. Une respiration est constituée d'une phase inspiratoire pendant laquelle les poumons se remplissent de gaz, suivie d'une phase expiratoire pendant laquelle les poumons se vident.
De façon alternative, le niveau de base Qbase peut aussi être calculé à partir de la valeur moyenne, de la médiane ou de la moyenne des médianes comme calculée précédemment et corrigée d'un facteur dépendant de la différence entre le volume inspiré et le volume expiré et ce, pour prendre en compte le fait qu'une mesure du débit faite en sortie de l'appareil de traitement n'est pas égale à la valeur du débit respiratoire du patient corrigé d'une constante car le débit de fuite intentionnelle n'est pas constant.
Selon le cas, le dispositif de l'invention peut comprendre l'une ou plusieurs des caractéristiques suivantes :
- les moyens de traitement du signal de débit comprennent des moyens de calcul d'au moins un indicateur caractéristique de la présence d'une limitation de débit, calculé ou obtenu à partir d'au moins une dérivée par rapport au temps du signal de débit durant la phase d'inspiration ou à partir du signe de ladite au moins une dérivée du signal de débit Q; et des moyens de détection de l'occurrence d'au moins une limitation de débit à partir dudit au moins un indicateur caractéristique.
- l'indicateur caractéristique de la présence d'une limitation de débit est choisi parmi la proportion du temps d'inspiration pendant laquelle la ou les dérivées sont positives, l'amplitude de la ou des dérivées, ou la valeur maximale, la valeur minimale, la valeur moyenne ou la valeur médiane de la ou des dérivées pendant l'inspiration. L'utilisation d'un unique indicateur permet de gagner en temps de calcul et en espace mémoire nécessaire au calcul car l'analyse d'un signal sur tout un intervalle de temps peut être très coûteuse étant donné qu'il faut analyser toute une série de points et faire appel à des algorithmes de reconnaissance de forme coûteux en énergie et en mémoire, alors que si l'on identifie et utilise le bon indicateur, comme selon la présente invention, l'analyse devient très simple puisqu'il s'agit alors de comparer cet indicateur à une valeur seuil.
- il comprend des moyens de détection d'une utilisation de l'appareil de traitement par le patient.
- les moyens de mesure du débit de gaz comprennent un capteur de débit, en particulier un capteur de type débitmètre à fil chaud ou débitmètre déprimogène.
- les moyens d'analyse et les moyens de traitement du signal de débit Q comprennent un microcontrôleur mettant en œuvre un ou plusieurs algorithmes.
- les moyens de traitement du signal de débit Q sont aptes à et conçus pour calculer au moins un indicateur caractéristique de la présence d'une limitation de débit et calculer, à partir d'au moins une dérivée ou du signe de ladite dérivée, par rapport au temps, du signal de débit Q durant la phase d'inspiration et détecter l'occurrence d'au moins une limitation de débit à partir de l'analyse de l'indicateur calculé. Ces moyens sont mis en œuvre uniquement s'il a été détecté précédemment que le patient était en court d'utilisation de son traitement. Sans cette précaution, l'analyse de l'indicateur et plus généralement l'analyse des dérivées du débit par rapport au temps conduisent à des détections fausses car polluées par du bruit de mesure.
- les moyens de traitement du signal de débit permettent de déterminer en outre l'instant t2 de début de la phase d'inspiration suivante.
- les moyens de traitement du signal de débit permettent une détermination de l'instant ti de fin de la phase d'inspiration à partir :
. soit du signal de volume d'air inspiré V(t) et l'instant t2 de début de la phase d'inspiration suivante, l'instant ti de fin de la phase d'inspiration étant l'instant compris entre t0 et t2 pour lequel le signal de volume d'air inspiré V(t) est maximal ;
. soit du niveau de base QbaSe du signal de débit Q, où le niveau de base Qbase correspond à la valeur du débit Q entre la fin d'une inspiration et le début de l'expiration suivante. - les moyens de détection d'une utilisation de l'appareil de traitement comprennent les moyens de traitement du signal de débit et un ou des capteurs de pression permettant de déterminer au moins un premier signal de pression PI, lesdits moyens de traitement du signal de débit étant conçus pour et aptes à :
i) analyser le signal de débit Q et le premier signal de pression PI afin de détecter une utilisation de l'appareil de traitement par le patient,
ii) comparer le premier signal de pression PI à un seuil de pression ερ préfixé, de préférence le seuil de pression ερ est égal à la pression atmosphérique, c'est-à-dire une pression de l'ordre de 1 atm,
iii) déduire de la comparaison de l'étape ii) que l'appareil de traitement est en fonctionnement lorsque la pression PI est supérieure au seuil de pression ερ.
- les moyens de traitement du signal de débit sont en outre conçus pour et aptes à : a) calculer l'écart type 8t du signal de débit Q,
b) comparer l'écart type 8t du signal de débit Q calculé à l'étape a), avec un seuil d'écart type prédéterminé 8Q,
c) déterminer que le patient respire dans le circuit patient lorsque l'écart type 8t du signal de débit Q calculé est supérieur au seuil d'écart type prédéterminé 8Q, c'est-à-dire quand 8t> εο·
En outre, l'invention a aussi pour objet un appareil de suivi de l'observance d'un traitement de l'apnée obstructive du sommeil comprenant un boîtier, ledit boîtier comportant un passage de gaz comprenant une entrée apte à être raccordée à un appareil de traitement de l'apnée obstructive du sommeil et une sortie apte à être raccordée à un conduit vers un masque respiratoire ; et ledit boîtier comportant en outre le dispositif de détection d'une limitation de débit inspiratoire de l'invention.
De façon générale, connaître l'observance des patients, c'est-à-dire mesurer le temps réel pendant lequel ils suivent leur traitement est essentiel car les effets du traitement sont négligeables, voire nuls, si le patient n'observe pas son traitement pendant au moins 4 heures par nuit.
L'intégration d'un dispositif de détection d'une limitation de débit inspiratoire selon l'invention dans un appareil de suivi de l'observance permet de reconnaître les périodes pendant lesquelles le patient a fait une limitation de débit afin d'améliorer la qualité de traitement du patient.
Avantageusement, le boîtier de l'appareil de suivi de l'observance comprend : - des moyens de détermination d'au moins une donnée de durée de traitement et d'au moins une donnée d'efficacité de traitement de l'apnée obstructive du sommeil ;
- des moyens de stockage de la donnée de durée de traitement, de la donnée d'efficacité de traitement de l'apnée obstructive du sommeil et d'une donnée relative à l'occurrence d'au moins une limitation de débit ; et/ou
- des moyens de transmission desdites données vers un serveur distant. Ce serveur distant est notamment situé dans le centre de soins dans lequel le patient est suivi ou chez un prestataire de services permettant un accès à distance du médecin traitant au serveur. Le médecin traitant dispose ainsi en temps réel des données d'observance du traitement par le patient et sait si une ou des limitations de débit sont intervenues.
Selon le cas, l'appareil de suivi d'observance peut comprendre l'une ou plusieurs des caractéristiques suivantes :
- les moyens de stockage de données comprennent au moins une puce mémoire ou une carte mémoire, de préférence enfichable, par exemple une carte SD ou analogue ;
- les moyens de transmission comprennent un système émetteur sans fil, notamment de type radio fréquence, bluetooth, Zigbee, wifî, GSM ou GPRS, et une antenne permettant d'assurer une transmission sans fil des données adaptée au type d'émetteur et insérée dans le boîtier ;
- le système émetteur radio fréquence comprend un modem GSM ou GPRS intégré ou extérieur au boîtier ; et
- il comprend en outre un ou des indicateurs, telles des LEDs de couleurs, par exemple rouge et verte, fournissant à l'utilisateur une information relative à l'efficacité du traitement.
- il comprend, en tant que capteurs de pression, un premier capteur de pression et un deuxième capteur de pression, agencés sur le passage, pour mesurer la pression du gaz respectivement du côté de l'entrée et de la sortie du passage, de préférence le premier et le deuxième capteur de pression sont des capteurs de pression absolue.
- le capteur de débit et les capteurs de pression sont raccordés aux moyens de traitement.
Par ailleurs, l'invention a également pour objet un procédé de détection d'une limitation de débit inspiratoire chez un patient muni d'un appareil de traitement de l'apnée obstructive du sommeil débitant un gaz dans un conduit délivrant le gaz au patient, comprenant les étapes de : - mesure du débit de gaz dans le conduit pour obtenir un signal de débit Q ;
- analyse du signal de débit Q pour détecter au moins une phase d'inspiration du patient ; et
traitement du signal de débit Q pendant la phase d'inspiration avec calcul d'au moins un indicateur caractéristique de la présence d'une limitation de débit calculé à partir d'au moins une dérivée par rapport au temps du signal de débit Q durant ladite phase d'inspiration ou à partir du signe (+ ou -) de ladite au moins une dérivée, et
détection de l'occurrence d'au moins une limitation de débit à partir de l'analyse dudit indicateur caractéristique.
La dérivée calculée est d'ordre quelconque, notamment une dérivée première et/ou une dérivée seconde et/ou une dérivée troisième.
Comme susmentionné, l'indicateur peut être la proportion du temps d'inspiration pendant laquelle la ou les dérivées sont positives, l'amplitude de la ou les dérivées, ou encore la valeur maximum, la valeur minimum, la valeur moyenne ou la valeur médiane de la ou les dérivées pendant l'inspiration.
L'analyse du ou des indicateurs est très efficace pour détecter les limitations de débit de manière précise puisqu'il suffît alors de les comparer à un ou des seuils définis expérimentalement.
Le traitement du signal de débit pour détecter au moins une phase d'inspiration du patient comprend les sous-étapes de :
- estimation d'un niveau de base Qbase du signal de débit Q ;
- détection de l'instant t0 de début de la phase d'inspiration à partir du niveau de base Qbase du signal de débit Q où le niveau de base Qbase correspond à la valeur du débit Q entre la fin d'une expiration et le début de l'inspiration suivante ;
- intégration du signal de débit Q dans le temps à partir de l'instant t0 de début de la phase d'inspiration pour obtenir un signal de volume d'air inspiré V(t); et
- détermination de l'instant ti de fin de la phase d'inspiration à partir du signal de volume d'air inspiré V(t), ou à partir du niveau de base Qbase du signal de débit Q, où le niveau de base Qbase correspond à la valeur du débit Q entre la fin d'une inspiration et le début de l'expiration suivante et
- détermination de l'occurrence d'au moins une limitation de débit à partir de l'analyse de l'indicateur caractéristique de la présence d'une limitation de débit calculé à partir de la dérivée du signal de débit Q, entre l'instant t0 de début de la phase d'inspiration et l'instant ti de fin de la phase d'inspiration ou à partir du signe (+ ou -) de ladite au moins une dérivée.
Par ailleurs, on détermine également l'instant t2 de début de la phase d'inspiration suivante. En fait, la détermination de l'instant ti de fin de la phase d'inspiration est opérée à partir du signal de volume d'air inspiré V(t) et l'instant t2 de début de la phase d'inspiration suivante, l'instant ti de fin de la phase d'inspiration étant l'instant compris entre to et t2 pour lequel le signal de volume d'air inspiré V(t) est maximal.
Selon une réalisation préférée, le procédé comprend une étape préalable de détection d'une utilisation de l'appareil de traitement par le patient.
Pour déterminer si l'appareil de traitement est utilisé par le patient, on opère un traitement du signal de débit Q et d'au moins un premier signal de pression PI obtenu(s) à l'aide d'un ou plusieurs capteurs de pression selon les étapes de :
i) analyser le signal de débit Q et le premier signal de pression PI afin de détecter une utilisation de l'appareil de traitement par le patient,
ii) comparer le premier signal de pression PI à un seuil de pression ερ préfixé, de préférence le seuil de pression ερ est égal à la pression atmosphérique, c'est-à-dire une pression de l'ordre de 1 atm, et
iii) déduire de la comparaison de l'étape ii) que l'appareil de traitement est en fonctionnement lorsque la pression PI est supérieure au seuil de pression ερ.
Enfin, pour déterminer si le patient respire effectivement dans le circuit patient lorsque l'appareil de traitement est en fonctionnement, c'est-à-dire après mise en œuvre des étapes i) à iii) précédentes, on procède selon les étapes supplémentaires de :
a) calculer l'écart type 8T du signal de débit Q,
b) comparer l'écart type 8T du signal de débit Q calculé à l'étape a), avec un seuil d'écart type prédéterminé 8Q,
c) déterminer que le patient respire dans le circuit patient lorsque l'écart type 8T du signal de débit Q calculé est supérieur au seuil d'écart type prédéterminé 8Q, c'est-à-dire quand 8T > εο·
De manière remarquable, grâce au traitement du signal de débit uniquement pendant la phase d'inspiration, et grâce à l'utilisation d'indicateurs caractéristiques de la présence d'une limitation de débit, le procédé de l'invention est peu coûteux en termes de calcul. L'invention va être maintenant mieux comprise grâce à 1 description détaillée suivante faite en références au Figures annexées parmi lesquelles :
- la figure 1 est un schéma synoptique illustrant la structure d'un mode de réalisation d'un appareil de suivi de l'observance selon la présente invention ;
- la figure 2 est un schéma synoptique illustrant la mise en œuvre de l'appareil de suivi de l'observance de la figure 1; et
- la figure 3 est un organigramme illustrant le fonctionnement du procédé de détection selon un mode de réalisation de l'invention.
Un mode de réalisation d'un appareil de suivi 2 de l'observance d'un traitement de l'apnée obstructive du sommeil (AOS) selon la présente invention est formé d'un boîtier 4 venant se raccorder sur le trajet du gaz respiratoire, typiquement de l'air sous pression, c'est- à-dire sur le circuit patient reliant un appareil de traitement 6 de l'AOS au masque respiratoire 8, en général nasal, équipant un patient à traiter.
La connexion de l'appareil de suivi 2 au circuit patient de l'appareil de traitement 6 est réalisée de préférence au moyen de tubes flexibles à embouts classiques, par exemple des embouts de diamètre égal à environ 22 mm et conformes à la norme ISO 5356-1.
Comme illustré sur la figure 1, le boîtier 4 comprend un passage 10 interne de gaz avec une entrée 12 et une sortie 14 au sein duquel transite le gaz débité par l'appareil 6 de traitement de l'AOS, avant d'être envoyé au patient.
Un dispositif de détermination de débit 16, couramment appelé capteur de débit, est agencé dans le boîtier 4 et relié au passage 10 de manière à permettre une mesure du débit du gaz circulant à l'intérieur dudit passage 10, c'est-à-dire entre l'entrée 12 et la sortie 14 du passage 10.
Par ailleurs, un premier capteur de pression absolue 18 et un deuxième capteur de pression absolue 20 sont également agencés sur ce passage 10 pour mesurer la pression du gaz respectivement au niveau de l'entrée 12 et de la sortie 14 du passage 10.
Le capteur de débit 16 et les capteurs de pression 18, 20 sont raccordés par ailleurs à des moyens de traitement 22, tels qu'un microcontrôleur, par exemple le microcontrôleur MSP430 de Texas Instruments, mettant en œuvre des algorithmes capables de traiter les mesures de pression et de débit afin d'en déduire, entre autres, la durée de traitement journalier et l'efficacité du traitement de l'AOS du patient. Selon l'invention, les moyens de traitement 22 sont également aptes à traiter le signal de débit issu du capteur de débit 16 pour détecter une ou plusieurs limitation(s) de débit inspiratoire(s) du patient.
Le capteur de débit 16 peut être un débitmètre à fil chaud ou un débitmètre déprimogène.
Par ailleurs, les capteurs de pression 18, 20 peuvent être par exemple des capteurs BMP085 commercialisés par la société Bosch.
Des moyens de stockage de données 24 sont utilisés pour mémoriser tout ou partie des données ainsi mesurées, par exemple une puce mémoire d'enregistrement de données ou une carte mémoire enfichable, notamment une carte mémoire flash de 8 Go de SST.
Par ailleurs, des moyens de transmission 26, par exemple un émetteur radiofréquence et son antenne, sont prévus pour transmettre, de préférence via une transmission sans fïl, tout ou partie desdites données vers un récepteur situé à distance, tel un ordinateur ou un serveur, comme illustré sur la figure 2. L'émetteur radiofréquence peut, par exemple, être équipé d'une antenne de 870 MHz de PHYCOMP.
Des moyens d'alimentation en courant électrique, non représentés, sont raccordés électriquement aux capteurs 16, 18, 20, aux moyens de stockage de données 24 et aux moyens de transmission 26 pour assurer l'alimentation électrique de l'appareil de suivi 2, par exemple une alimentation électrique à basse tension comprenant une ou plusieurs batteries, piles...
De préférence, l'appareil de suivi 2 a pour fonction de mesurer, indépendamment de l'appareil de traitement 6 de l'AOS, c'est-à-dire sans utiliser d'informations ou de données internes à cet appareil de traitement 6, et de communiquer à distance les informations relatives à l'observance et à l'efficacité du traitement, c'est-à-dire la durée de traitement effective du patient, ainsi que les événements comme les apnées, hypopnées, ronflements, fuites, etc.
De manière remarquable, l'appareil de suivi de l'observance 2 détermine et communique également des informations relatives à l'occurrence de limitations de débit durant des phases d'inspiration du patient.
Cela permet d'obtenir un suivi quotidien et une sécurité dans le suivi du traitement du patient à domicile grâce à la possibilité d'alarmer le patient et son centre de soins en cas de non suivi de la prescription. Ainsi que cela apparaît sur la figure 2, le boîtier 4 de l'appareil de suivi de l'observance 2 selon la présente invention vient s'incorporer sur le trajet du gaz, c'est-à-dire sur le ou les conduits 30 flexibles d'acheminement de gaz, entre l'appareil de traitement 6 distribuant de l'air, notamment sous pression positive continue, et le patient équipé du masque nasal ou facial 8, et permet de mesurer et enregistrer le temps de traitement journalier, ainsi que l'efficacité du traitement.
L'appareil de suivi 2 est conçu pour pouvoir s'adapter à tout type d'appareil de traitement 6 du SAOS, c'est-à-dire les ventilateurs de types CPAP, BiPAP et analogues.
L'appareil de suivi 2 possède une capacité d'enregistrement de plusieurs mois, de préférence d'au moins 1 an, laquelle peut être encore étendue.
Il peut communiquer les données enregistrées par une liaison de transmission d'information 31 , par exemple radio fréquence RF, à une fréquence d'émission de 868 MHz ou 2.4 GHz, ou de préférence une liaison USB, vers un ordinateur, un PDA, un serveur ou tout autre moyen capable d'enregistrer directement les données transmises, comme montré sur la figure 2. L'appareil de suivi 2 transmet à distance, à l'aide d'un modem GSM ou GPRS intégré, les enregistrements de données d'observance et d'efficacité du traitement du patient jusqu'au centre de soins par exemple, où un serveur 34 adapté permet de générer des rapports d'observance et d'efficacité de traitement.
Un patient est considéré comme étant bien en cours de traitement si deux conditions sont remplies, à savoir :
- si l'on détecte la respiration du patient par un algorithme spécifique de traitement des signaux de débit et de pression mesurés dans le circuit patient permettant de déduire de ces signaux que le patient porte bien le masque nasal ou naso-buccal ; et
- si l'on détecte une pression minimale de traitement correspondant à un appareil de traitement qui est en marche et qui fonctionne correctement.
Ces deux conditions peuvent être déterminées à l'aide de mesures de pression et de débit dans le circuit patient grâce à l'appareil de suivi 2. On peut alors déduire les variations de pression et de débit liées, d'une part, à la délivrance d'air et, d'autre part, aux inspirations et expirations du patient dans le circuit patient.
L'efficacité du traitement est alors déduite des variations de pression et de débit liées aux inspirations/expirations du patient et du niveau de pression de traitement. Elle est mesurée par la détection du nombre d'apnées, d'hypopnées, de limitations de débit, de fuites du circuit patient ou du masque, et du temps de ronflement survenant pendant le traitement.
Le procédé de l'invention, décrit en référence à l'organigramme de la figure 3, permet de détecter une limitation de débit éventuelle durant une inspiration du patient. Ce procédé est avantageusement mis en œuvre dans le boîtier 4 de l'appareil de suivi 2 de l'observance.
Lors d'une étape 40, les premier et deuxième capteurs de pression 18, 20 mesurent périodiquement, notamment à une fréquence inférieure à 50 Hz, par exemple à une fréquence de 25 Hz, la pression de l'air respectivement au niveau de l'entrée 12 et de la sortie 14 du passage 10. Deux signaux de pression PI et P2 sont ainsi obtenus, le signal PI représentant la pression à l'entrée 12 et le signal P2 représentant la pression à la sortie 14.
Lors de cette étape 40, le capteur de débit 16 mesure également périodiquement le débit volumique d'air sous pression traversant le passage 10. Les mesures de débit sont effectuées à une fréquence inférieure à 50 Hz, par exemple à une fréquence de 25 Hz. Un signal de débit Q est ainsi obtenu.
Lors d'une étape 42, les moyens de traitement 22 analysent le signal de débit Q et le premier signal de pression PI afin de détecter une utilisation de l'appareil de traitement 6 par le patient. Pour cela, les moyens de traitement 22 comparent les valeurs du premier signal de pression PI à un seuil de pression ερ préfixé, notamment égal à la pression atmosphérique, soit de l'ordre de 1 atm (1 bar).
Si la pression PI est supérieure à ce seuil de pression ερ alors les moyens de traitement 22 en déduisent que l'appareil de traitement 6 est en fonctionnement.
En outre, les moyens de traitement 22 calculent l'écart type 8T du signal de débit Q.
Si cet écart type 8T est supérieur à un seuil prédéterminé 8Q, alors les moyens de traitement 22 en déduisent que le patient respire dans le circuit patient, étant donné que le signal de débit varie avec une amplitude qui ne peut être due qu'à une respiration du patient.
Après avoir détecté que l'appareil de traitement 6 est bien en cours d'utilisation par le patient, les moyens de traitement 22 vérifient à l'étape 44 qu'il n'y a pas de perturbations empêchant la détection des événements respiratoires. Un exemple d'une telle perturbation est l'accumulation d'eau dans le conduit 30 notamment lorsque l'appareil de traitement 6 est muni d'un humidificateur pour éviter des irritations de la gorge du patient. Il peut alors arriver que l'humidité se condense sur les parois du conduit 30 et que de l'eau s'accumule dans ce conduit 30. A l'étape 46, les moyens de traitement 22 estiment la valeur du niveau de base Qbase du signal de débit Q, qui correspond à la valeur du débit entre la fin d'une expiration et le début de l'inspiration suivante.
A partir de cette valeur du niveau de base du débit Qbase, les moyens de traitement 22 détectent, à l'étape 48, l'instant t0 de début de la phase d'inspiration.
L'instant t0 vérifie en fait les conditions suivantes :
- le débit à l'instant t0 Q(t0 )> Qbase +ε , et
- le débit à l'instant t0-dt Q{t0 -dt)<Qbase -ε
où ε désigne une faible quantité de débit (i.e. < 5 1/min, de préférence < 4 1/min) représentative du bruit de mesure du capteur. Ainsi, pour un capteur de débit très précis, cette quantité peut être très petite, par exemple typiquement inférieure à 1 litre/minute, alors que, pour un capteur de débit moins précis, cette quantité peut être supérieure, par exemple aller jusqu'à 3 litres/minute.
A l'étape 50, les moyens de traitement 22 estiment le volume d'air inspiré V(t) en intégrant le signal de débit Q à partir de l'instant to.
Les moyens de traitement 22 déterminent ensuite, à l'étape 52, l'instant t2 de début de la phase d'inspiration suivante de la même manière qu'à l'étape 48. Ils déterminent également l'instant ti de fin de la phase d'inspiration comme étant l'instant ti compris entre to et t2 tel que V(t) est maximal.
A l'étape 54, les moyens de traitement 22 isolent le signal de débit pendant l'inspiration, c'est-à-dire entre les instants de début d'inspiration to et de fin d'inspiration ti.
A l'étape 56, les moyens de traitement 22 calculent au moins une dérivée par rapport au temps du signal de débit isolé pendant l'inspiration. Comme déjà mentionné, la dérivée calculée est d'ordre quelconque, notamment une dérivée première et/ou une dérivée seconde et/ou une dérivée troisième.
Les moyens de traitement 22 analysent ensuite, à l'étape 58, cette dérivée pour détecter l'occurrence d'au moins une limitation de débit inspiratoire, par exemple, par l'intermédiaire de la détermination d'au moins une caractéristique, telle que la valeur maximum, la valeur minimum, la proportion du temps d'inspiration pendant laquelle la ou les dérivées sont positives ou l'annulation, de la dérivée calculée.
Il est ainsi possible d'identifier, grâce à l'invention, les inspirations pendant lesquelles le patient a fait une limitation de débit. Le procédé et le dispositif de l'invention présentent les avantages d'être simples et peu coûteux en termes de puissance de calcul et de n'utiliser que peu de mémoire, ce qui permet d'utiliser des moyens de traitement peu complexes pour les mettre en œuvre et de conserver la mémoire pour l'enregistrement des paramètres qui seront ensuite transmis par la communication sans fil.

Claims

Revendications
1. Dispositif de détection d'une limitation de débit inspiratoire chez un patient, en particulier un patient relié à un appareil de traitement de l'apnée obstructive du sommeil débitant un gaz respiratoire, tel de l'air, dans un conduit (30) délivrant le gaz au patient, comprenant :
des moyens de mesure (16) du débit de gaz dans le conduit (30) pour obtenir un signal de débit (Q) ;
des moyens d'analyse (22) du signal de débit (Q) pour détecter au moins une phase d'inspiration du patient ; et
des moyens de traitement (22) du signal de débit (Q) pendant la phase d'inspiration comprenant des moyens de calcul d'au moins une dérivée par rapport au temps du signal de débit (Q) durant la phase d'inspiration et/ou d'un signe positif (+) ou négatif (-) de ladite au moins une dérivée du signal de débit Q ;
et dans lequel :
- les moyens de traitement (22) du signal de débit sont aptes à opérer :
. une estimation d'un niveau de base (Qbase) du signal de débit (Q) où le niveau de base Qbase correspond à la valeur du débit Q entre la fin d'une expiration et le début de l'inspiration suivante ;
. une détection de l'instant (t0) de début de la phase d'inspiration à partir du niveau de base (Qbase) du signal de débit (Q) ;
. une intégration du signal de débit (Q) dans le temps à partir de l'instant (t0) de début de la phase d'inspiration pour obtenir un signal de volume d'air inspiré (V(t)) ; et
. une détermination de l'instant (ti) de fin de la phase d'inspiration à partir du signal de volume d'air inspiré (V(t)), ou à partir du niveau de base (Qbase) du signal de débit (Q), et
- les moyens de traitement (22) du signal de débit (Q) comprennent en outre des moyens de détection de l'occurrence d'au moins une limitation de débit à partir de l'analyse d'un ou plusieurs indicateurs caractéristiques de la présence d'une limitation de débit, ledit au moins un indicateur caractéristique étant calculé ou déterminé à partir de ladite au moins une dérivée du signal de débit (Q) entre l'instant (t0) de début de la phase d'inspiration et l'instant (ti) de fin de la phase d'inspiration, ou à partir dudit signe de ladite au moins une dérivée du signal de débit (Q).
2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens de traitement du signal de débit (22) permettent de déterminer en outre l'instant (t2) de début de la phase d'inspiration suivante.
3. Dispositif selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que les moyens de traitement du signal de débit (22) permettent une détermination de l'instant (ti) de fin de la phase d'inspiration à partir du signal de volume d'air inspiré (V(t)) et l'instant (t2) de début de la phase d'inspiration suivante, l'instant (ti) de fin de la phase d'inspiration étant l'instant compris entre to et t2 pour lequel le signal de volume d'air inspiré (V(t)) est maximal.
4. Dispositif selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens de détection d'une utilisation de l'appareil de traitement (6) par le patient.
5. Dispositif selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que les moyens de détection d'une utilisation de l'appareil de traitement (6) comprennent les moyens de traitement du signal de débit (22) et un ou des capteurs de pression (18, 20) permettant de déterminer au moins un premier signal de pression (PI), lesdits moyens de traitement du signal de débit (22) étant conçus pour et aptes à :
i) analyser le signal de débit (Q) et le premier signal de pression (PI) afin de détecter une utilisation de l'appareil de traitement (6) par le patient,
ii) comparer le premier signal de pression (PI) à un seuil de pression (ερ) préfixé, de préférence le seuil de pression (ερ) est égal à la pression atmosphérique,
iii) déduire de la comparaison de l'étape ii) que l'appareil de traitement (6) est en fonctionnement lorsque la pression (PI) est supérieure au seuil de pression (ερ).
6. Dispositif selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que les moyens de traitement du signal de débit (22) sont en outre conçus pour et aptes à :
a) calculer l'écart type (st) du signal de débit (Q),
b) comparer l'écart type (st) du signal de débit (Q) calculé à l'étape a), avec un seuil d'écart type prédéterminé (8Q), et c) déterminer que le patient respire dans le circuit patient lorsque l'écart type (st) du signal de débit (Q) calculé est supérieur au seuil d'écart type prédéterminé (8Q).
7. Dispositif de détection selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que les moyens d'analyse (22) et les moyens de traitement (22) comprennent un microcontrôleur mettant en œuvre un ou plusieurs algorithmes.
8. Dispositif selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que les moyens de traitement du signal de débit (22) sont aptes à et conçus pour calculer au moins un indicateur caractéristique de la présence d'une limitation de débit et calculer, à partir d'au moins une dérivée ou du signe de ladite dérivée, par rapport au temps, du signal de débit (Q) durant la phase d'inspiration et détecter l'occurrence d'au moins une limitation de débit à partir de l'analyse de l'indicateur calculé
9. Appareil (2) de suivi de l'observance d'un traitement de l'apnée obstructive du sommeil comprenant un boîtier (4), ledit boîtier (4) comportant :
- un passage de gaz (10) comprenant une entrée (12) apte à être raccordée à un appareil de traitement (6) de l'apnée obstructive du sommeil et une sortie (14) apte à être raccordée à un conduit (30) vers un masque respiratoire (8) ; et
- un dispositif de détection d'une limitation de débit inspiratoire selon l'une des revendications précédentes.
10. Appareil (2) selon la revendication 9, caractérisé en ce que le boîtier comprend :
- des moyens de détermination (22) d'au moins une donnée de durée de traitement et d'au moins une donnée d'efficacité de traitement de l'apnée obstructive du sommeil ;
- des moyens de stockage (24) de la donnée de durée de traitement, de la donnée d'efficacité de traitement de l'apnée obstructive du sommeil et d'une donnée relative à l'occurrence d'au moins une limitation de débit; et
- des moyens de transmission (26) desdites données vers un serveur distant (34).
11. Appareil selon l'une des revendications 9 ou 10, caractérisé en ce que les capteurs de pression (18, 20) comprennent un premier capteur de pression (18) et un deuxième capteur de pression (20), agencés sur le passage (10), pour mesurer la pression du gaz respectivement du côté de l'entrée (12) et de la sortie (14) du passage (10).
12. Appareil selon l'une des revendications 9 à 11, caractérisé en ce que le capteur de débit (16) et les capteurs de pression (18, 20) sont raccordés aux moyens de traitement (22).
13. Procédé de détection d'une limitation de débit inspiratoire chez un patient muni d'un appareil de traitement (6) de l'apnée obstructive du sommeil débitant un gaz dans un conduit (30) délivrant le gaz au patient, comprenant :
- une mesure du débit de gaz dans le conduit (30) pour obtenir au moins un signal de débit (Q) ;
- une analyse du signal de débit (Q) pour détecter au moins une phase d'inspiration du patient ; et
un traitement du signal de débit (Q) pendant la phase d'inspiration avec calcul d'au moins un indicateur caractéristique de la présence d'une limitation de débit calculé à partir d'au moins une dérivée par rapport au temps du signal de débit (Q) durant ladite phase d'inspiration ou à partir du signe (+ ou -) de ladite au moins une dérivée, le traitement du signal de débit (Q) comprenant :
- une estimation d'un niveau de base (Qbase) du signal de débit (Q) ;
- une détection de l'instant (t0) de début de la phase d'inspiration à partir du niveau de base (Qbase) du signal de débit (Q) ;
- une intégration du signal de débit (Q) dans le temps à partir de l'instant (t0) de début de la phase d'inspiration pour obtenir un signal de volume d'air inspiré (V(t)) ; et
- une détermination de l'instant (ti) de fin de la phase d'inspiration à partir du signal de volume d'air inspiré (V(t)), et
- une détermination de l'occurrence d'au moins une limitation de débit à partir de l'analyse d'un ou plusieurs indicateurs caractéristiques de la présence d'une limitation de débit et calculés à partir d'au moins une dérivée du signal de débit (Q), entre l'instant (t0) de début de la phase d'inspiration et l'instant (ti) de fin de la phase d'inspiration, ou à partir du signe (+ ou -) de ladite au moins une dérivée.
14. Procédé selon la revendication 13, caractérisé en ce qu'en outre, on réalise :
- une détermination de l'instant (t2) de début de la phase d'inspiration suivante, et
- une détermination de l'instant (ti) de fin de la phase d'inspiration à partir du signal de volume d'air inspiré (V(t)) et l'instant (t2) de début de la phase d'inspiration suivante, l'instant (ti) de fin de la phase d'inspiration correspondant à l'instant compris entre les instants (t0) et (t2) pour lequel le signal de volume d'air inspiré (V(t)) est maximal.
15. Procédé selon l'une des revendications 13 ou 14, caractérisé en ce qu'en outre, on détermine si l'appareil de traitement est utilisé par le patient en opérant un traitement du signal de débit (Q) et d'au moins un premier signal de pression (PI) obtenu(s) à l'aide d'un ou plusieurs capteurs de pression selon les étapes de :
i) analyser le signal de débit (Q) et le premier signal de pression (PI) afin de détecter une utilisation de l'appareil de traitement par le patient,
ii) comparer le premier signal de pression (PI) à un seuil de pression (ερ) préfixé, de préférence le seuil de pression (ερ) est égal à 1 atm, et
iii) déduire de la comparaison de l'étape ii) que l'appareil de traitement est en fonctionnement lorsque la pression (PI) est supérieure au seuil de pression (ερ).
16. Procédé selon l'une des revendications 13 à 15, caractérisé en ce qu'en outre, on détermine si le patient respire effectivement dans le circuit patient lorsque l'appareil de traitement est en fonctionnement, en procédant selon les étapes de :
a) calculer l'écart type (st) du signal de débit (Q),
b) comparer l'écart type (st) du signal de débit (Q) calculé à l'étape a), avec un seuil d'écart type prédéterminé (8Q), et
c) déterminer que le patient respire dans le circuit patient lorsque l'écart type (st) du signal de débit (Q) calculé est supérieur au seuil d'écart type prédéterminé (8Q).
PCT/FR2012/050093 2011-02-07 2012-01-17 Dispositif de détection d'une limitation de débit inspiratoire chez un patient souffrant d'apnée obstructive du sommeil Ceased WO2012107658A1 (fr)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FR1150950 2011-02-07
FR1150950A FR2971163A1 (fr) 2011-02-07 2011-02-07 Dispositif de detection d'une limitation de debit inspiratoire chez un patient souffrant d'apnee obstructive du sommeil

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2012107658A1 true WO2012107658A1 (fr) 2012-08-16

Family

ID=44509796

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/FR2012/050093 Ceased WO2012107658A1 (fr) 2011-02-07 2012-01-17 Dispositif de détection d'une limitation de débit inspiratoire chez un patient souffrant d'apnée obstructive du sommeil

Country Status (2)

Country Link
FR (1) FR2971163A1 (fr)
WO (1) WO2012107658A1 (fr)

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1995032016A1 (fr) 1994-05-20 1995-11-30 Puritan-Bennett Corporation Systeme permettant d'optimiser la pression positive continue des voies respiratoires pour le traitement de l'apnee obstructive du sommeil
US5503146A (en) 1994-10-26 1996-04-02 Devilbiss Health Care, Inc. Standby control for CPAP apparatus
EP1270036A2 (fr) 1994-12-02 2003-01-02 Respironics Inc. Procédé et dispositif de distribution de gaz respiratoire
US20030121519A1 (en) 1994-06-03 2003-07-03 Estes Mark C. Method and apparatus for providing positive airway pressure to a patient
FR2906450A1 (fr) 2006-09-29 2008-04-04 Nellcor Puritan Bennett Incorp Systeme et procede de detection d'evenements respiratoires

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1995032016A1 (fr) 1994-05-20 1995-11-30 Puritan-Bennett Corporation Systeme permettant d'optimiser la pression positive continue des voies respiratoires pour le traitement de l'apnee obstructive du sommeil
US20030121519A1 (en) 1994-06-03 2003-07-03 Estes Mark C. Method and apparatus for providing positive airway pressure to a patient
US5503146A (en) 1994-10-26 1996-04-02 Devilbiss Health Care, Inc. Standby control for CPAP apparatus
EP1270036A2 (fr) 1994-12-02 2003-01-02 Respironics Inc. Procédé et dispositif de distribution de gaz respiratoire
FR2906450A1 (fr) 2006-09-29 2008-04-04 Nellcor Puritan Bennett Incorp Systeme et procede de detection d'evenements respiratoires

Also Published As

Publication number Publication date
FR2971163A1 (fr) 2012-08-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
FR2971930A1 (fr) Appareil de suivi de l&#39;observance d&#39;un traitement de l&#39;apnee obstructive du sommeil
EP2665507B1 (fr) Dispositif et procédé de détection d&#39;eau condensée dans le passage de gaz d&#39;une installation de traitement de l&#39;apnée obstructive du sommeil
CA2719169C (fr) Dispositif de detection de l&#39;observance par un patient d&#39;un traitement d&#39;oxygenotherapie
EP0344280B1 (fr) Procédé de fonctionnement d&#39;un dispositif de ventilation artificielle et un tel dispositif
US8652065B2 (en) Breathing transition detection
US10004862B2 (en) Method and apparatus for improved flow limitation detection of obstructive sleep apnea
CA2361630C (fr) Dispositif d&#39;alimentation en gaz pour apnees du sommeil
FR2906450A1 (fr) Systeme et procede de detection d&#39;evenements respiratoires
EP0965306A1 (fr) Dispositif de détermination de phases respiratoires du sommeil d&#39;un utilisateur
WO2016198275A1 (fr) Dispositif de diagnostic de l&#39;efficacite de la ventilation d&#39;un patient et procede pour determiner l&#39;efficacite ventilatoire d&#39;un patient
FR2908049A1 (fr) Procede permettant de determiner la consommation d&#39;un absorbeur de co2 dans un dispositif d&#39;assistance respiratoire a systeme de reinspiration.
CA2783954C (fr) Dispositif medical de suivi de l&#39;observance de patients apneiques
FR2970652A1 (fr) Dispositif de traitement de l&#39;aos avec detection des ronflements
FR2767466A1 (fr) Procede pour determiner l&#39;image du flux respiratoire nasal et/ou buccal d&#39;un utilisateur
WO2012107658A1 (fr) Dispositif de détection d&#39;une limitation de débit inspiratoire chez un patient souffrant d&#39;apnée obstructive du sommeil
EP2941186A1 (fr) Dispositif à cellule thermosensible de suivi de l&#39;observance d&#39;un traitement médical
EP1334335A1 (fr) Procede et dispositif de mesure du debit d&#39;un gaz sous pression delivre par une turbine
EP4180074A1 (fr) Détection du débranchement du circuit patient d&#39;un ventilateur médical à partir de la compliance
EP2545951B1 (fr) Appareil de traitement de troubles respiratoires du sommeil

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 12705333

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 12705333

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1