WO2014006277A2 - Dispositif de mesure d'un flux gazeux pour l'imagerie medicale - Google Patents

Dispositif de mesure d'un flux gazeux pour l'imagerie medicale Download PDF

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    • A61M2205/3673—General characteristics of the apparatus related to heating or cooling thermo-electric, e.g. Peltier effect, thermocouples, semi-conductors

Definitions

  • the technical sector of the present invention is that of devices for measuring gas flow.
  • the present invention relates in particular to the application of the measurement of gas flow to the medical field.
  • Fleisch cells The principle of Fleisch cells is known for measuring a gas flow from a differential pressure between an upstream pressure and a downstream pressure.
  • Fleisch cell-forming devices used in medical devices are particularly expensive in view of the fact that they generally have to be discarded after a single use for sanitary reasons.
  • Fleisch cell-forming devices can not generally be used in medical analysis spaces subject to severe safety standards because they include an electric heating resistance arranged in the vicinity of the duct by which breathes the patient.
  • a medical examination can impose the absence of electromagnetic waves or the absence of electric currents or the absence of dense metal masses in the analysis space.
  • the security standards generally impose restrictions and severe electrical isolation conditions concerning the flow of electric current in the vicinity of an element in contact with the patient.
  • the object of the present invention is to overcome one or more of the disadvantages of the prior art by providing a new device for measuring a differential pressure representative of the flow rate of a gas flow.
  • the invention therefore relates to a measuring device for generating a differential pressure representative of the flow rate of a gas flow for medical imaging, characterized in that it comprises at least:
  • a central body comprising longitudinal channels in communication with an inlet of the gas stream and an outlet of the gas stream, an envelope surrounding the central body, and
  • seals disposed between the envelope and the central body so as to delimit a first measurement space of an upstream pressure and a second measurement space of a downstream pressure, each in communication with at least one of the channels; longitudinals, and a third space supplied with temperature-controlled fluid for warming up the central body.
  • the central body and the casing are removable with respect to each other and fit into each other along their longitudinal axis.
  • the central body comprises peripheral grooves defining housing for the joints and delimiting the first, second and third spaces.
  • the central body comprises fins for transmitting heat protruding into the third space.
  • the measuring device comprises four annular sealing seals delimiting, between them, successively the first space, the third space and the second space.
  • the measuring device comprises an electric air heating system disposed in an air duct outside the envelope and in communication with the third space.
  • Another subject of the invention concerns a device for detecting the position of at least one moving zone, analyzed by medical imaging, of the body of a patient, characterized in that it comprises a measuring device and a module electronic management system arranged to provide data representative of the measurement of the differential pressure between the upstream pressure and the downstream pressure, these data being processed to generate a digital signal of data representative of a respiratory volume of the patient in time coincidence with an incoming or outgoing digital sync signal.
  • the device detection device comprises a portable housing housing of the measuring device and the electronic management module, the housing being offset from the analyzed area. All electrical parts of the detection device can thus be housed in the housing.
  • the detection device comprises an inhaler by which the patient breathes, this inhaler being connected to a connection tube with a connection connector at the input of the measuring device whose output opens into a space open to the air, the connector and the measuring device being offset relative to the analyzed area.
  • the branch connector and the measuring device are preferably arranged closer to the breathing source.
  • Another object of the invention relates to a medical imaging assembly comprising at least one medical imaging device of the type tomographic acquisition device by positron emission, tomodensitometric acquisition device or magnetic resonance imaging device, characterized in that it comprises a detection device according to the invention for detecting the position of at least one moving zone of the body of a patient, this zone being analyzed by the medical imaging device in communication link. with the detection device.
  • a first advantage of the invention lies in the fact that the measuring device can be disassembled to be sterilized before another use, in cases where necessary.
  • Another advantage lies in the fact that the physical parameters of the measuring device producing the differential pressure remain constant during the various measurements, it is not necessary to perform a calibration before each measurement.
  • Another advantage of the invention lies in the fact that no leakage of electric current can take place in the conduit through which the patient breathes, in particular because the electric air heating system is deported. relative to the measuring device.
  • Another advantage lies in the fact that the detection device can be used in medical imaging without generation of artifacts and attenuations.
  • FIG. 1 shows a longitudinal sectional view of a measuring device generating differential pressures
  • FIG. 2 represents a perspective view of the longitudinal section of the device generating differential pressures of FIG. 1;
  • FIG. 3 represents an exploded perspective view of the measuring device generating the differential pressures of FIG. 1;
  • FIG. 4 represents a perspective view of the measuring device generating the differential pressures of FIG. 1 in connection with conduits for pressure measurements;
  • FIG. 5 represents a perspective view of the interior of a device for detecting the position of the thorax of a patient
  • FIG. 6 represents a perspective view of the front of the detection device of FIG. 5;
  • FIG. 7 is a perspective view of the rear of the detection device of FIG. 5;
  • FIG. 8 is a perspective view showing the upper body of a patient and the detection device of FIG. 5 arranged at the end of a mobile medical table;
  • FIG. 9 represents a perspective view of the patient lying on the mobile medical table of FIG. 8 entering, with the device for detecting the position of his body, in a medical imaging device;
  • FIG. 10 represents a diagram showing a patient lying on a mobile medical table itself arranged with the device for detecting the position of the body of the patient, in a medical imaging device;
  • - Figure 11 shows a diagram of a management module for data processing and generation of output signals;
  • FIG. 12 shows a device for detecting the position of the body of a patient connected to a calibration device.
  • FIG. 1 represents a view in longitudinal section of a measuring device 3 generating a differential pressure representative of the flow rate of a gas flow.
  • This measuring device 3 comprises an inlet 5 and an outlet 6 for the gas flow whose flow rate must be measured.
  • the terms designating the inlet 5 and the outlet 6 for the gas flow are not limiting. Similarly, measurements made upstream or downstream made close to the inlet or the outlet respectively will be designated. In the case where the patient expires, the gas flow enters through the inlet 5 and leaves the outlet 6, the flow flowing from upstream to downstream.
  • the inlet 5 of the gas stream is disposed towards the patient and the outlet 6 gas stream is disposed towards a space placed in the open air.
  • the shapes of the inlet and outlet vents 5 and 6 are symmetrical and are of conicity and length calculated to obtain the same flow measurement response whether inbound or outbound.
  • the measuring device 3 comprises a central body 8 surrounded by an envelope 9. The ends of the body protrude on either side of the envelope. A hollow connector 53 for connection to the inlet 5 and hollow connector 13 for connection to the outlet 6 are fixed to the ends of the central body 8.
  • the central body 8 comprises longitudinal channels 4 in communication with the inlet 5 gas flow and secondly with the outlet 6 of the gas stream. Seals 15 are arranged between the central body 8 and the connectors 53 and 13 at the input and at the output. The connectors 13 and 53 are fitted on the body 8.
  • Seals 7a, 7b, 7c, and 7d disposed between the casing 9 and the central body 8 define a first space 10 for measuring an upstream pressure and a second space 11 for measuring a downstream pressure.
  • the seals 7b and 7c disposed between the casing 9 and the central body 8 also define a third space 12 for heating the central body 8, this third space 12 being fed with temperature-controlled fluid.
  • the seals are for example O-rings.
  • joints 7a, 7b, 7c and 7d delimit successively, between them, the first space 10, the third space 12 and the second space 11.
  • the casing 9 comprises an internal housing in which is disposed the central body 8, this inner housing forming several bearings against each of which a seal comes to make a sealed contact.
  • the successive bearings made in the casing 9 are made with a decreasing diameter going from one end of the casing abutting against a projecting peripheral flange 26 of the central body 8 to the other end of the casing 9 through which spring central body 8. The insertion of the central body 8 equipped with seals is thus facilitated.
  • the casing 9 surrounding the central body 8 forms two accesses to the space 12 for heating the central body 8.
  • Pads 14 and 20 attached to the casing 9 comprise an opening in which a duct can be blocked. These plates 14 and 20 are attached to the casing by screwing.
  • only one connecting duct 23 is fixed to the casing 9 by means of a wafer 14, the access in the other wafer 20 being left free. An exhaust duct connecting to this other plate 20 will be described later.
  • the connecting pipe 23 is intended to be supplied with temperature-controlled fluid.
  • Heat conduction fins are provided in the central body 8 and project into space 12 for warming up.
  • these fins 25 are in the form of rings parallel to each other and define between them peripheral grooves of the central body 8.
  • the same references are used to designate the same elements.
  • heated air is injected into the connecting duct 23 and then passes through the opening 21 made in the envelope to arrive in the space 12 for warming up.
  • the hot air thus warms the central body 8.
  • the fins 25 allow a better diffusion of heat in the central body 8.
  • the heating air injected into the space 12 of temperature then emerges through the opening 22 made in the envelope 9.
  • This hot air evacuated is channeled into a vent as will be described later.
  • a discharge duct is then fixed in the opening of the fixing plate 20 and in communication with the third space 12 for heating.
  • the heating of the central body 8 avoids a condensation of the exhaled air by a patient and circulating in the central body 8.
  • the central body 8 comprises a network of channels 4 parallel to each other. These longitudinal channels 4 are distributed over the entire diameter of the passage for the air flow arranged in the central body.
  • Radial ducts 17 and 18 are made in the central body 8 to connect one or more longitudinal channels with the spaces 10 and 11 for measuring pressures upstream and downstream.
  • Radial conduits 17 connect external longitudinal channels 4 with the space 11 for measuring the downstream pressure.
  • Radial channels 18 connect external longitudinal channels 4 with the space 10 for measuring the upstream pressure.
  • the spaces 10 and 11 for measuring the pressure being closed corresponds to that upstream and downstream in the longitudinal channels. These pressure measurements can thus be used for a measuring the flow of the air flow.
  • the measurement spaces 10 and 11 of the pressure upstream and. downstream are delimited by the central body 8 and the envelope 9 and as will be described later, ducts connected to these spaces allow propagation of their internal pressure.
  • a differential pressure sensor in connection with these first and second spaces 10 and 11 for measuring the pressure makes it possible to generate a datum representative of the differential pressure.
  • the heating of the central body 8 previously described makes it possible to avoid condensation of the air and the appearance of drops of water that can block longitudinal channels 4 or radial ducts 17 and 18, which would distort the pressure measurements.
  • Figure 3 shows an exploded view of the measuring device.
  • the outside of the envelope 9 delimits a rectangular parallelepiped comprising longitudinal chamfers.
  • the upper face 71 comprises an opening 21 for access to the heating space 12 and is connected to the plate 14 for fixing the connecting pipe 23.
  • the lower face 72 comprises an access opening to the space 12 for heating and is connected to the plate 20 for fixing the exhaust duct.
  • the face 73 front as shown in Figure 3 comprises radial passages 28 opening vis-à-vis the pressure measurement spaces upstream and downstream.
  • Connectors 29 are provided for insertion into these radial passages 28 and to be fixed to this face 73. These connectors 29 are of a form suitable for connecting two pressure propagation conduits to a pressure measuring sensor. differential.
  • the rear face 74 as indicated in Figure 3, is equipped for example with threaded holes for fixing a support base of the measuring device.
  • Housings 24a, 24b, 24c and 24d for the seals 7a, 7b, 7c and 7d of sealing are in the form of outer peripheral grooves.
  • the central body 8 also comprises housings, in the form of grooves external peripherals, delimiting the spaces for measuring the pressure. External peripheral grooves formed on the central body 8 also delimit the fins 25 cooling.
  • the seals 7a, 7b, 7c and 7d are mounted in the housings 24a, 24b, 24c and 24d of the central body 8, then the latter is inserted into the envelope 9 until the collar 26 abuts against the The casing 9.
  • the central body 8 and the casing 9 fit into each other along their longitudinal axis.
  • the envelope 9 and the flange 26 are fixed by screwing.
  • Seals 15 are arranged in housings made in the end collars on which the input and output connectors 13 and 53 are fitted.
  • the various constituent elements of the measuring device can thus be disassembled in particular to be sterilized.
  • the central body 8 and the input and output connectors 13 and 53 can be sterilized.
  • the seals can be sterilized or replaced.
  • FIG. 4 represents a perspective view of the measuring device to which a temperature-controlled air supply duct 38, a duct 32 for evacuation of the air and ducts 33 and 34 for the propagation of pressure are connected.
  • the annular spaces 10 and 11 for measuring the differential pressures have been represented in dashed lines.
  • the connectors 29 are arranged in the passages 28 in communication with the spaces 10 and 11 for measuring the pressures upstream and downstream. These connectors 29 are furthermore connected to a downstream pressure propagation conduit 33 and to an upstream pressure propagation conduit 34.
  • the two conduits 33 and 34 for propagating the pressure are connected to a differential pressure sensor 37 offset from the measuring device 3.
  • the pressure distribution conduits 33 and 34 have, for example, a length of a few centimeters or a few tens centimeters.
  • the differential pressure sensor 37 closes each of the conduits 33 and 34 for propagating the pressure and includes equipment for providing data representative of the differential pressure.
  • the differential pressure sensor 37 thus provides data representative of the pressure difference between the upstream pressure and the downstream pressure in the measuring device. This data is for example in the form of an analog voltage or in the form of coded digital data.
  • a hot air pulsation system allows the central body to be heated, the air then being discharged through an exhaust duct 32.
  • the hot air pulsation system offset relative to the measuring device, comprises an electric heater 46 for heating air arranged in a duct 38 for supplying heated air.
  • the heating resistor 46 is supplied with electrical energy by a heating module 45.
  • This heating module 45 can itself be controlled by a management module.
  • the duct 38 for supplying heated air is for example made of non-electrically conductive material so as to avoid any risk of current leakage.
  • This duct 38 is connected to the connection duct 23 in communication with the space 12 for heating.
  • the air enters the duct 38 for supplying air heated by an air inlet 48.
  • no current flows in the vicinity of the duct through which the patient breathes which it is desired to measure the respiratory flow.
  • the air sucked by the air inlet 48 is driven by a fan 43 set in motion by an actuator 39.
  • the actuator 39 may itself be driven by a management module or it can be started as soon as the switching on the detection device in which the measuring device is installed.
  • a temperature sensor 47 is disposed in the conduit
  • This control module 44 provides, for example, to the management module, data representative of the temperature of the air sent to the central body. Controlling the temperature of the heating air thus makes it possible to prevent overheating of the central body so as to avoid overheating of the air inspired by the patient.
  • the management module for example controls the heating module 45 for heating shutdown, when the control module 44 provides data representative of the exceeding of a safety threshold temperature stored in memory by the management module.
  • the stopping of the heating can also be controlled by a bimetal strip serving as a heated air temperature sensor and connected in series in the electric supply circuit of the electric heating resistor. It is also possible to provide a bimetallic strip fixed on one side of the casing 9 or in the duct for discharging the heating air.
  • the short-circuit or open-circuit state of the bimetal can also be controlled by the management module.
  • the exhaust duct 32 serves in particular to guide the heating air out of an outer shell of covering and protection.
  • FIG. 5 shows a device 1 for detecting the position of at least one moving zone, analyzed by medical imaging, of the body of a patient where the outer shell 50 of the housing is represented in transparency.
  • the shell 50 is attached to a bottom plate 49 to form a housing housing. Openings are arranged in the housing and in particular an opening 55 for the expulsion of heated air via the exhaust duct 32, openings 56 for air inlets able to penetrate inside the housing and an opening for a venting a space 54 through which the patient breathes.
  • the support plate 49 has a U shape, the patient putting his head between the legs of the U.
  • the shell 50 extends above the support plate 49.
  • a strap 57 for fixing the detection device 1 is attached to the edge of the support plate 49 and passes under the face bottom of the support plate 49.
  • the strap 57 allows attachment, for example to a mobile medical table.
  • the detection device is advantageously portable.
  • the housing allows the housing of the measuring device whose input connector 53 is projecting relative to the shell 50 of the housing. It is thus possible to connect a tube through which the patient breathes.
  • the connector 13 at the output is in communication with the space 54 in the open air, through which the patient breathes.
  • the measuring device is fixed to a base 31 itself attached to the support plate 49. By dismounting the hull 50, the measuring device can be accessed and disassembled, in particular to sterilize it.
  • the pressure propagation ducts 33 and 34 are arranged entirely in the casing, as is the duct 38 for supplying heated air.
  • the air inlet opening 48 is disposed inside the housing. When the heated air is sent to the central body of the measuring device, the air outside the shell enters the housing through the openings 56 for aeration and is then sucked by the inlet opening of Air 48. The movement of air is due in particular to the fan 43 activated in the duct 38 of heated air supply. The heating of the air is carried out by the resistor 46 under the control of the temperature sensor 47.
  • the heated air After passing around the central body, the heated air is evacuated through the exhaust duct 32 to the outside of the housing.
  • the housing comprises an electronic management module 30 arranged to provide data representative of the measurement of the differential pressure between the upstream pressure and the downstream pressure, these data being processed to generate a digital signal 40 of data representative of a volume patient breathing time-matched with an incoming or outgoing synchronization digital signal 42.
  • the management module 30 comprises for example at least one printed circuit.
  • the management module 30 comprises, for example, a data bus, an address bus and a control bus interconnecting processing components, memory components and interface components.
  • the memory components are for example volatile or non-volatile memories.
  • the processing components are for example FPGA (Field Programmable Gate Array) type, DSP (Digital Signal Processor) or ASIC (Application Specifies Integrated Circuit).
  • the electrical signals are for example of the TTL or CMOS type.
  • a module, such as the management module or the heating module, will be referred to as a functional unit comprising a program or a subroutine stored and executed for processing data or producing data and able to use a working memory space.
  • the detection device 1 is connected to a power supply cable 19 in electrical energy.
  • the detection device 1 is connected to a communication link providing an outgoing digital signal 42 of synchronization.
  • This synchronization signal 42 is produced by the management module 30 from data representative of the measured flow rate of the air flow.
  • the detection device 1 is connected to a communication link receiving an incoming digital signal 41 of synchronization.
  • the detection device 1 is connected to a communication link and provides, on this line, an outgoing digital signal 40 representative of the respiratory volume of the patient, in time coincidence with a synchronization signal.
  • This synchronization signal is the incoming or outgoing synchronization signal.
  • the management module For the generation of this signal 40, the management module generates data representative of the respiratory volume of the patient from the data representative of the measured flow rate of the airflow.
  • Figures 6 and 7 show perspective views of the front and rear of the detection device.
  • a set of foam pads 58 is provided for the patient to support his head.
  • the set 58 of foam wedges comprises a lower portion extending by two portions laterals matching the shape of the hull 50 of the detection device. These two lateral portions come against the portions of the shell 50 forming the legs of the U.
  • the input connector 53 protrudes above the shell 50, the other constituent elements of the measuring device being arranged under the shell 50.
  • the shell 50 also covers the electronic management module.
  • the inhaler 51 is connected to the input connector via a connecting tube 52.
  • the inhaler is for example in the form of a mask covering the nose and mouth and comprising an antibacterial filter by which the patient breathes.
  • the mask is held on the patient's head by an elastic band.
  • the patient thus breathes through the inhaler in connection with the connecting tube 52 and the measuring device opening into the open air.
  • the connector and the measuring device are offset relative to the analyzed zone to remain outside this zone but closer to the breathing source.
  • the portability of the detection device thus allows positioning of the measuring device, by which the patient breathes, closer to the patient.
  • the air circuit through which the patient breathes is of short length.
  • Positioning the measuring device laterally relative to the patient's head further reduces the air flow through which the patient breathes.
  • the reduced length of the air circuit makes it possible to have a volume of air that is not completely renewed that is tolerable for the patient breathing through this air circuit for the duration of the examination.
  • the lower fastening strap 57 passes in loops fixed under the hull.
  • Figure 8 shows a detection device attached to an examination table 59 by means of the lower strap 57 of the housing.
  • the head of the patient 2 rests against the cushioning foams 58 and between the hull 50 in U.
  • the patient is lying on the table 59.
  • the table 59 is for example movable in translation horizontally to be inserted into a medical imaging apparatus. Throughout the medical examination, the patient breathes via the inhaler 51, the connecting pipe 52 and the measurement device opening into the space 54 in the open air.
  • An area 60 analyzed during the examination was shown at the level of the patient's ribcage 2.
  • a shielded shell 50 can block the radiation generated during this examination, in particular the magnetic radiations used in MRI imaging.
  • the detection device 1 attached to the medical table 59 is moved in the medical imaging device 35 at the same time as the patient 2.
  • the space formed by the shell 50 and the cushioning cushions 58 will be sufficient for the patient to position his head and hands.
  • the position of the patient with the arms raised and the hands locked behind the head allows a better visualization of the area 60 to be analyzed.
  • the U-shape of the detection device makes it possible not to hinder the medical imaging process.
  • the input connector 53 is in particular offset with respect to the patient's head and to the zone 60 of the patient analyzed by medical imaging.
  • Figure 10 shows a patient lying on a mobile medical table itself arranged with the detection device 1 of the position of the patient's body, in a medical imaging assembly. At this table is associated a device 1 for detecting the position of the moving zone of the body 2 of the patient analyzed by medical imaging.
  • the imaging device comprises a device 61 for stimulation and detection, schematized by a ring 61, in connection with a box 62 for controlling and acquiring data representative of medical images.
  • the medical imaging data 64 is transmitted by a communication link to a processing station 140.
  • a storage space 141 for this data is provided which can be used subsequently.
  • the signals transmitted by the medical imaging device and received by the processing station 140 correspond to representative medical image data in time coincidence with the. synchronization signal provided by the detection device or transmitted thereto.
  • the communication links between the different stations or devices are coupled by an optical interface for electrical isolation.
  • the medical imaging device is for example of the type of tomographic acquisition device by positron emission, computed tomography acquisition device or magnetic resonance imaging device.
  • the medical imaging device is connected by a communication link 63 with the detection device 1, through which a synchronization signal is transmitted.
  • This synchronization signal may be an incoming or outgoing synchronization signal for the detection device 1.
  • the detection device 1 is connected by its power supply cable 19 to a power supply unit 66.
  • This power supply unit is connected to the electrical distribution network via an isolation transformer 124.
  • the communication or supply cables in connection with the detection device 1 are chosen of a sufficient length to allow the translation of the medical table into the medical imaging device.
  • the detection device 1 is also connected to its processing station 65 to which it transmits data 40 representative of the respiratory volume in time coincidence with the incoming or outgoing synchronization signal. Provision is made for a storage space 142 for this data that can be used later.
  • the processing stations 65 or 140 are for example computers equipped with processing programs and comprising a user interface.
  • the user interface includes a screen and a keyboard.
  • the treatment stations 140 and 65 are supplied by the distribution electrical network via an isolation transformer 124.
  • FIG. 11 schematically represents an example of arrangement of the management module 30.
  • the management module 30 comprises a differential pressure sensor 37 connected to the conduits 33 and 34 for propagating the pressure.
  • the differential pressure sensor 37 provides data representative of the measured differential pressure read by an arithmetic calculation module 116 itself providing data representative of the measured flow rate.
  • the arithmetic calculation module 116 for example makes a multiplication of the data representative of a differential pressure to calculate data representative of a flow rate.
  • the measured flow representative data is stored in a storage memory space 112.
  • the storage space 112 for storing data representative of the measured bit rate is read by a module 113 for generating an outgoing synchronization signal.
  • This module 113 performs, for example, comparisons between the successive values and determines maximums or minimums of measured bit rate corresponding to synchronization edges stored in a storage space 114 for storing the outgoing synchronization signal.
  • the storage space 114 for storing the outgoing synchronization signal is read in particular by an interface 105 supplying the outgoing synchronization signal 42.
  • the storage space 112 for storing the data representative of the measured flow rate is read by a module 111 for parameterizing a breathing pattern.
  • This parameterization module 111 accesses a storage space 110 for storing a non-parameterized breathing pattern.
  • the breathing pattern is a representative curve of a volume of air inspired and exhaled by a human being.
  • the non-parameterized model 110 must therefore be parameterized according to each examination.
  • the module 111 for parameterizing the breathing model thus provides access to the data 110 representative of the non-parameterized breathing model and the data 112 representative of the measured flow rate to generate data 109 representative of the parameterized breathing model, these data being stored in a space memory 109.
  • the parameter module 111 of the breathing model makes an adjustment on a determined number of breathing cycles. A delay of a few tens of seconds is for example provided for the parameterization of the breathing model. A delay of a few minutes may be provided during which it is expected that the patient finds a regular rhythm of breathing.
  • the parametrized respiration model configuration module 111 includes in particular a routine for adjusting the parameters of the model.
  • the breathing model is for example a so-called model of
  • Zo is an adjustable parameter corresponding to the position on expiration.
  • B is an adjustable parameter corresponding to the breathing amplitude.
  • Cos is the mathematical function cosine.
  • ⁇ is the constant of about 3.14.
  • t is the time variable expressed in seconds.
  • ⁇ is an adjustable parameter corresponding to the period of the respiratory cycle.
  • ⁇ is an adjustable parameter corresponding to a phase shift.
  • N is an adjustable parameter corresponding to a degree of asymmetry of the model.
  • adjustable parameters are for example determined by several samplings and one or more resolutions of systems of equations.
  • a module 115 for generating data representative of the respiratory volume realizes a memory access to the parameterized breathing model 109 and to the data 112 representative of the respiration rate.
  • This module 115 generates and records in a memory space 118, the data representative of the respiratory volume of the patient.
  • the module 115 which generates them comprises in particular a digital integration program of the flow rate.
  • the management module 30 comprises an interface 103 for receiving an incoming synchronization signal 41.
  • the data representative of the incoming synchronization signal is written by this interface 103 in a storage space 108.
  • the management module 30 comprises an interface 102 for receiving at least one control signal 101 for selecting synchronization with an incoming signal or with an outgoing signal. Other commands can be received for controlling the management module 30. The data representative of this selection command are written by this interface 102 in a storage space 107.
  • the management module 30 comprises a module 119 for generating data representative of the respiratory volume of the patient in time coincidence with an incoming or outgoing synchronization signal, these data being stored in a memory space 106.
  • This memory space 106 is read by a interface 104 generating the output signal 40 transmitting data representative of the respiratory volume in time coincidence with the incoming or outgoing synchronization signal.
  • the module 119 accesses, in particular, the data 118 representative of the respiratory volume and the incoming synchronization data 108 or the outgoing synchronization data 114 for generating the respiratory volume data in time correlation with the incoming or outgoing synchronization signal.
  • This generation module 119 includes in particular a data concatenation subroutine. The combination of data from Respiratory volume 118 with the incoming synchronization data 108 or with the outgoing synchronization data 114 is performed according to the state of the memory space 107, accessed by the time-synchronizing respiratory volume data generation module 119. with the incoming or outgoing synchronization signal. The memory space 107 is put into a determined state corresponding to the incoming or outgoing synchronization signal used.
  • the response time for processing a differential pressure variation translated into data representative of a variation of the respiratory volume synchronized with one of the synchronization signals is for example less than 12 ms, which may correspond to the normal sampling frequency for a sample.
  • Differential pressure sensor determined.
  • the differential pressure sensor is chosen as needed. It is also possible to provide an arrangement of the management module so as to have this response time of 15 ms or 30 ms. We have a real time system.
  • the operating temperature management module 117 performs read and write accesses in working memory spaces of the temperature control module 44, the heating module 45 and an actuator control module 67. 39 of the fan.
  • the temperature management module 117 comprises, for example, a delay routine as a function of a heating time of the measuring device and a heating control subprogram at a target temperature stored as a function of a measured temperature. .
  • the module 119 for generating synchronized respiratory volume data for example, accesses a memory space in the temperature management module 117.
  • FIG. 12 shows a tool 68 for calibrating the detection device 1.
  • a piston 126 controlled in translation delimits a chamber 127 comprising an orifice 128 connected by a connecting pipe 69 to the input connector 53 of the detection device 1.
  • the calibration tool is for example used in the case of an installation of a new device in the case of an update of a processing software of the detection device or in the case of adjustment of processing parameters.
  • the calibration also concerns the synchronization of the spirometer clocks and the medical imaging devices as well as that of the Fleisch cells. One can also perform a control as a precaution.

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Abstract

L'invention concerne un dispositif de mesure (3) pour générer une pression différentielle représentative du débit d'un flux gazeux pour l'imagerie médicale, comprenant; un corps central (8) muni de canaux (4) longitudinaux en communication avec une entrée (5) et une sortie (6) du flux gazeux, une enveloppe (9) entourant le corps central, et des joints d'étanchéité (7a, 7b, 7c, 7d) délimitant un premier espace (10) de mesure d'une pression amont et un deuxième espace (11) de mesure d'une pression aval, chacun en communication avec au moins un des canaux longitudinaux, et un troisième espace (12) de mise en température du corps central. L'invention concerne aussi un dispositif de détection de la position d'une zone en mouvement, analysée par imagerie médicale, du corps d'un patient, ainsi qu'un ensemble d'imagerie médicale intégrant un tel dispositif de détection.

Description

DISPOSITIF DE MESURE D ' UN FLUX GAZEUX POUR L' IMAGERIE
MEDICALE
Le secteur technique de la présente invention est celui des appareils pour la mesure de flux gazeux. La présente invention concerne notamment l'application de la mesure de flux gazeux au domaine médical.
On connaît le principe des cellules de Fleisch pour la mesure d'un flux gazeux à partir d'une pression différentielle entre une pression amont et une pression aval.
Un inconvénient des dispositifs formant une cellule de Fleisch, utilisés dans des appareils médicaux, est qu'ils sont particulièrement onéreux compte tenu du fait qu'ils doivent généralement être jetés après une seule utilisation pour des raisons sanitaires.
Un autre inconvénient des dispositifs formant une cellule de Fleisch est qu'ils ne peuvent généralement pas être utilisés dans des espaces médicaux d'analyse soumis à des normes de sécurité sévères du fait qu' ils comprennent une résistance électrique chauffante agencée au voisinage du conduit par lequel respire le patient. D'une part, un examen médical peut imposer l'absence d'ondes électromagnétiques ou l'absence de courants électriques ou encore l'absence de masses métalliques denses dans l'espace d'analyse. D'autre part, les normes de sécurisé imposent généralement des restrictions et des conditions d'isolation électrique sévères concernant la circulation d'un courant électrique à proximité d'un élément en contact avec le patient.
Le but de la présente invention est de pallier un ou plusieurs des inconvénients de l'art antérieur en fournissant un nouveau dispositif pour la mesure d'une pression différentielle représentative du débit d'un flux gazeux.
L'invention a donc pour objet un dispositif de mesure pour générer une pression différentielle représentative du débit d'un flux gazeux pour l'imagerie médicale, caractérisé en ce qu'il comprend au moins:
- un corps central comprenant des canaux longitudinaux en communication avec une entrée du flux gazeux et une sortie du flux gazeux, - une enveloppe entourant le corps central, et
- des joints d'étanchéité disposés entre l'enveloppe et le corps central de façon à délimiter un premier espace de mesure d'une pression amont et un deuxième espace de mesure d'une pression aval, chacun en communication avec au moins un des canaux longitudinaux, et un troisième espace alimenté en fluide à température contrôlée pour une mise en température du corps central.
Selon une caractéristique de l'invention, le corps central et l'enveloppe sont démontables l'un par rapport à l'autre et s' emboîtent l'un dans l'autre selon leur axe longitudinal .
Selon une autre caractéristique de l'invention, le corps central comprend des rainures périphériques délimitant des logements pour les joints et délimitant les premier, deuxième et troisième espaces.
Selon une autre caractéristique de l'invention, le corps central comprend des ailettes de transmission de la chaleur en saillie dans le troisième espace.
Selon une autre caractéristique de l'invention, le dispositif de mesure comprend quatre joints annulaires d'étanchéité délimitant, entre eux, successivement le premier espace, le troisième espace et le deuxième espace.
Selon une autre caractéristique de l'invention, le dispositif de mesure comprend un système électrique de chauffage de l'air disposé dans un conduit d'air extérieur à l'enveloppe et en communication avec le troisième espace.
Un autre objet de l'invention concerne un dispositif de détection de la position d'au moins une zone en mouvement, analysée par imagerie médicale, du corps d'un patient, caractérisé en ce qu'il comprend un dispositif de mesure et un module électronique de gestion agencé de façon à fournir des données représentatives de la mesure de la pression différentielle entre la pression amont et la pression aval, ces données étant traitées pour générer un signal numérique de données représentatives d'un volume respiratoire du patient en concordance de temps avec un signal numérique de synchronisation entrant ou sortant.
Selon une caractéristique de l'invention, le dispositif de détection comprend un boîtier portable de logement du dispositif de mesure et du module électronique de gestion, le boîtier étant décalé par rapport à la zone analysée. Toutes les parties électriques du dispositif de détection peuvent ainsi être logées dans le boîtier.
Selon une autre caractéristique de l'invention, le dispositif de détection comprend un inhalateur par lequel respire le patient, cet inhalateur étant relié à un tube de liaison avec un connecteur de branchement à l'entrée du dispositif de mesure dont la sortie débouche dans un espace ouvert à l'air libre, le connecteur et le dispositif de mesure étant décalés par rapport à la zone analysée. Le connecteur de branchement et le dispositif de mesure sont de préférence agencés au plus proche de la source de respiration.
Un autre objet de l'invention concerne un ensemble d' imagerie médicale comprenant au moins un dispositif d'imagerie médicale du type dispositif d'acquisition tomographique par émission de positons, dispositif d'acquisition tomodensitométrique ou dispositif d'imagerie par résonance magnétique, caractérisé en ce qu'il comprend un dispositif de détection selon l'invention pour la détection de la position d'au moins une zone en mouvement du corps d'un patient, cette zone étant analysée par le dispositif d'imagerie médicale en liaison de communication avec le dispositif de détection.
Un tout premier avantage de l'invention réside dans le fait que le dispositif de mesure peut être démonté pour être stérilisé avant une autre utilisation, dans les cas où c'est nécessaire.
Un autre avantage réside encore dans le fait que les paramètres physiques du dispositif de mesure produisant la pression différentielle restant constants lors des différentes mesures, il n'est pas nécessaire d'effectuer un calibrage avant chaque mesure.
Un autre avantage de l'invention réside dans le fait qu'aucune fuite de courant électrique ne peut avoir lieu dans le conduit par lequel le patient respire, notamment du fait que le système électrique de chauffage de l'air est déporté par rapport au dispositif de mesure.
Un autre avantage réside encore dans le fait que le dispositif de détection peut être utilisé en imagerie médicale sans génération d'artefacts et d'atténuations.
D'autres caractéristiques, avantages et détails de l'invention seront mieux compris à la lecture du complément de description qui va suivre de modes de réalisation donnés à titre d'exemple en relation avec des dessins sur lesquels :
- la figure 1 représente une vue en coupe longitudinale d'un dispositif de mesure générant des pressions différentielles;
- la figure 2 représente une vue en perspective de la coupe longitudinale du dispositif générant des pressions différentielles de la figure 1;
- la figure 3 représente une vue en perspective éclatée du dispositif de mesure générant les pressions différentielles de la figure 1;
- la figure 4 représente une vue en perspective du dispositif de mesure générant les pressions différentielles de la figure 1 en connexion avec des conduits pour les mesures de pression;
- la figure 5 représente une vue en perspective de l'intérieur d'un dispositif de détection de la position du thorax d'un patient;
- la figure 6 représente une vue en perspective de l'avant du dispositif de détection de la figure 5;
- la figure 7 est une vue en perspective de l'arrière du dispositif de détection de la figure 5;
- la figure 8 est une vue en perspective montrant le haut du corps d'un patient et le dispositif de détection de la figure 5 disposés .en bout d'une table médicale mobile;
- la figure 9 représente une vue en perspective du patient allongé sur la table médicale mobile de la figure 8 entrant, avec le dispositif de détection de la position de son corps, dans un dispositif d'imagerie médicale ;
- la figure 10 représente un schéma montrant un patient allongé sur une table médicale mobile elle-même disposée avec le dispositif de détection de la position du corps du patient, dans un dispositif d'imagerie médicale ; - La figure 11 représente un schéma d'un module de gestion pour le traitement des données et la génération des signaux de sorties ; et
- la figure 12 représente un dispositif de détection de la position du corps d'un patient branché sur un dispositif de calibration.
L'invention va à présent être décrite avec davantage de détails.
La figure 1 représente une vue en coupe longitudinale d'un dispositif de mesure 3 générant une pression différentielle représentative du débit d'un flux gazeux. Ce dispositif de mesure 3 comprend une entrée 5 et une sortie 6 pour le flux gazeux dont le débit doit être mesuré.
Les termes désignant l'entrée 5 et la sortie 6 pour le flux gazeux ne sont pas limitatifs. On désignera de même les mesures faites en amont ou respectivement en aval réalisées proches de l'entrée ou respectivement de la sortie. Dans le cas où le patient expire, le flux gazeux rentre par l'entrée 5 et ressort par la sortie 6, le flux s' écoulant d'amont en aval .
A l'inverse lorsque le patient inspire, le flux gazeux s'inverse et rentre par la sortie pour ensuite passer par l'entrée 5.
L'entrée 5 du flux gazeux est disposée vers le patient et la sortie 6 flux gazeux est disposée vers un espace mis à l'air libre. Les formes des évents 5 et 6 d'entrée et de sortie sont symétriques et sont de conicité et de longueur calculées pour obtenir la même réponse de mesure de débit qu'il soit entrant ou sortant.
Le dispositif de mesure 3 comprend un corps central 8 entouré par une enveloppe 9. Les extrémités du corps dépassent de part et d'autre de l'enveloppe. Un connecteur creux 53 de branchement à l'entrée 5 et connecteur creux 13 de branchement à la sortie 6 sont fixés aux extrémités du corps central 8. Le corps central 8 comprend des canaux 4 longitudinaux en communication d'une part avec l'entrée 5 du flux gazeux et d'autre part avec la sortie 6 du flux gazeux. Des joints d' étanchéité 15 sont disposés entre le corps central 8 et les connecteurs 53 et 13 en entrée et en sortie. Les connecteurs 13 et 53 sont emmanchés sur le corps 8.
Des joints d'étanchéité 7a, 7b, 7c, et 7d disposés entre l'enveloppe 9 et le corps central 8 délimitent un premier espace 10 de mesure d'une pression en amont et un deuxième espace 11 de mesure d'une pression en aval. Les joints d'étanchéité 7b et 7c disposés entre l'enveloppe 9 et le corps central 8 délimitent aussi un troisième espace 12 de mise en température du corps central 8, ce troisième espace 12 étant alimenté en fluide à température contrôlée.
Les joints d'étanchéité sont par exemple des joints toriques. On peut choisir tout type de joints annulaires, c'est-à-dire de section non circulaire, tels des joints quadrilobes .
Quatre joints 7a, 7b, 7c et 7d délimitent successivement, entre eux, le premier espace 10, le troisième espace 12 et le deuxième espace 11.
L'enveloppe 9 comprend un logement interne dans lequel est disposé le corps central 8, ce logement interne formant plusieurs paliers contre chacun desquels un joint vient réaliser un contact étanche. Les paliers successifs réalisés dans l'enveloppe 9 sont réalisés avec un diamètre décroissant en allant d'une extrémité de l'enveloppe venant en butée contre une collerette périphérique saillante 26 du corps central 8 à l'autre extrémité de l'enveloppe 9 par laquelle ressort le corps central 8. L'insertion du corps central 8 équipé des joints d'étanchéité est ainsi facilitée.
L'enveloppe 9 entourant le corps central 8 forme deux accès à l'espace 12 de mise en température du corps central 8. Des plaquettes 14 et 20 fixées à l'enveloppe 9 comprennent une ouverture dans laquelle peut être bloqué un conduit. Ces plaquettes 14 et 20 sont fixées à l'enveloppe par vissage. Sur la figure 1, seul un conduit de raccordement 23 est fixé à l'enveloppe 9 au moyen d'une plaquette 14, l'accès dans l'autre plaquette 20 étant laissé libre. Un conduit d'évacuation se raccordant à cette autre plaquette 20 sera décrit par la suite. Le conduit de raccordement 23 est destiné à être alimenté en fluide à température contrôlée.
Des ailettes 25 de conduction de la chaleur sont aménagées dans le corps central 8 et font saillie dans l'espace 12 de mise en température.
Comme représenté à la figure 2, ces ailettes 25 se présentent sous la forme de couronnes parallèles les unes aux autres et délimitent entre elles des rainures périphérique du corps central 8. Sur les figures, les mêmes références sont utilisées pour désigner les mêmes éléments.
De l'air chauffé est par exemple injecté dans le conduit de raccordement 23 puis passe par l'ouverture 21 réalisée dans l'enveloppe pour arriver dans l'espace 12 de mise en température. L'air chaud réchauffe ainsi le corps central 8. Les ailettes 25 permettent une meilleure diffusion de la chaleur dans le corps central 8. L'air de chauffage injecté dans l'espace 12 de mise en température ressort ensuite par l'ouverture 22 réalisée dans l'enveloppe 9. Cet air chaud évacué est canalisé dans un conduit d'évacuation comme il sera décrit par la suite. Un conduit d'évacuation est alors fixé, dans l'ouverture de la plaquette 20 de fixation et en communication avec le troisième espace 12 de mise en température .
Le réchauffement du corps central 8 permet d'éviter une condensation de l'air expiré par un patient et circulant dans le corps central 8.
Le corps central 8 comprend un réseau de canaux 4 parallèles entre eux. Ces canaux longitudinaux 4 sont répartis sur tout le diamètre du passage pour le flux d'air aménagé dans le corps central.
Le flux d'air passant dans ces canaux longitudinaux 4 crée de la pression dans les canaux longitudinaux.
Des conduits radiaux 17 et 18 sont réalisés dans le corps central 8 pour relier un ou des canaux longitudinaux avec les espaces 10 et 11 de mesure des pressions en amont et en aval.
Des conduits radiaux 17 relient des canaux longitudinaux 4 externes avec l'espace 11 de mesure de la pression aval. Des canaux radiaux 18 relient des canaux longitudinaux 4 externes avec l'espace 10 de mesure de la pression amont.
Les espaces 10 et 11 de mesure de la pression étant fermés, la mesure de leur pression interne correspond à celle en amont et en aval dans les canaux longitudinaux. Ces mesures de pression peuvent ainsi être utilisées pour une mesure du débit du flux d'air. Les espaces de mesure 10 et 11 de la pression en amont et. en aval sont délimités par le corps central 8 et l'enveloppe 9 et comme il sera décrit par la suite, des conduits reliés à ces espaces permettent une propagation de leur pression interne. Comme il sera décrit par la suite, un capteur de pression différentielle en liaison avec ces premier et deuxième espaces 10 et 11 de mesure de la pression, permet de générer une donnée représentative de la pression différentielle.
Le chauffage du corps central 8 précédemment décrit permet d'éviter une condensation de l'air et l'apparition de gouttes d'eau pouvant boucher des canaux longitudinaux 4 ou les conduits radiaux 17 et 18, ce qui fausserait les mesures de pression.
La figure 3 représente une vue éclatée du dispositif de mesure.
L'extérieur de l'enveloppe 9 délimite un parallélépipède rectangle comprenant des chanfreins longitudinaux. La face supérieure 71 comprend une ouverture 21 d'accès à l'espace 12 de mise en température et est reliée à la plaquette 14 de fixation du conduit de raccordement 23.
La face inférieure 72 comprend une ouverture d'accès à l'espace 12 de mise en température et est reliée à la plaquette 20 de fixation du conduit d'évacuation.
La face 73 avant telle que représentée à la figure 3, comprend des passages radiaux 28 débouchant en vis-à-vis des espaces de mesure de la pression en amont et en aval. Des connecteurs 29 sont prévus pour s'insérer dans ces passages radiaux 28 et se fixer à cette face 73. Ces connecteurs 29 sont de forme adaptée pour le branchement de deux conduits de propagation de la pression jusqu'à un capteur de mesure de la pression différentielle.
La face arrière 74 telle qu'indiquée à la figure 3, est équipée par exemple de trous filetés pour la fixation d'un socle de support du dispositif de mesure.
Des logements 24a, 24b, 24c et 24d pour les joints 7a, 7b, 7c et 7d d'étanchéité se présentent sous la forme de rainures périphériques extérieures. Le corps central 8 comprend également des logements, sous la forme de rainures périphériques extérieures, délimitant les espaces de mesure de la pression. Des rainures périphériques extérieures réalisées sur le corps central 8 délimitent par ailleurs les ailettes 25 de refroidissement.
Les joints 7a, 7b, 7c et 7d sont montés dans les logements 24a, 24b, 24c et 24d du corps central 8, puis celui-ci est inséré dans l'enveloppe 9 jusqu'à ce que la collerette 26 vienne en butée contre l'enveloppe 9. Le corps central 8 et l'enveloppe 9 s' emboîtent l'un dans l'autre selon leur axe longitudinal. L'enveloppe 9 et la collerette 26 sont fixées par vissage.
Des joints 15 sont disposés dans des logements réalisés dans les collets d'extrémité sur lesquels s'emmanchent les connecteurs 13 et 53 d'entrée et de sortie.
Les différents éléments constitutifs du dispositif de mesure peuvent ainsi être démontés notamment pour être stérilisés. En particulier, le corps central 8 et les connecteurs 13 et 53 d'entrée et de sortie peuvent être stérilisés. Les joints d'étanchéité peuvent être stérilisés ou remplacés.
La figure 4 représente une vue en perspective du dispositif de mesure auquel est raccordé un conduit 38 de fourniture d'air à température contrôlée, un conduit 32 d'évacuation de l'air et des conduits 33 et 34 de propagation de la pression. Les espaces 10 et 11 annulaires de mesure des pressions différentielles ont été représentés en traits pointillés. Les connecteurs 29 sont disposés dans les passages 28 en communication avec les espaces 10 et 11 de mesure des pressions en amont et en aval. Ces connecteurs 29 sont par ailleurs branchés à un conduit 33 de propagation de la pression en aval et à un conduit 34 de propagation de la pression en amont.
Les deux conduits 33 et 34 de propagation de la pression sont reliés à un capteur 37 de pression différentielle déporté par rapport au dispositif de mesure 3. Les conduits 33 et 34 de propagation de la pression présentent par exemple une longueur de quelques centimètres ou quelques dizaines de centimètres. Le capteur 37 de pression différentielle ferme chacun des conduits 33 et 34 de propagation de la pression et comprend un équipement de fourniture de données représentatives de la pression différentielle. Le capteur 37 de pression différentielle fournit ainsi des données représentatives de la différence de pression entre la pression en amont et la pression en aval dans le dispositif de mesure. Ces données se présentent par exemple sous la forme d'une tension électrique analogique ou sous la forme de données numériques codées.
Pour la mise en température du corps central, un système de pulsation d'air chaud permet le chauffage du corps central, l'air étant ensuite évacué par un conduit d'évacuation 32.
Le système de pulsation d'air chaud, déporté par rapport au dispositif de mesure, comprend une résistance électrique 46 de chauffage de l'air disposée dans un conduit 38 de fourniture d'air chauffé. La résistance chauffante 46 est alimentée en énergie électrique par un module de chauffage 45. Ce module de chauffage 45 peut lui-même être commandé par un module de gestion.
Le conduit 38 de fourniture d'air chauffé est par exemple réalisé en matériau non électriquement conducteur de façon à éviter tout risque de fuite de courant. Ce conduit 38 est branché au conduit 23 de raccordement en communication avec l'espace 12 de mise en température. L'air pénètre dans le conduit 38 de fourniture d'air chauffé par une arrivée d'air 48. Avantageusement, aucun courant ne circule à proximité de la conduite par laquelle respire le patient dont on souhaite mesurer le flux respiratoire.
L'air aspiré par l'arrivée d'air 48 est entraîné par un ventilateur 43 mis en mouvement par un actionneur 39. L'actionneur 39 peut être lui-même piloté par un module de gestion ou il peut être mis en marche dès la mise sous tension du dispositif de détection dans lequel le dispositif de mesure est installé.
Un capteur de température 47 est disposé dans le conduit
38 de fourniture d'air chauffé et est relié à un module de contrôle 44 de la température. Ce module de contrôle 44 fournit par exemple, au module de gestion, des données représentatives de la température de l'air envoyé vers le corps central. Le contrôle de la température de l'air de chauffage permet ainsi d'éviter une surchauffe du corps central pour éviter ainsi une surchauffe de l'air inspiré par le patient.
Le module de gestion commande par exemple le module 45 de chauffage pour un arrêt du chauffage, lorsque le module de contrôle 44 fournit des données représentatives du dépassement d'une température seuil de sécurité stockée en mémoire par le module de gestion.
L'arrêt du chauffage peut aussi être commandé par un bilame servant de capteur de température de l'air chauffé et monté en série dans le circuit électrique d'alimentation de la résistance électrique de chauffage. On peut aussi prévoir un bilame fixé sur une face de l'enveloppe 9 ou dans le conduit d'évacuation de l'air de chauffage. L'état en court- circuit ou en circuit ouvert du bilame peut aussi être contrôlé par le module de gestion.
Après que l'air chauffé ait circulé entre les ailettes du corps central pour le réchauffer, l'air de chauffage est évacué de l'enveloppe 9 par un conduit d'évacuation 32. Le conduit d'évacuation 32 permet notamment de guider l'air de chauffage hors d'une coque extérieure d'habillage et de protection .
La figure 5 représente un dispositif de détection 1 de la position d'au moins une zone en mouvement, analysée par imagerie médicale, du corps d'un patient où la coque extérieure 50 du boîtier est représentée en transparence.
La coque 50 est fixée sur une plaque de fond 49 pour former un boîtier de logement. Des ouvertures sont aménagées dans le boîtier et notamment une ouverture 55 pour l'expulsion d'air chauffé via le conduit d'évacuation 32, des ouvertures 56 pour des arrivées d'air pouvant pénétrer à l'intérieur du boîtier et une ouverture pour une mise à l'air libre d'un espace 54 par lequel respire le patient.
La plaque de support 49 a une forme en U, le patient mettant sa tête entre les pattes du U. La coque 50 s'étend au-dessus de la plaque 49 de support. Une sangle 57 de fixation du dispositif de détection 1 est attachée sur la tranche de la plaque de support 49 et passe sous la face inférieure de la plaque de support 49. La sangle 57 permet une fixation par exemple à une table médicale mobile. Le dispositif de détection est avantageusement portable.
Le boîtier permet le logement du dispositif de mesure dont le connecteur d'entrée 53 est saillant par rapport à la coque 50 du boîtier. On peut ainsi brancher un tube par lequel respire le patient. Le connecteur 13 en sortie est en communication avec l'espace 54 à l'air libre, par lequel respire le patient.
Le dispositif de mesure est fixé à un socle 31 lui-même fixé à la plaque de support 49. En démontant la coque 50, on peut accéder au dispositif de mesure et le démonter, notamment pour le stériliser.
Les conduits 33 et 34 de propagation de la pression sont disposés entièrement dans le boîtier, de même que le conduit 38 d'alimentation en air chauffé. L'ouverture d'arrivée d'air 48 est disposée à l'intérieur du boîtier. Lorsque l'air chauffé est envoyé vers le corps central du dispositif de mesure, l'air à l'extérieur de la coque pénètre dans le boîtier par les ouvertures 56 pour l'aération puis est aspiré par l'ouverture d'arrivée d'air 48. La mise en mouvement de l'air est due notamment au ventilateur 43 activé dans le conduit 38 d'alimentation en air chauffé. Le chauffage de l'air est réalisé par la résistance 46 sous le contrôle du capteur de température 47.
Après être passé autour du corps central, l'air chauffé est évacué, par le conduit d'évacuation 32, à l'extérieur du boîtier .
Le boîtier comprend un module électronique de gestion 30 agencé de façon à fournir des données représentatives de la mesure de la pression différentielle entre la pression amont et la pression aval, ces données étant traitées pour générer un signal numérique 40 de données représentatives d'un volume respiratoire du patient en concordance de temps avec un signal numérique de synchronisation entrant 41 ou sortant 42.
Le module de gestion 30 comprend par exemple au moins un circuit imprimé. Le module de gestion 30 comprend par exemple un bus de données, un bus d'adresse et un bus de contrôle reliant entre eux des composants de traitement, des composants de mémorisation et des composants d'interface. Les composants mémoire sont par exemple des mémoires volatiles ou non volatiles. Les composants de traitement sont par exemple du type FPGA (Field Programmable Gâte Array) , DSP (Digital Signal Processor) ou ASIC (Application Spécifie Integrated Circuit) . Les signaux électriques sont par exemple du type TTL ou CMOS. On désignera par un module, tel que le module de gestion ou le module de chauffage, un ensemble fonctionnel comprenant un programme ou un sous-programme mémorisé et exécuté pour traiter des données ou produire des données et pouvant utiliser un espace mémoire de travail.
Le dispositif de détection 1 est relié à un câble d'alimentation 19 en énergie électrique.
Le dispositif de détection 1 est relié à une liaison de communication fournissant un signal numérique sortant 42 de synchronisation. Ce signal de synchronisation 42 est produit par le module de gestion 30 à partir des données représentatives du débit mesuré du flux d'air.
Le dispositif de détection 1 est relié à une liaison de communication recevant un signal numérique entrant 41 de synchronisation .
Le dispositif de détection 1 est relié à une liaison de communication et fournit, sur cette ligne, un signal numérique sortant 40 représentatif du volume respiratoire du patient, en concordance de temps avec un signal de synchronisation. Ce signal de synchronisation est le signal de synchronisation entrant ou sortant.
Pour la génération de ce signal 40, le module de gestion génère des données représentatives du volume respiratoire du patient à partir des données représentatives du débit mesuré du flux d'air.
Un exemple de traitement des données produites notamment par le capteur 37 de pression différentielle sera décrit par la suite, en relation avec la figure 11.
Les figures 6 et 7 représentent des vues en perspective de l'avant et de l'arrière du dispositif de détection. Un ensemble 58 de cales en mousse est prévu pour que le patient y appuie sa tête. L'ensemble 58 de cales en mousse comprend une portion inférieure se prolongeant par deux portions latérales épousant la forme de la coque 50 du dispositif de détection. Ces deux portions latérales viennent contre les portions de la coque 50 formant les pattes du U.
Le connecteur 53 d'entrée est saillant au-dessus de la coque 50, les autres éléments constitutifs du dispositif de mesure étant disposés sous la coque 50. La coque 50 couvre également le module électronique de gestion.
L'inhalateur 51 est relié au connecteur d'entrée via un tube de liaison 52. L'inhalateur se présente par exemple sous la forme d'un masque couvrant le nez et la bouche et comprenant un filtre antibactérien par lequel respire le patient. Le masque est maintenu sur la tête du patient par un élastique.
Le patient respire ainsi par l'inhalateur en liaison avec le tube de liaison 52 et le dispositif de mesure débouchant à l'air libre.
Le connecteur et le dispositif de mesure sont décalés par rapport à la zone analysée pour rester en dehors de cette zone mais au plus proche de la source de respiration.
L'espace 54 à l'air libre par lequel respire le patient est notamment représenté à la figure 7.
La portabilité du dispositif de détection permet ainsi un positionnement du dispositif de mesure, par lequel le patient respire, au plus près du patient. Ainsi, le circuit d'air par lequel respire le patient est de faible longueur. Le positionnement du dispositif de mesure latéralement par rapport à la tête du patient permet encore de réduire le circuit d'air par lequel le patient respire. La longueur réduite du circuit d'air permet d'avoir un volume d'air non entièrement renouvelé tolérable pour le patient qui respire par ce circuit d'air pendant toute la durée de l'examen.
La sangle inférieure 57 de fixation passe dans des boucles fixées sous la coque.
La figure 8 représente un dispositif de détection fixé sur une table d'examen 59 au moyen de la sangle inférieure 57 du boîtier. La tête du patient 2 repose contre les mousses de calage 58 et entre la coque 50 en U. Le patient est allongé sur la table 59. La table 59 est par exemple mobile en translation horizontalement pour être insérée dans un appareil d'imagerie médicale. Tout au long de l'examen médical, le patient respire via l'inhalateur 51, le tuyau de liaison 52 et le dispositif de mesure débouchant dans l'espace 54 à l'air libre.
Une zone 60 analysée au cours de l'examen a été représentée au niveau de la cage thoracique du patient 2.
En fonction du type de dispositif d'imagerie médicale utilisé, on peut prévoir un blindage de toutes les parties électroniques. Une coque 50 blindée peut bloquer les rayonnements générés lors de cet examen notamment les rayonnements magnétiques utilisés dans l'imagerie IRM.
Comme représenté à la figure 9, le dispositif de détection 1 fixé à la table médicale 59 est déplacé dans le dispositif d'imagerie médicale 35 en même temps que le patient 2. L'espace formé par la coque 50 et les coussins 58 de calage sera prévu suffisant pour que le patient y positionne sa tête et ses mains. La position du patient avec les bras relevés et les mains bloquées derrière la tête permet en effet une meilleure visualisation de la zone 60 à analyser. La forme en U du dispositif de détection permet de ne pas gêner le procédé d'imagerie médicale. Le connecteur d'entrée 53 est notamment décalé par rapport à la tête du patient et à la zone 60 du patient analysée par imagerie médicale .
La figure 10 montre un patient allongé sur une table médicale mobile elle-même disposée avec le dispositif de détection 1 de la position du corps du patient, dans un ensemble d'imagerie médicale. A cette table est associé un dispositif de détection 1 de la position de la zone en mouvement du corps 2 du patient analysée par imagerie médicale .
Le dispositif d'imagerie comprend un dispositif 61 de stimulation et de détection, schématisé par un anneau 61, en liaison avec un boîtier 62 de commande et d'acquisition des données représentatives d'images médicales. Les données d'imagerie médicale 64 sont transmises par une liaison de communication à une station de traitement 140. On prévoit un espace de stockage 141 de ces données qui pourront être exploitées par la suite. Les signaux transmis par le dispositif d'imagerie médicale et reçus par la station de traitement 140 correspondent à des données représentatives d'images médicales en concordance de temps avec le . signal de synchronisation fourni par le dispositif de détection ou transmis à celui-ci.
Les liaisons de communication entre les différentes stations ou dispositifs sont couplées par une interface optique permettant une isolation électrique.
Le dispositif d'imagerie médicale est par exemple du type dispositif d'acquisition tomographique par émission de positons, dispositif d'acquisition tomodensitométrique ou dispositif d'imagerie par résonance magnétique.
Le dispositif d'imagerie médicale est relié par une liaison de communication 63 avec le dispositif de détection 1, par laquelle est transmis un signal de synchronisation. Ce signal de synchronisation peut être un signal de synchronisation entrant ou sortant pour le dispositif de détection 1.
Le dispositif de détection 1 est relié par son câble d'alimentation 19 à un boîtier d'alimentation 66. Ce boîtier d'alimentation est branché au réseau électrique de distribution via un transformateur d'isolement 124.
Les câbles de communication ou d'alimentation en liaison avec le dispositif de détection 1 sont choisis d'une longueur suffisante pour permettre la translation de la table médicale dans le dispositif d'imagerie médicale.
Le dispositif de détection 1 est relié également à sa station de traitement 65 à laquelle il transmet des données 40 représentatives du volume respiratoire en concordance de temps avec le signal de synchronisation entrant ou sortant. On prévoit un espace de stockage 142 de ces données qui pourront être exploitées par la suite.
Les stations de traitement 65 ou 140 sont par exemple des ordinateurs équipés de programmes de traitement et comprenant une interface utilisateur. L'interface utilisateur comprend un écran et un clavier. Les stations de traitement 140 et 65 sont alimentées par le réseau électrique de distribution via un transformateur d'isolement 124. La figure 11 représente schématiquement un exemple d'agencement du module de gestion 30.
Le module de gestion 30 comprend un capteur 37 de pression différentielle relié aux conduits 33 et 34 de propagation de la pression. Le capteur 37 de pression différentielle fournit des données représentatives de la pression différentielle mesurée lues par un module 116 de calcul arithmétique fournissant lui-même des données représentatives du débit mesuré. Le module de calcul arithmétique 116 réalise par exemple une multiplication des données représentatives d'une pression différentielle pour calculer des données représentatives d'un débit. Les données représentatives du débit mesurées sont stockées dans un espace mémoire de stockage 112.
L'espace mémoire 112 de stockage des données représentatives du débit mesuré est lu par un module 113 de génération d'un signal de synchronisation sortant. Ce module 113 réalise par exemple des comparaisons entre les valeurs successives et détermine des maximums ou des minimums de débit mesuré correspondant à des fronts de synchronisation stockés dans un espace mémoire 114 de stockage du signal de synchronisation sortant.
L'espace mémoire 114 de stockage du signal de synchronisation sortant est lu notamment par une interface 105 fournissant le signal 42 de synchronisation sortant.
L'espace mémoire 112 de stockage des données représentatives du débit mesuré est lu par un module 111 de paramétrage d'un modèle de respiration. Ce module 111 de paramétrage accède à un espace mémoire 110 de stockage d'un modèle de respiration non paramétré. Le modèle de respiration correspond à une courbe représentative d'un volume d'air inspiré et expiré par un être humain. Le modèle non paramétré 110 doit donc être paramétré en fonction de chaque examen. Le module 111 de paramétrage du modèle de respiration réalise ainsi un accès aux données 110 représentatives du modèle de respiration non paramétré et aux données 112 représentatives du débit mesuré pour générer des données 109 représentatives du modèle de respiration paramétré, ces données étant stockées dans un espace mémoire 109. Le module de paramétrage 111 du modèle de respiration réalise un ajustement sur un nombre déterminé de cycles de respiration. Une temporisation de quelques dizaines de secondes est par exemple prévue pour le paramétrage du modèle de respiration. Une temporisation de quelques minutes peut être prévue au cours de laquelle il est prévu que le patient trouve un rythme régulier de respiration.
Le module 111 de paramétrage du modèle de respiration paramétré comprend notamment un sous-programme de réglage des paramètres du modèle.
On peut prévoir d'autres sous-programmes pour le paramétrage du modèle tels qu'un programme d'auto- apprentissage réalisant des ajustements successifs et des évaluations d'erreurs entre chaque ajustement.
Le modèle de respiration est par exemple un modèle dit de
LUJAN exprimé sous la forme :
Z(t) = Zo - B. (Cos (71. t/τ-φ) ) 2N
Dans cette fonction, la position en mètre d'un organe est donnée par Z (t ) .
Zo est un paramètre réglable correspondant à la position à l'expiration.
B est un paramètre réglable correspondant à l'amplitude de respiration.
Cos est la fonction mathématique cosinus.
π est la constante valant environ 3,14.
t est la variable temps exprimée en secondes.
τ est un paramètre réglable correspondant à la période du cycle respiratoire.
φ est un paramètre réglable correspondant à un déphasage. N est un paramètre réglable correspondant à un degré d'asymétrie du modèle.
Ces paramètres réglables sont par exemple déterminés par plusieurs échantillonnages et une ou plusieurs résolutions de systèmes d'équations.
On peut combiner la détermination par des systèmes d'équations avec des sous-programmes d'auto-apprentissage ou des programmes de calcul de valeurs moyennes.
On peut aussi utiliser d'autres modèles de respiration.
Après la mémorisation du modèle de respiration paramétré 109, un module 115 de génération de données représentatives du volume respiratoire réalise un accès en mémoire au modèle de respiration paramétré 109 et aux données 112 représentatives du débit de respiration. Ce module 115 génère et inscrit dans un espace mémoire 118, les données représentatives du volume respiratoire du patient.
Pour la génération des données 118 représentatives du volume respiratoire, le module 115 qui les génère comprend notamment un sous-programme d'intégration numérique du débit.
Le module de gestion 30 comprend une interface 103 de réception d'un signal de synchronisation entrant 41. Les données représentatives du signal de synchronisation entrant sont inscrites, par cette interface 103, dans un espace mémoire 108 de stockage.
Le module de gestion 30 comprend une interface 102 de réception d'au moins un signal de commande 101 pour la sélection de synchronisation avec un signal entrant ou avec un signal sortant. D'autres commandes peuvent être reçues pour le pilotage du module de gestion 30. Les données représentatives de cette commande de sélection sont inscrites, par cette interface 102, dans un espace mémoire 107 de stockage.
Le module de gestion 30 comprend un module 119 de génération des données représentatives du volume respiratoire du patient en concordance de temps avec un signal de synchronisation entrant ou sortant, ces données étant stockées dans un espace mémoire 106. Cet espace mémoire 106 est lu par une interface 104 générant le signal de sortie 40 de transmission des données représentatives du volume respiratoire en concordance de temps avec le signal de synchronisation entrant ou sortant.
Le module 119 accède notamment aux données 118 représentatives du volume respiratoire et aux données 108 de synchronisation entrante ou aux données 114 de synchronisation sortante pour générer les données 106 de volume respiratoire en concordance de temps avec le signal de synchronisation entrant ou sortant. Ce module 119 de génération comprend notamment un sous-programme de concaténation des données. La combinaison des données de volume respiratoire 118 avec les données 108 de synchronisation entrante ou avec les données 114 de synchronisation sortante est réalisée en fonction de l'état de l'espace mémoire 107, accédé par le module 119 de génération des données 106 de volume respiratoire en concordance de temps avec le signal de synchronisation entrant ou sortant. L'espace mémoire 107 est mis dans un état déterminé correspondant au signal de synchronisation entrant ou sortant utilisé.
Le temps de réponse pour traiter une variation de pression différentielle traduite en données représentatives d'une variation du volume respiratoire synchronisée avec un des signaux de synchronisation, est par exemple inférieur à 12ms, ce qui peut correspondre à la fréquence d'échantillonnage normale pour un capteur de pression différentielle détermi-né. Le capteur de pression différentielle est choisi en fonction des besoins. On peut aussi prévoir un agencement du module de gestion de façon à avoir ce temps de réponse de 15 ms ou de 30 ms. On a ainsi un système temps réel.
On peut aussi prévoir la génération de données représentatives d'une autorisation d'activation pour le module 119 de génération des données 106 de volume respiratoire en concordance de temps avec le signal de synchronisation entrant ou sortant. Une telle autorisation est par exemple générée par un module 117 de gestion de la température de fonctionnement.
Le module 117 de gestion de la température de fonctionnement réalise des accès en lecture et en écriture dans des espaces mémoire de travail du module 44 de contrôle de la température, du module 45 de chauffage et d'un module 67 de commande de l'actionneur 39 du ventilateur.
Le module 117 de gestion de la température comprend par exemple un sous-programme de temporisation en fonction d'un temps de chauffage du dispositif de mesure et un sous- programme de commande du chauffage à une température cible mémorisée en fonction d'une température mesurée. Le module 119 de génération des données de volume respiratoire synchronisé, accède par exemple à un espace mémoire d'autorisation dans le module 117 de gestion de la température .
La figure 12 représente un outil 68 de calibration du dispositif de détection 1. Un piston 126 commandé en translation délimite une chambre 127 comprenant un orifice 128 relié, par un tuyau de liaison 69, au connecteur d'entrée 53 du dispositif de détection 1. En commandant le mouvement du piston 126 selon des cycles déterminés produisant des flux d'air déterminés, on peut ainsi calibrer le dispositif de détection 1. L'outil de calibration est par exemple utilisé dans le cas d'une installation d'un nouveau dispositif de mesure ou dans le cas d'une mise à jour d'un logiciel de traitement du dispositif de détection ou dans le cas d'ajustement de paramètres de traitement. La calibration concerne également la synchronisation des horloges du spiromètre et des dispositifs d'imagerie médicale ainsi que celle des cellules de Fleisch. On peut également réaliser un contrôle à titre de précaution.
Il doit être évident pour l'homme du métier que la présente invention permet d'autres variantes de réalisation. Par conséquent, les présents modes de réalisation doivent être considérés comme illustrant l'invention définie par les revendications jointes.

Claims

REVENDICATIONS
1. Dispositif de mesure (3) pour générer une pression différentielle représentative du débit d'un flux gazeux pour l'imagerie médicale, caractérisé en ce qu'il comprend au moins :
un corps central (8) comprenant des canaux (4) longitudinaux en communication avec une entrée (5) du flux gazeux et une sortie (6) du flux gazeux,
- une enveloppe (9) entourant le corps central (8), et - des joints d'étanchéité (7a, 7b, 7c, 7d) disposés entre l'enveloppe (9) et le corps central (8) de façon à délimiter un premier espace (10) de mesure d'une pression amont et un deuxième espace (11) de mesure d'une pression aval, chacun en communication avec au moins un des canaux (4) longitudinaux, et un troisième espace (12) alimenté en fluide à température contrôlée pour une mise en température du corps central (8).
2. Dispositif de mesure (3) selon la revendication précédente, caractérisé en ce que le corps central (8) et l'enveloppe (9) sont démontables l'un par rapport à l'autre et s' emboîtent l'un dans l'autre selon leur axe longitudinal.
3. Dispositif de mesure (3) selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le corps central (8) comprend des rainures périphériques délimitant des logements (24a, 24b, 24c, 24d) pour les joints (7a, 7b, 7c, 7d) et délimitant les premier, deuxième et troisième espaces (10, 11, 12).
4. Dispositif de mesure (3) selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le corps central (8) comprend des ailettes (25) de transmission de la chaleur en saillie dans le troisième espace (12) .
5. Dispositif de mesure (3) selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend quatre joints (7a, 7b, 7c, 7d) annulaires d'étanchéité délimitant, entre eux, successivement le premier espace (10), le troisième espace (12) et le deuxième espace (11) .
6. Dispositif de mesure (3) selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend un système électrique de chauffage de l'air (43, 46, 47) disposé dans un conduit d'air (38) extérieur à l'enveloppe (9) et en communication avec le troisième espace (12).
7. Dispositif de détection (1) de la position d'au moins une zone (60) en mouvement, analysée par imagerie médicale, du corps (2) d'un patient, caractérisé en ce qu'il comprend un dispositif de mesure (3) selon l'une des revendications précédentes et en ce qu' il comprend un module électronique de gestion (30) agencé de façon à fournir des données représentatives de la mesure de la pression différentielle entre la pression amont et la pression aval, ces données étant traitées pour générer un signal numérique (40) de données représentatives d'un volume respiratoire du patient en concordance de temps avec un signal numérique de synchronisation entrant (41) ou sortant (42) .
8. Dispositif de détection (1) selon la revendication 7, caractérisé en ce qu'il comprend un boîtier portable (49, 50) de logement du dispositif de mesure (3) et du module électronique de gestion (30), le boîtier (49, 50) étant décalé par rapport à la zone analysée.
9. Dispositif de détection (1) selon la revendication 7 ou 8, caractérisé en ce qu'il comprend un inhalateur (51) par lequel respire le patient, cet inhalateur (51) étant relié à un tube (52) de liaison avec un connecteur (53) de branchement à l'entrée (5) du dispositif de mesure (3) dont la sortie (6) débouche dans un espace (54) ouvert à l'air libre, le connecteur. (53) et le dispositif de mesure (3) étant décalés par rapport à la zone analysée (60) .
10. Ensemble d'imagerie médicale (35) comprenant au moins un dispositif d'imagerie médicale (36) du type dispositif d'acquisition tomographique par émission de positons, dispositif d'acquisition tomodensitométrique ou dispositif d'imagerie par résonance magnétique, caractérisé en ce qu'il comprend un dispositif de détection (1) selon l'une des revendications 7 à 9 pour la détection de la position d'au moins une zone (60) en mouvement du corps d'un patient, cette zone (60) étant analysée par le dispositif d'imagerie médicale (35) en liaison de communication avec, le dispositif de détection ( 3 ) .
PCT/FR2013/000162 2012-07-05 2013-06-26 Dispositif de mesure d'un flux gazeux pour l'imagerie medicale Ceased WO2014006277A2 (fr)

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