Note: Descriptions are shown in the official language in which they were submitted.
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La présente invention a trait à un dispositif spi-
rométrique à correction de pression applicable notamment aux
respirateurs à débit contrôlé, c'est-à-dire à un appareil per-
mettant de faire respirer artificiellement un patient, le dispo-
sitif spirométrique mesurant le volume ou le débit de gaz expi-
ré dit "volume courant'l, ceci correspondant sensiblement à la
capacité respiratoire, ci-après nommée capacité "efficace", car
elle correspond à la quantité de gaz que les poumons peuvent ef-
fectivement expirer et qui, bien entendu, est inférieure à la
capacité réelle, les poumons ne se vidant pas totalement à cha-
que cycle respiratoire jusqu'à aller au collapsus.
Dans les dessins qui illustrent l'.invention,
La figure 1 est un schéma d'un appareil selon l'invention.
Les figures 2 et 4 représentent deux variantes de
schémas de principe de l'unité de
mesure et de calcul M de la figure 1.
Les figures 1, 2 et 4 se retrouvent
sur une meme feuille de dessins.
La figure 3 représente un diagramme-bloc de réalisation
de la variante de la figure 2~
Les éléments correspondants des diverses figures sont
désignés par les memes références. Sur ces figures on considère
qu'il y a dépression, S'il n'y a pas de dépression, il suffit
de remplacer les indices 2 par les indices 0.
Il convient de rappeler en se référant à la figure 1
qu'un appareil classique de respiration artificielle est constitué
essentiellement par une canalisation en forme de Y dont une branche
est reliée au patient P, une seconde à une source de gaæ sous
pression (bouteille, ou réservoir et compresseux, notamment) par
l'intermédiaire d'une vanne EVl, généralement électrique dans les
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appareils récents, et la troisième à l'atmosphère extérieure par
l'intermédiaire d'une vanne EV2, également électrique dans la
plupart des cas, suivie ou non d'un spiromètre S.
On sait que lorsque le patient nécessite la respiration
arti~icielle, c'est que l'on estime qu'il est partiellement ou
totalement incapable d'assurer de lui-même sa resplration, de
sorte qu'à l'inspiration (EV2 étant fermée et EVl étant ouverte),
le patient doit etre soumis à une surpression légère par rapport
à la pression atmosphérique, cette surpression étant d'a~tant plus
élevée que la respiration propre du patient est plus difficile.
Le volume inspiré est donc à une pression différente de la pres--
sion atmosphérique qui règne à l'extérieur, ce qui correspond à
une masse gazeuse supérieure à celle d'un même voLume à pression
atmosphérique, De plus, à l'expiration (EVl étant ~ermée, et EV2
étant ouverte~, la pression se rétablit progressivement et tandis
que l'air est évacué à travers le spiromètre, sa pression varie,
c'est-à-dire que la surpression initiale décroit jusqu'à être nul-
le, de sorte que le spiromètre mesure un volume sous une pression
variant en cours d'opération.
~égliger l'influence de la surpression sur le volume
peut etre envisagé dans le cas où elle est elle-même négligeable,
mais en général il faut en tenir compte.
La présente invention apporte une solution à ce pro-
blème à l'aide d'un capteur K mesurant la pression dans la cana-
lisation en Y, dont les informations sont transmises à une unité
de mesure et de calcul M qui, recevant également les informations
du s~piromètre S" apporte instantanément aux mesures de ce dernier
les corrections nécessaires. Si on attribue l'indice 0 aux con-
ditions atmosphériques et l'indice 1 aux conditions a surpression
maximale(qui peut varier éventuellement d'un cycle respiratoire
à l'autre), M intèyre donc, non plus les volumes qui passent dans
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le spiromètre, mais ces volumes ramenés a la pression atmosphéri-
que.
Comme on 1~ verra dans les deux exemples de réalisa-
tion ci-dessous décrits, deux solutions sont présentées, l'une
approximative où l'on intègrè le débit pour le multiplier par la
variation de pression Pl ~ Po ~ O dV, l'autre plus précise où
Po ~ 1
l'on intègre le débit ramené à la pression atmosphérique à chaque
instant ~ O P dV, P étant la pression instan,tanée mesurée par
~ 1 Po
le capteur K, le volume élémentaire instantané dV ou le débit
0 instantané dV étant mesuré par S~ Dans le cas présent on ap-
dt
plique la loi de MARIOTTE qui est valable pour les gaz parfaits
ou les gaz réels pour de faibles variations de pression, ce qui
est le cas le plus courant en spirométrie mais on pourrait, dans
des cas extrêmes, c'est-à-dire si les variations de pression étaient
très importantes, intégrer en appliquant toute autre loi. Ceci
est possible par exemple lorsque l~on réanime en caisson pressu-
risé les accidentés de plongées à grande profondeur.
Il faut également tenir compte du fait que sur les ap-
pareils modernes, non seulement on travaille en surpression
à l'inspiration, mais également en dépression à l'expiration
(indice 2), en M, on intègre donc Pl - P2 ~ 2 dV ou ~ 2 P dV. On
Po J 1 J 1 Pl
peut aussi apporter des correctifs si le spiromètre apporte lui-
m &e ùne perte de charge qui amortit les variations de pression
dans le tempsn
Qui plus est, il convient de rappeler que le volume
des canalisations n'est généralement lui-meme pas négligeable
et qu'il faut en tenir compte, puisque l'information qui importe
au médecin est la quantité de gaz passé par les poumons. Cette
information pourrait etre disponible sans correction à la bouche
même du malade en y mesurant débit et pression, mais cette loca-
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lisation des mesures ne convient pas du fait des souillures pro-
voquées par les condensations de vapeur d'eau ou les excretions
du patient ce qui Eausse les mesures. Ceci explique qu'a l'heu-
re actuelle on tende à placer les capteurs1 notamment en ce qui
concerne le débit, assez loin de la bouche du malade, de sorte
qu'il en résulte une augmentation de longueur et de volume de
canalisation dont il faut tenir compte.
Il convient donc de déduire le volume à pression at-
mosphérique correspondant à la masse gazeuse qui correspond elle-
même à la différence entre celles contenues dans les canalisations
entre Pl et Po.
Dans l'art antérieur, certains de ces problèmes ont
été abordés par diverses techniques sans toutefois donner en-
tière satisfaction, on citera à titre d'exemple les brevets
suivants:
le brevet américain 3.006.336 déposé le 26 juillet
1957 (Burlis et Reinert, Custom Ængineering and Development Co).
Selon ce brevet, on cherche à compenser la perte de charge dans
le spiromètre qui contrarie l'expiration du patient, à l'aide
d'un piston (333 asservi de façon à maintenir constante la pres-
sion dans la chambre (30) du spiromètra.
Il existe en outre dans l'art antérieur de très nom-
breux appareils de mesure de volumes ou de débits volumiques à
correction de pression utilisant une correction de pression par
application de la loi de Mariotte et notamment les brevets amé-
ricains 3.759.249 (FLETCHER) et 3.799.149 (RUMMEL) qui concernent
respectivement un dispositif d'analyse respiratoire a specto-
mètre de masse et un analyseur métabolique dans lesquels un cal~
culateur introduit une correction de pression par application
de la loi de Mariotte.
I,e fait de controler et de mesurer la pression est
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également connu du brevet américain 3.414.896 déposé le 5 jan-
vier 196S (GLICK ET McNEAL, MONITOR INSTRUMENTS CO).
En fait, la quasi totalité des appareils connus fonc-
tionnent sur une mesure approximative de la pression et ne tien-
nent pas compte des variations de cette pression souvent impor-
tantes au cours d'un meme cycle.
Grâce au dispositif de la présente invention, on rend
la mesure plus précise en tenant compte de la pression maximale
et de la pression minimale ainsi que des surpressions ou dépres-
sions intervenant au cours du cycle respiratoire.
De plus, la solution apportée par la présente invention
est très simple et présente, par rapport à d'autres solutions
telle que la solution mécanique du brevet américain 3.006.336,
les avantages désormais bien connus de l'électronique.
Pour mieux faire comprendre les caractéristiques
techniques et les avantages de la présente invention, on va en
décrire deux exemples de réalisation, étant entendu que ceux-ci
ne sont pas limitatifs quant à leur mode de mise en oeuvre et
aux applications qu'on peut en faire.
Le capteur de débit S (figures 1 et 2) transmet à
l'unité M l'lnformation de débit en 1, durant les p~ériodes d'ex-
piration de chaque cycle, par exemple en émettant un nombre
d'impulsions proportionnel à la vitesse de passage dans le cap-
teur et donc proportionnel au débitO Ceci peut être obtenu par
exemple avec un capteur du type capacitif à turbine.
L'intégration en 2 par rapport au temps pour chaque
cycle donne le volume dit "volume courant"; en 3, pour chaque
minute elle donne le volume dit "volume minute". Ces informations
correspondent au volume total débité par le respirateur (à
pression variable en cours de cycle).
La capacité des canalisations étant Co quelle que soit
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la pression P, il circule dans le capteur de débit, en plus du
volume respiratoire, un volume C = Co Pl - Co, c'est-à-dire ~C
Po
= Co (Pl - P0) s'il n'y a pas dépression à l'expiration,a C =
Po
Co Pl - Co P2, c'est-à-dire dC = Co (Pl - P2) dans le cas
Po Po
contraire.
(Le volume Co du gaz dans les canalisations est en
effet Co P lorsqu'on passe de la pression P à la pression Po).
Po
Le capteur de pression K transmet à l'unité M en 4 une
mesure de pression dont la maximale Pl est repérée en 5, et la
minimale (Po ou P2 selon qu'il n'y a pas ou qu'il y a dépression)
est repérée en 6 et la différence effectuée en 7.
Cette variation de pression est transmise aux dispo-
sitifs correcteurs 8 et 9 qui, recevant respectivement de 3 et
de 2 le "volume minute" et le `'volume courant", délivrent le
"volume minute"et le "volume courant" corrigés, compte tenu des
variations de pression et de la correction ~C. L'affichage est
effectué respectivement en 10 et en 11.
Ce dispositif, à titre d'exemple, a été simplifié
puisqu'il n'effectue pas l'intégrationJ 2 P dV mais Pl - P2 f 2
1 Po Po ~ 1
dV = Pl - P2 V 2, où V 2 représente le volume passé dans le
Po
capteur entre 1 et 2, c'est-à-dire pendant la période d'expira-
tion. Si l'on transmet par contre (figure 4) la pression ins-
tantanée P de 4 vers un correcteur instantané 12 en amont des
intégrateurs 2 et 3, l'intégration est alors effectué comme in-
diqué ci-dessus et les intégrateurs calculateurs 2 et 3 délivrent
~2 P dV, les correcteurs ~ et 9 n'apportent dans ce cas que
) 1 Po
la correction relative au~ C.
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On verra à propos de la figure 3 comment on peut réa-
liser des circuits effectuant ces opérations. Remarquons néan-
moins que si l'on apporte la correctiond C pour le volume courant,
il faudra apporter la correction n~ C pour le volume minute, n
étant le nombre de cycles respiratoires par minute. La mesure
de n n'est pas représsntée sur les schémas 2 et 4, mais on en
donnera à la figure 4 un exemple de réalisation.
En fait, de nombreuses solutions sont possibles: n est
le nombre de cycles de pression et peut donc 8tre compté soit en
K (toutes les fois que P = Po s'il n'y a pas de dépression ou
la moitié du nombre de fois ou P = Po ou P2 minimale), soit en S
toutes les fois que le débit devient nul, (inspiration), cette
solution ayant le mérite d'être facile a mettre en oeuvre. On
peut aussi compter les fermetures ou les ouvertures de EVl ou
EV2; ou encore ef~ectuer le ~uotient du "volume minute" et du
"volume courant", etc.
La figure 3 représente un exemple de réalisation du
schéma de principe de la figure 2.
En ce qui concerne la figure 4, la plupart des ~lé-
ments de circuits sont identiques et la transposition est du
domaine de l'homme de l'art. Le spirometre est réalisé à l'ai-
de d'une trubine 20 suivie d'un capteur capacitif 21 et d'un
comparateur de tension 22. On a représenté schématiquement sur
la figure la forme des signaux transmis.
Le comparateur 22 attaque d'une part en monostable 23
à impulsions à largeur constante, et d'autre part, un détecteur
24 à circuit RC à arret à impulsion pour remise à zéro. Les
signaux du monostable 23 sont transmis d'une part a un intégra-
teur de surface 25 sur une minute à circuit RC suivi d'un ampli-
ficateur 26 à courant continu qui délivre donc un signal analo-
gique proportionnel au 'tvolume minute". Les signaux du mono-
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stable 23 sont transmis d'autre part à l'intégra-teur de surface
27 sur un cycle à circuit RC, 9UiVi éyalement d'un ampliEicateur
28 à courant continu émettant un signal analogique proportionnel
'~au volume courant". L'intégrateur sur un cycle 27 est égale-
ment attaqué par le détecteur 24 qui remet à zéro pour chaque
cycle l'intégrateur 27 et déclenche le monostable 29 à impulsion
à largeur constante, suivi d'un intégrateur 30 de surEace sur
une minute, lequel émet par conséquent un signal proportionnel
à n, fréquence respiratoire par minute.
Par ailleurs, le capteur de pression analogique K est
suivi d'un amplificateur à courant continu 31 suivi d'un filtre
32 isolant les cretes Pl et parallèlement d'un filtre 33 iso-
lant les fonds (ou crêtes négatives) P2~ou Po).
P2 est inversé en 34, ce qui permet d'une part, d'ad-
ditionner dans l'amplificateur 35, Pl - P2 à partir des signaux
issus de 32 et 34, et d'autre part, d'effectuer n (Pl - P2) dans
l'amplificateur 36 à partir des signaux issus de 30, les am-
plificateurs 35 et 36 délivrent donc des signaux analogiques
proportionnels respectivement àd C 2, et~ C 1 mn. On règle res-
pectivement, à l'aide des potentiomètres 37 et 38, les signaux
issus des amplificateurs d'addition 35 et 36 pour tenir comptedu volume réel des canalisations qui peuvent évidemment varier
selon les conditions d'utilisation~ Les amplificateurs à cou--
rant continu 39 et 40 recevront donc respectivement des signaux
analogiques correspondant à4 C 2 et,~ C 1 mn provenant de 37
1
et 38 et des signaux analogiques correspondant à V 2 et V 1 mn
provenant de 28 et 26. Ils corrigent les volumes et délivrent
des signaux à volumF~s corrigés V 3 -~!1 C 2 mn et V 1 mn - ~ C 1 mn.
Ces amplificateurs 39 et 40 sont suivis respectivement d'ampli-
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ficateurs 41, 42 de sortie, l'affichage peut être effectué par
tout moyen adéquat soit par affichages analogiques tels que des
galvanomètres 43 et 44 gradués soit par affichages numériques
par exemple à nixies.
On remarquera que dans :le diagramme-bloc de la figure
3 pour simplifier, on n'a représenté que la correction de a Ct
car dans bien des cas la correction ded P est négligeable par
rapport à celle de~ C.
L'homme de l'art peut apporter des variantes a la pré-
sente invention sans pour cela sortir de son cadre et on peut
appliquer les dispositifs décrits.ci-dessus non seulement aux
respirateurs mais encore notamment aux appareils délivrant un
débit de gazeux et pour lesquels il est souhaitable de compen-
ser l'effet de compression-détente dans les canalisations.
