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Procédé et système d'analyse de l'activité respiratoire d'un patient et
applications
correspondantes
La présente invention concerne un procédé et un système d'analyse de
l'activité
respiratoire d'un patient, le procédé comprenant les étapes d'acquisition d'au
moins un
signal d'activité respiratoire comprenant au moins un signal élémentaire
correspondant à
un cycle respiratoire, dont la forme générale peut être exprimée
par x(t)= x0 + x1 cos(c13(t)), où ci(t) est la phase dudit signal élémentaire,
et d'analyse
dudit signal d'activité respiratoire.
Elle concerne également des applications de ceux-ci à la commande d'un
dispositif d'assistance respiratoire et à un dispositif de surveillance
respiratoire.
Elle s'applique en particulier à la détection de troubles respiratoires ou à
la
commande de dispositifs de ventilation artificielle.
Un signal d'activité respiratoire est un signal de mesure de la variation
d'une
grandeur liée à l'activité respiratoire du patient, telle que le débit et la
pression d'air ou la
concentration en oxygène et en dioxyde de carbone à l'entrée de ses voies
respiratoires,
ou la concentration en oxygène dans le sang. Ces grandeurs peuvent être
mesurées par
des appareils de mesure non invasifs, par exemple un capteur de débit ou de
pression
intégré à un masque placé devant la bouche du patient ou un oxymètre, ou par
des
capteurs internes, par exemple des capteurs de pression placés dans le circuit
respiratoire du patient. De tels signaux peuvent également être déduits de
signaux
d'électrocardiogramme.
L'activité respiratoire est constituée d'une succession de cycles
respiratoires,
comprenant une phase inspiratoire et une phase expiratoire, à une fréquence
appelée
fréquence respiratoire. Par conséquent, les signaux d'activité respiratoire
sont des
signaux quasi-périodiques, comprenant une succession de signaux élémentaires,
chacun
de ces signaux élémentaires étant caractéristique d'un cycle respiratoire.
L'analyse de ces signaux permet de détecter des troubles ou anomalies
respiratoires, tels que l'apnée du sommeil ou l'asthme. Cependant, cette
analyse est
généralement limitée à la détermination de la fréquence respiratoire et de sa
variabilité et
de l'amplitude de ces signaux, et aucune analyse de la forme d'onde de ces
signaux n'est
réalisée.
Or, la forme d'onde de signaux d'activité respiratoire est caractéristique de
cette
activité respiratoire, et leur analyse peut permettre de détecter efficacement
d'éventuelles
anomalies respiratoires.
On connaît de nombreuses méthodes d'analyse et de caractérisation d'un signal
périodique. En particulier, l'analyse fréquentielle d'un signal permet de
décrire ce signal
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dans l'espace de Fourier. La décomposition de Fourier consiste en effet à
décomposer un
signal périodique de fréquence f en une somme infinie de fonctions
sinusoïdales de
fréquences multiples de f, pondérées par les coefficients de Fourier. Ces
coefficients de
Fourier, qui constituent un codage du signal analysé, sont des paramètres
caractéristiques de ce signal. En pratique, le nombre de coefficients de
Fourier conservés
est limité, et seuls les premiers termes de la décomposition de Fourier sont
gardés. Ces
termes doivent cependant être en nombre suffisant pour caractériser
efficacement le
signal.
Or, les signaux d'activité respiratoire sont des signaux anharmoniques, c'est-
à-dire
non-linéaires, et la décomposition de Fourier de tels signaux nécessite de
conserver un
grand nombre de coefficients, coefficients auxquels il est difficile de donner
un sens
physique. La décomposition de Fourier est donc inadaptée pour l'analyse de ces
signaux.
L'invention a donc pour but de permettre l'analyse des formes d'onde de
signaux
d'activité respiratoire au moyen d'un petit nombre de paramètres porteurs d'un
sens
physique et constituant une signature simple et explicite de la forme de ces
signaux.
A cet effet, l'invention a pour objet un procédé d'analyse du type précité,
caractérisé en ce que l'analyse du signal d'activité respiratoire comprend les
étapes
suivantes :
- extraction, à partir dudit signal d'activité respiratoire, dudit signal
élémentaire;
ck13
- détermination d'une expression d'une équation de phase F(c13) = ¨dt dudit
signal
élémentaire ; et
- détermination d'une expression de la phase c13(t) dudit signal élémentaire
en
fonction de paramètres (r, rk, 430, pk) mesurant l'anharmonicité dudit signal
élémentaire et
sa morphologie, à partir des fonctions pcos, et psinr, définies paroc :
pcos, (t, r)= Ecos(e)¨rk k
et psin, (t, r)= sin(kt)¨r .
k=1 kn k=1 k"
Le procédé selon l'invention comporte également les caractéristiques
suivantes,
prises séparément ou en combinaison :
- l'équation de phase est exprimée sous la forme :
dc13 1+ r2 + 2r cos()
dt 1¨r2
dans laquelle r, variant dans [0,1], est un paramètre mesurant l'anharmonicité
dudit signal
élémentaire ;
- le signal élémentaire est exprimé au moyen de deux paramètres r et (130,
sous la
forme :
3
x(t)= x, a,h sin(t,r)+ cos(t,r)
où a, = x, cos(c1)0) et b, = -x sin(d) 0) , les fonctions hsin et hcos étant
définies par:
\ (1+ r2)cos(t)- 2r (1- r2)sin(t)
h cos :(t,r --> et h sin : (t, ->
1 + r2 - 2r cosU 1+r2 - 2r cos(t)
- l'équation de phase est exprimée sous la forme :
P4)
Fc1))=
Q((1))
dans laquelle P(0) et Q((I)) sont des polynômes trigonométriques ;
- l'expression de la phase 1100 est déterminée sous la forme :
t (C) = '51) akp (cb -Pk,rk )- bk P cosi (cp -Pk ,rk)
k
dans laquelle les fonctions psini et pcosi sont définies par:
r
p cosi(tr) cos((t)¨ rk et p sin, (t, r) = sinkt)¨
k =1 k=1
Ainsi réalisé, le procédé selon l'invention permet d'analyser les signaux
d'activité
respiratoire et de caractériser ces signaux au moyen d'un petit nombre de
paramètres,
par rapport aux procédés d'analyse de signaux périodiques selon l'état de la
technique.
De plus, ces paramètres ont un sens physique, et sont caractéristiques des
formes d'onde
de ces signaux.
Selon un autre aspect, l'invention a également pour objet un système d'analyse
de
l'activité respiratoire d'un patient comprenant des moyens pour acquérir un
signal
d'activité respiratoire comprenant au moins un signal élémentaire
correspondant à un
cycle respiratoire dont la forme générale peut être exprimée par x(t)- x, + xl
cos(a)(0), où
(DO est la phase dudit signal élémentaire, et des moyens pour analyser ledit
signal
d'activité respiratoire, caractérisé en ce que les moyens pour analyser ledit
signal
d'activité respiratoire comprennent :
- des moyens pour extraire, à partir dudit signal d'activité respiratoire,
ledit signal
élémentaire ;
dict.
- des moyens pour déterminer une expression d'une équation de phase F()=
di
dudit signal élémentaire ; et
- des moyens pour déterminer une expression de la phase D(t) dudit signal
élémentaire en fonction de paramètres (r, rk, (1)0, pk) mesurant
l'anharmonicité dudit signal
élémentaire et sa morphologie, à partir des fonctions pcosn et psin, définies
par:
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rk rk
p cos, (t, = )¨ et p sin, (t, r) E sin ---
k k kn
Le système selon l'invention comporte également les caractéristiques
suivantes,
prises séparément ou en combinaison :
- le système comporte des moyens pour exprimer l'équation de phase sous la
forme :
el) 1 -L r 2 + 2r cos (cl))
dt 1-r2
dans laquelle r, variant dans [0,1], est un paramètre mesurant l'anharmonicité
dudit signal
élémentaire ;
- le système comporte des moyens pour exprimer ledit signal élémentaire au
moyen de deux paramètres r et (Do, sous la forme :
x(t)-= x0 + ai h sin(t, r)+ cos(t, r)
où al =x1 cos(c1)0) et b1 = -xl sin(11)0), les fonctions hsin et hcos étant
définies par:
\ + r )cos(t) - 2r , - T2 )sin(t)
h cos : t, r õ et h sin : r)
1 + r2 -2r cos(t ) 1 + r 2 - 2r cos(t)
- le système comporte des moyens) pour exprimer l'équation de phase sous la
forme
Q()
dans laquelle P(1:1)) et Q(cI)) sont des polynômes trigonométriques ;
- le système comporte des moyens pour exprimer la phase (1)(t) sous la forme :
01= (D+ ak p sin, (.1) - pk ,rk)- b k p cosi(a) - pk ,
rk)
k=1
dans laquelle les fonctions psini et pcosi sont définies par:
rk
p cos (t, r) cos(kt)¨ et p sin, (t,T)-sin(kt)¨rk
k =1 k=1
Selon d'autres aspects, l'invention a également pour objet un dispositif
d'assistance respiratoire et un système d'analyse de l'activité respiratoire
comprenant un
système d'analyse de l'activité respiratoire selon l'invention.
L'invention sera mieux comprise au regard d'un exemple de réalisation de
l'invention qui va maintenant être décrit en faisant référence aux figures
annexées parmi
lesquelles :
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- la figure 1 représente de manière schématique un système d'analyse selon
un
mode de réalisation de l'invention ;
- la figure 2 représente un signal d'activité respiratoire ; et
- la figure 3 est un schéma synoptique illustrant le procédé selon un mode
de
5 réalisation de l'invention.
On a représenté sur la figure 1, un système d'acquisition et d'analyse de
signaux
d'activité respiratoire.
Ce système comprend des moyens 1 d'acquisition d'un signal d'activité
respiratoire, un boîtier 3 d'acquisition, relié aux moyens 1 d'acquisition, et
des moyens 5
d'analyse d'un signal d'activité respiratoire, par exemple un processeur,
reliés au boîtier 3
d'acquisition.
Les moyens 1 d'acquisition sont aptes à recueillir un signal d'activité
respiratoire. A
titre d'exemple, ces moyens 1 comprennent un pneumotachographe 7, placé à la
sortie
d'un masque respiratoire 9 couvrant le nez et la bouche d'un patient 11. Le
pneumotachographe 7 est apte à mesurer de manière continue le débit d'air
inspiré et
expiré par le patient 11 et à transmettre au boîtier 3 d'acquisition un signal
électrique
analogique, caractéristique de ce débit.
Le boîtier 3 d'acquisition comprend un convertisseur analogique/numérique,
apte à
convertir un signal analogique en un signal numérique, appelé par la suite
signal d'activité
respiratoire, par échantillonnage et quantification du signal analogique.
Le processeur 5 est apte à analyser un signal d'activité respiratoire
numérique de
manière à en extraire des paramètres caractéristiques de la forme de ce
signal.
On a représenté sur la figure 2 un tracé illustrant la forme d'un signal 13
d'activité
respiratoire tel que mesuré par le pneumotachographe 7. Sur ce tracé, le temps
est
représenté en abscisse, et le débit d'air, depuis l'extérieur vers l'appareil
respiratoire du
patient 11, en ordonnée. On reconnaît sur ce tracé quatre signaux élémentaires
15,
correspondant chacun à un cycle respiratoire, comprenant une phase
inspiratoire 16,
durant laquelle le débit est positif, et une phase expiratoire 17, durant
laquelle le débit est
négatif.
La figure 3 est un schéma synoptique illustrant l'acquisition et l'analyse
d'un signal
d'activité respiratoire au moyen du système décrit en référence à la figure 1,
selon un
mode de réalisation de l'invention.
Dans une première étape 20 d'acquisition, le débit d'air inspiré et expiré par
le
patient 11 est mesuré par le pneumotachographe 7, qui transmet de manière
continue au
boîtier 3 d'acquisition un signal électrique analogique, dont l'amplitude
instantanée est
proportionnelle au débit mesuré.
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Ce signal analogique est numérisé dans une étape 22 par le convertisseur
analogique/numérique du boîtier 3 d'acquisition, par échantillonnage et
quantification, et
le signal ainsi numérisé, ou signal d'activité respiratoire, est transmis au
processeur 5.
Ce signal 13 d'activité respiratoire est composé d'une succession de signaux
élémentaires 15, correspondant chacun à un cycle respiratoire. Il n'est
cependant pas
rigoureusement périodique, en raison notamment de la variabilité de la
fréquence
respiratoire et du débit d'air inspiré et expiré pendant chacun des cycles. On
définit donc
la période respiratoire instantanée comme l'intervalle de temps entre le début
d'un cycle
respiratoire, c'est-à-dire le début de sa phase d'inspiration, et le début du
cycle
respiratoire précédent.
Dans une étape 24, le processeur décompose le signal 13 d'activité
respiratoire en
signaux élémentaires 15. Cette décomposition peut par exemple être effectuée
en
détectant les instants auxquels le signal passe d'une valeur négative à une
valeur
positive, ce qui correspond à une transition entre la phase expiratoire d'un
cycle et la
phase inspiratoire du cycle suivant. Ainsi, lors de l'étape 24, le processeur
détermine la
fréquence respiratoire instantanée du patient et sa variabilité.
Puis, le processeur 5 analyse dans une étape 26 chacun des signaux
élémentaires 15 issus de cette décomposition.
Chaque signal élémentaire x(t) est un signal anharmonique, qui peut être
décrit
sous la forme suivante :
x(t) = xo + X, cos(cP(t)) (1)
dans laquelle toute la dépendance temporelle est contenue dans la fonction de
phase (1).
Ce signal élémentaire x(t) est considéré comme un signal périodique de période
T, T étant égal à l'inverse de la fréquence respiratoire instantanée.
Or, dans un signal anharmonique, la principale contribution à l'anharmonicité
provient de la brisure de symétrie de la dynamique de phase. Ainsi, toute
l'information
dynamique pertinente est exprimée par la dynamique de phase. Lors de l'analyse
du
signal x(t), il convient donc d'étudier cette phase 43(t), et en particulier
la dynamique de
phase exprimée par la fonction F, dérivée de la fonction (13 par rapport au
temps t:
F(43) = cl(1dt 3
(2)
Ainsi, la morphologie du signal x(t) est complètement déterminée par la
connaissance de F.
L'étape d'analyse 26 du procédé selon l'invention consiste donc à décrire
cette
fonction F au moyen d'un très petit nombre de paramètres. On entendra par
petit nombre
7
de paramètres un nombre de paramètres réduit par rapport au nombre de
paramètres
nécessaire à la décomposition de la même fonction, au moyen des séries de
Fourier,
avec un niveau de précision équivalent.
Cette étape d'analyse 26 comprend ainsi une première étape consistant à
exprimer la phase cl), et en particulier la fonction F, dérivée de (I) par
rapport au temps.
Dans le cas le plus simple, et pour un signal de période 27c, la dynamique de
phase peut être écrite sous la forme :
F(1)) = doI) = 1+r2 + 2r cos(d))
(3)
dt 1- r2
appelée équation de phase.
La fonction F présente dans ce cas une symétrie de réflexion par rapport à
l'axe
GD=0. Cette expression de la dynamique de phase ne contient qu'un seul
paramètre, r, qui
varie dans l'intervalle [0,1]. La limite r=0 correspond à un signal
harmonique, la limite r=1
à un signal infiniment anharmonique.
Le signal x(t), qui peut être écrit sous la forme :
x(t)-x0 + x1 cos(d)(t, r) - (Do ) (4)
où (1)0 est une origine de phase, est décomposé et réécrit sous une forme
faisant
intervenir les paramètres r et (Do :
x(t) = x0 + aih sin(t, r)+ b cos(t, r) (5)
avec ai = x1 cos(d0) et b, = 1
sin(d),:,), et dans laquelle on a défini les fonctions hcos et
hsin suivantes :
(1+ r2)cos(t)- 2r
h cos : r) -
-->(6)
1+r - 2r cos(t)
(1- r2 )sin(t)
hsin: r)-> (7)
1+ r 2 - 2r cos(t)
Ainsi, la décomposition du signal x(t) fait intervenir seulement deux
paramètres, r
et 1.
r, appelé paramètre d'anharmonicité, mesure le degré d'anharmonicité du
signal,
la limite r=0 correspond à un signal harmonique, la limite r=1 à un signal
infiniment
anharmonique. Par ailleurs, le paramètre (1)2, qui définit la composition du
signal dans les
deux fonctions hcos et hsin, est un paramètre de morphologie, qui correspond à
l'angle de
symétrie de réflexion de la dynamique de phase.
Dans le cas général, c'est-à-dire pour un signal périodique quelconque,
l'équation
de phase peut s'écrire sous la forme :
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F()= Pr, (4.)
Q ni (43) (8)
dans laquelle Pr, et Qm sont des polynômes trigonométriques de degrés
respectifs n et m.
La forme générale d'un polynôme trigonométrique de degré n est:
13, (cl)) = a 0 En ak
cos,k(13, + bk sin(kcP) (9)
k=1
L'analyse du signal x(t) comprend alors la détermination d'une expression de
c13
faisant intervenir un petit nombre de paramètres, ce qui permet de déterminer
une
expression du signal x(t) en fonction de ces paramètres.
Avantageusement, l'équation de phase (2) peut être réécrite sous la forme :
1 dt Qm (cD)
F(cI)) P n (cI)) (10)
La factorisation du polynôme F',.,() permet de transformer F(1,) en une somme
de termes simples, ce qui permet de réécrire l'équation de phase sous la forme
:
d t ak cos(c13 ¨ pk)+ bk sin(c13 + pk)
(11)
cel) k=1 (1+ rk2 ¨ 2rk cos(c1) + pk ))
dans laquelle les paramètres rk, compris entre 0 et 1, mesurent
l'anharmonicité du signal
x(t), et les paramètres pk caractérisent sa morphologie.
La période T du signal peut être déterminée en intégrant cette équation par
rapport
à (13, entre 0 et 2t:
<I>=27c ce (
r ak
T= F(E13.) = 2A- a + Ek 1 ¨k __________ (12)
,D=o
A partir de ce résultat, et des contraintes selon lesquelles la période est
égale à 27c
et le signal est harmonique lorsque les coefficients rk sont tous nuls,
l'équation de phase
peut être exprimée ainsi :
d t
=1+EDk(cP¨pk)
(13)
k=1
Où la fonction Dk est définie par:
rk(ak cos(*) + bk sin()¨ ak)
Dk : C13 (14)
(1+ ¨ 2rk cos(<13))
Et vérifie :
<I>=2z
f D k(C0C1c13 = 0
(15)
d¨o
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La définition des fonctions des fonctions polycos et polysin, notées pcosn et
psinn, qui
s'expriment par:
rk
pcosn(t,r)=cos(kt)¨ (16)
k=1 kn
psinn(t,r), sin(kt)4- (17)
k=1 kn
et possèdent entre autre les propriétés suivantes :
r(cos(t)¨r)
pcoso(t, r) = (18)
1+r 2 ¨ 2r cos(t)
r sin(t)
psino(t,r)= (19)
1+r 2 ¨ 2r cos(t)
pcosl (t, = --1In(1+ r2 ¨ 2r cos(t)) (20)
2
psini(t,r), tan'r rsin(t) (21)
r cos(t))
permet de réécrire l'équation de phase sous la forme :
¨dt=1 + En akpcoso (c13¨ pk , rk )+ bk psin 0 (.13 ¨ pk , rk ) (22)
k=1
La résolution de cette équation permet d'accéder à une expression analytique
de
t(<13), qui s'exprime par:
t(c1)), + En akpsinl(d)¨ pk,rk )¨ bkpcosi(c1D¨ pk, rk) (23)
k=1
Le temps t est donc exprimé en fonction de la phase <13, et de manière duale
la
phase <D est exprimée en fonction du temps t, à l'aide de paramètres
indépendants
clairement définis, qui mesurent l'anharmonicité (paramètres r ou rk), et la
morphologie
(paramètres c1)0 ou pk).
Ainsi, lors de l'étape 26 d'analyse, le processeur 5 code chaque signal
élémentaire
x(t) au moyen d'un petit nombre de paramètres. Selon un mode de réalisation,
chaque
signal élémentaire x(t) est décrite de manière quasi-exacte par une amplitude,
une
harmonicité r et une morphologie .1)0. Selon un autre mode de réalisation,
chaque signal
élémentaire x(t) est décrit de manière encore plus précise par deux couples de
paramètres (ri, Pi) et (r2, P2), complétés de leurs poids respectifs.
Chacun des signaux élémentaires, donc chaque cycle respiratoire, est donc
caractérisé par un nombre restreint de paramètres, porteurs d'un sens physique
car
représentatifs de la non-linéarité et de la morphologie de ce signal.
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Puis, dans une étape 28, le processeur compare les valeurs des paramètres
déterminés pour chaque signal élémentaire, c'est-à-dire la fréquence
respiratoire
instantanée, l'amplitude et les paramètres de morphologie et d'harmonicité du
signal, à
des valeurs tabulées de paramètres préalablement enregistrées, de manière à
détecter
5 d'éventuelles anomalies respiratoires.
Le procédé selon l'invention permet ainsi d'analyser l'activité respiratoire,
et
d'extraire d'un signal d'activité respiratoire un nombre restreint de
paramètres, permettant
une représentation compacte et pertinente de la forme d'onde de ce signal, et
la détection
précise d'éventuelles anomalies respiratoires.
10 Les étapes 20, 22, 24, 26 et 28 peuvent être réalisées au fur et à
mesure de
l'acquisition du signal d'activité respiratoire, de manière à surveiller en
continu l'activité
respiratoire du patient.
Selon un autre mode de réalisation, le système et le procédé selon l'invention
peuvent être mis en oeuvre dans un respirateur artificiel.
Un respirateur artificiel est un dispositif visant à pallier l'insuffisance
respiratoire
d'un patient, en insufflant de l'air vers les poumons du patient par
l'intermédiaire d'un
masque, au moyen d'un ventilateur. Pour que cette ventilation soit efficace,
il est
nécessaire que les efforts inspiratoires du patient et le déclenchement du
ventilateur
soient synchronisés, c'est-à-dire que l'air soit insufflé dans les poumons par
le ventilateur
seulement pendant la phase inspiratoire du cycle respiratoire du patient.
La mesure du débit d'air inspiré et expiré par le patient permet de détecter
le début
et la fin de cette phase inspiratoire, et ainsi de synchroniser le
fonctionnement du
ventilateur sur le cycle respiratoire du patient.
Cette détection est généralement réalisée en fixant deux seuils de débit ou de
pression, le ventilateur étant actionné dès que le débit ou la pression d'air
inspiré par le
patient dépasse un premier seuil, et arrêté dès que ce débit ou cette pression
devient
inférieur à un deuxième seuil.
Cette méthode de détection peut s'avérer inefficace, en raison notamment de la
variabilité des cycles respiratoires, conduisant à une inadéquation entre les
seuils de débit
fixés et ces cycles respiratoires. Cette inadéquation peut entraîner une
mauvaise
synchronisation entre le ventilateur et le patient, ou même un non
déclenchement du
ventilateur.
Ainsi, selon un mode de réalisation de l'invention, le procédé d'analyse de
l'activité
respiratoire selon l'invention est mis en oeuvre pour déterminer,
préalablement à
l'utilisation du respirateur, les valeurs de seuils des paramètres
respiratoires les mieux
adaptés pour un fonctionnement optimal du respirateur. Cette analyse est
également
11
réalisée de manière continue pendant le fonctionnement du respirateur, de
manière à
adapter ces seuils à la respiration du patient.
Selon un autre mode de réalisation, le système et le procédé selon l'invention
peuvent être mis en oeuvre en imagerie tomodensitométrique (TMD), l'analyse
des
signaux d'activités respiratoires permettant de corriger, notamment sur les
images des
poumons, les artéfacts dus aux mouvements respiratoires.
Selon un autre mode de réalisation, le procédé de mesure de l'activité
respiratoire
d'un patient comprend les étapes suivantes :
- placer une interface sur les voies respiratoires du patient, ladite
interface
comprenant un pneumotachographe apte à mesurer de manière continue le débit
d'air
inspiré et expiré par le patient ;
- acquérir au moins un signal d'activité respiratoire du patient comprenant au
moins un signal élémentaire correspondant à un cycle respiratoire, dont la
forme générale
peut être exprimée par x(t) = xo +x1 cos(cI)(t)), où t est le temps, IO est la
phase dudit
signal élémentaire, xo et x, des coefficients,
- analyser ledit signal d'activité respiratoire, où l'analyse dudit signal
d'activité
respiratoire comprend les étapes suivantes :
- extraction, à partir dudit signal d'activité respiratoire, dudit signal
élémentaire ;
\ de)
- détermination d'une expression d'une équation de phaseF(c13) = ¨t dudit
d
signal élémentaire ; et
- détermination d'une expression de la phase MO dudit signal élémentaire
en fonction de paramètres mesurant l'anharmonicité dudit signal élémentaire et
sa
morphologie, à partir des fonctions pcos, et psin,, définies par:
p cos n(t , r) .--Icos(kt) ¨r et p sin, (t, r) sin (k) rk ,
k" k"
k=1 k =1
où r est un paramètre d'anharmonicité mesurant le degré d'anharmonicité du
signal, qui varie dans l'intervalle [0,1], la limite r=0 correspondant à un
signal harmonique,
la limite r=1 à un signal infiniment anharmonique, et où k et n sont des
entiers.
Selon un autre mode de réalisation, le système de mesure de l'activité
respiratoire
d'un patient comprend une interface pour recouvrir les voies respiratoires du
patient,comprenant un pneumotachographe apte à mesurer de manière continue le
débit
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1 1 a
d'air inspiré et expiré par le patient ; des moyens pour acquérir un signal
d'activité
respiratoire du patient comprenant au moins un signal élémentaire
correspondant à un
cycle respiratoire dont la forme générale peut être exprimée par x(t)=. xo +
x1 cos(1)(0), où
t est le temps, (1)(t) est la phase dudit signal élémentaire, xo et xi des
coefficients ; des
moyens pour analyser ledit signal d'activité respiratoire, où les moyens pour
analyser ledit
signal d'activité respiratoire comprennent : des moyens pour extraire, à
partir dudit signal
d'activité respiratoire, ledit signal élémentaire ; des moyens pour déterminer
une
\ ch)
expression d'une équation de phase F((1)r ________________________________
dudit signal élémentaire ; et des moyens
dt
pour déterminer une expression de la phase (DO dudit signal élémentaire en
fonction de
paramètres (r, rk, *0, pk) mesurant l'anharmonicité dudit signal élémentaire
et sa
morphologie, à partir des fonctions pcos, et psin, définies par:
p cos, (t, r) cos(kt) '
et p sin, (t,r)= sin(kt)¨rk ,
k=1 kn
k =1 kn
où r est un paramètre d'anharmonicité mesurant le degré d'anharmonicité du
signal, qui varie dans l'intervalle [0,1], la limite r=0 correspondant à un
signal harmonique,
la limite r=1 à un signal infiniment anharmonique, et où k et n sont des
entiers.
Il devra toutefois être compris que les exemples de réalisation présentés ci-
dessus
ne sont pas limitatifs.
Notamment, le signal d'activité respiratoire n'est pas nécessairement relatif
au
débit d'air inspiré ou expiré.
CA 2797886 2018-01-15
