Note : Les descriptions sont présentées dans la langue officielle dans laquelle elles ont été soumises.
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DETERMIIVATION DU FLUX RESPIRATOIItE NASAL ET/OU BUCCAL
L'invention concerne un procédé et un dispositif
permettant de déterminer une image du flux ou débit
respiratoire d'un utilisateur susceptible d'être sujet à
des troubles respiratoires du sommeil, en vue notamment
de diagnostiquer et/ou de traiter lesdits troubles
respiratoires, à partir de cette image de flux ou débit
respiratoire nasal et/ou buccal.
Les troubles respiratoires du sommeil, tel le
Syndrome d'Apnée du Sommeil (SAS), se caractérisent, en
général, par un dysfonctionnement de la fonction
respiratoire au cours du sommeil.
On observe chez les sujets victimes d'un tel
syndrome une fragmentation du sommeil importante avec des
phases de sommeil courtes et la reprise d'une respiration
normale s'accompagnant le plus souvent d'un éveil bref,
de quelques secondes.
Le déroulement normal du sommeil, du stade de
sommeil léger au stade de sommeil profond, en passant par
un stade de sommeil paradoxal, est fortement perturbé, ce
qui a des conséquences sur la vie diurne de ces sujets.
Ceux-ci ont, en effet, tendance à être somnolents, voire
à s'endormir en pleine activité, et on observe également
chez eux une diminution des fonctions intellectuelles et
sexuelles, et des risques d'hypertension et
d'insuff isance cardiaque.
Les troubles respiratoires peuvent être de types
obstructifs ou centraux.
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Dans le premier cas, on observe une obstruction
totale (apnée obstructive) ou partielle (hypopnée
obstructive) des voies aériennes supérieures alors que
l'effort musculaire est maintenu. Ce type de troubles est
souvent associé à un ronflement important.
Dans le second cas, la commande musculaire est
,
absente (apnée centrale) ou diminuée (hypopnée centrale),
les voies aériennes supérieures étant ouvertes.
Les troubles obstructifs représentent la grande
majorité des troubles respiratoires nocturnes. .
Habituellement, le diagnostic des troubles
respiratoires du sommeil est effectué dans un laboratoire
du sommeil grâce à l'enregistrement et l'étude de
nombreux paramètres liés :
- soit au sommeil . électroencéphalogramme,
électroocculogramme, électro-myogramme,
- soit à la fonction cardio-respiratoire
électrocardiogramme, fréquence respiratoire, flux nasal
et/ou buccal, mouvements thoraciques et abdominaux,
saturation artérielle en oxygène, ronflements.
Le diagnostic de ces pathologies du sommeil est
récent et sa mise en oeuvre est lourde et nécessite
l'hospitalisation du sujet pendant une ou deux nuits.
Le traitement des troubles respiratoires du sommeil
met en oeuvre, habituellement, un appareillage permettant
de maintenir les voies aériennes supérieures ouvertes.
Cet appareillage comporte le plus souvent un
appareil de pression positive au masque (CPAP), dans
lequel un moyen de compression de l'air ambiant, piloté
par un dispositif de commande, délivre dans un conduit
puis dans un masque placé sur le nez du patient de façon
étanche, une pression d'air.
Le dispositif de commande compare la valeur de la
pression dans le masque à une valeur de consigne de
. pression réglée et, selon l'écart mesuré, ajuste un
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signal de commande qu'il délivre au moyen de compressïon_
de l'air ambiant.
Actuellement, la valeur de consigne de pression à
appliquer dans le masque du patient est déterminée
empiriquement dans le laboratoire du sommeil par
augmentation progressive d'une valeur de consigne
initiale et observation des conséquences sur les troubles
respiratoires, la valeur choisie étant la première valeur_
pour laquelle on observe un sommeil normal non fragmenté.
Il existe des appareils de diagnostic ou/et de
traitement de ces troubles respiratoires nocturnes,
détectant les apnées ou les hypopnées, mais ne
différenciant pas les événements centraux et obstructifs.
D'autres permettent à partir d'une analyse
fréquentielle du signal de pression mesurée au masque de
détecter les ronflements et l'appareil de traitement
ajuste alors la valeur de consigne de pression pour
supprimer ces ronflements.
D'autres encore, après avoir détecté une apnée,
envoient dans le masque du patient une impulsion de
pression et étudient l'écho éventuel: s'il n'y a pas
d'écho, l'événement est central, et si un écho revient,
l'événement est obstructif.
De tels appareils sont notamment décrits dans les
documents FR-A-2663547 et FR-A-2674133.
Toutefois, afin de pouvoir établir un diagnostic
correct des troubles respiratoires (apnées, hypopnées,
pathologie de la résistance augmentée...) et/ou de
déterminer et/ou mettre en place un traitement adéquat et
efficace, il peut être nécessaire, voire indispensable,
que le praticien, c'est-à-dire le médecin ou analogue,
dispose d'une image fiable représentative de la
succession des différentes phases inspiratoires et
expiratoires de son patient, c'est-à-dire de l'image du
débit ou flux respiratoire du sujet.
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Cependant, les pocédés et appareils existants soit
ne permettent pas une telle détermination fiable et
efficace de l'image dudit débit respiratoire,soit
requièrent l'utilisation de capteurs de débit, lesquels
capteurs de débit ne peuvent être considérés comme une
solution satisfaisante, dans la mesure où ceux-ci
engendrent, d'une part, une complication de
l'architecture globale de l'appareil, donc de son
encombrement, et, d'autre part, un surcoût notable de
celui-ci.
En outre, les résultats obtenus avec des capteurs de
débit ne sont pas très précis car ceux-ci ne permettent
pas de, prendre en compte le problème des personnes
respirant la bouche ouverte et d'obtenir une image
correcte de ce flux respiratoire nasal.
En effet, un grand nombre de personnes souffrant de
troubles respiratoires, en particulier de type
obstructif, a l'habitude de respirer à la fois par le nez
et par la bouche. Or, une telle respiration buccale
apparait actuellement sur l'image du flux respiratoire
nasal comme une apnée, étant donnée qu'elle entraîne une
absence de débit respiratoire buccal.
Dès lors, on comprend aisément, qu'en pareilles
circonstances, le diagnostic et/ou le traitement
subséquent ne peuvent qu'être incorrects ou incomplets.
La présente invention a donc pour buts de proposer
un procédé et un appareil de diagnostic et/ou de
traitement des troubles respiratoires du sommeil:
- ne présentant pas les inconvénients des appareils
connus;
- utilisables tant dans un laboratoire du sommeil,
c'est-à-dire en milieu hospitalier, qu'au domicile du
patient;
- susceptibles de permettre de déterminer une image
fiable de tout flux respiratoire nasal et/ou buccal d'un
patient, laquelle image est susceptible d'aider au
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diagnostic et/ou au traitement des troubles respiratoires
du sommeil et ce, de façon aisée et efficace;
- permettant de déterminer l'image du flux
respiratoire du patient à partir des variations du
5 courant consommé par le moteur de la turbine alimentant
le patient en un gaz respiratoire comprenant de
l'oxygène, tel l'air;
- et qui soit de coût raisonnable et de réalisation
aisée.
La présente invention concerne alors un procédé pour
déterminer l'image du flux respiratoire nasal et/ou
buccal d'un utilisateur, auquel on administre un gaz
respiratoire à au moins un niveau de pression au moyen
d'au moins une turbine entrainée par un moteur, dans
lequel :
- on mesure en permanence le courant consommé par le
moteur de la turbine et on en déduit un signal de courant
consommé,
- on traite le signal de courant consommé,
- on détermine une image du flux respiratoire nasal
et/ou buccal de l'utilisateur à partir du signal de
courant traité.
Selon le cas, le procédé de l'invention peut
comprendre l'une ou plusieurs des caractéristiques
suivantes :
- le traitement du signal de courant consommé est
réalisé par filtrage, intégration et/ou amplification
dudit signal,
- il comprend une étape de mémorisation et/ou
30. affichage de l'image du flux respiratoire nasal et/ou
buccal,
- l'image obtenue est l'image d'un flux respiratoire
nasal ou bucco-nasal,
- on détermine, en outre, une image d'un flux
respiratoire buccal au moyen d'au moins une thermistance,
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- déterminer la valeur moyenne (V1) de l'image du _
f lux respiratoire pendant un temps tl et la valeur
moyenne (V2) de l'image du flux respiratoire pendant un
temps t2, avec tl > t2 ,
- calculer la valeur 0(V) avec à(V) = V1 - V2
- déduire de la valeur à(V) une information de phase
inspiratoire ou de phase expiratoire,
- déterminer des valeurs maximale (Imax) et minimale*
(Imin) de l'image du débit pendant un temps t
correspondant à au moins une partie de la durée d'un
cycle respiratoire,
- déterminer l'amplitude (A) de l'image du débit
avec A = Imax - Imin +
- comparer l'amplitude (A) de l'image du débit avec
au moins une valeur d'amplitude-seuil (As),
- il comporte, en outre, l'étape de déterminer à
partir de la comparaison de l'amplitude (A) avec au moins
une valeur d'amplitude-seuil (As), une information de
présence ou d'absence d'un trouble respiratoire,
- il comporte, en outre, l'étape de modifier la
pression du gaz délivré par la turbine en fonction du
résultat de la comparaison de l'amplitude (A) avec au
moins une valeur d'amplitude-seuil (As),
- tl est égal à au moins 5 secondes environ et, de
préférence, à au moins 15 secondes environ et/ou t2 est
égal à au plus 1 seconde environ et, de préférence, à au
plus 0.125 seconde environ,
L'invention concerne également un dispositif
susceptible de mettre en oeuvre un tel procédé et, en
particulier, un dispositif pour déterminer l'image du
flux respiratoire nasal et/ou buccal d'un utilisateur
comprenant :
- des moyens d'administration d'un gaz respiratoire
à au moins un niveau de pression comportant au moins une
turbine entrainée par un moteur,
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- des moyens d'alimentation comportant au moins ùn _
conduit d'acheminement dudit gaz respiratoire reliant la
turbine aux voies respiratoires nasales et/ou buccales de
l'utilisateur,
- des moyens de mesure du courant consommé par le
moteur de la turbine afin d'en déduire un signal de
courant consommé,
- des moyens de traitement dudit signal de courant
consommé,
- des moyens de mémorisation d'une image du flux
respiratoire nasal et/ou buccal de l'utilisateur,
Selon le cas, le dispositif de l'invention peut
comprendre l'une ou plusieurs des caractéristiques
suivantes :
- les moyens de traitement comprennent un filtre, un
intégrateur et/ou un amplificateur de signal,
- il comporte, en outre, des moyens de traitement de
l'image du flux respiratoire nasal et/ou buccal de
l'utilisateur permettant d'en déduire une information de
présence ou d'absence d'un trouble respiratoire,
- qu'il est du type à un ou à deux niveaux de
pression.
L'invention concerne, en outre, l'utilisation d'un
tel dispositif et/ou d'un tel procédé pour la mise en
oeuvre d'une méthode de traitement ou de diagnostic des
troubles respiratoires du sommeil chez un utilisateur et,
en particulier, pour le traitement ou le diagnostic de
l'apnée obstructive du sommeil, de l'hypopnée et/ou du
syndrome des résistances augmentées des voies aériennes
supérieures.
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La présente invention est décrite plus en détail ci-
après à l'aide d'un mode de réalisation d'un tel
dispositif et en références aux figures 1 à 6 donnés à
titre illustratif, mais nullement limitatif de
l'invention.
La figure 1 représente le schéma d'un dispositif
mettant en oeuvre le procédé de l'invention. Plus
précisément, un utilisateur ou patient 2 est alimenté en
un gaz respiratoire contenant de l'oxygène, tel l'air,
par une turbine 6 actionnée par un moteur électrique (non
détaillé), via un conduit respiratoire 10 permettant
d'acheminer le gaz respiratoire sous pression jusqu'aux-
voies respiratoires dudit patient 2.
Selon le cas, le gaz respiratoire est distribué à
une pression positive constante au cours du temps, c'est-
à-dire à un seul niveau de pression (appareil de type
CPAP), ou à une pression variant entre au moins un niveau
de pression basse et au moins un niveau de pression plus
élevée, c'est-à-dire à plusieurs niveaux de pression
(appareil de type BPAP). Le fonctionnement de tels
appareils ayant déjà été décrit à maintes reprises dans
l'art antérieur, celui-ci ne sera pas détaillé ci-après.
Toutefois, pour plus de détails, on pourra se reporter
notamment aux documents suivants: US-A-5,492,113, US-A-
5,239,995, EP-A-0656216 ou EP-A-0505232.
La liaison entre le conduit respiratoire 10 et le
patient 2 se fait, classiquement, par l'intermédiaire
d'une pièce buccale et/ou nasale 5, tel un masque et/ou
des lunettes respiratoires. Toutefois, lorsqu'on utilise
une pièce nasale 5 de type masque respiratoire, il est
préférable de maintenir une nette surpression de gaz dans
ledit masque; en général entre 5 et 20 mbar, par exemple
12 mbar. A l'inverse, lorsqu'on utilise une pièce nasale
5 de type lunettes respiratoires, une légère surpression
de gaz (0,20 mbar) suffit.
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Un capteur de pression 7 dont le poirlt de prise de _
pression est agencé sur l'extrémité aval du conduit
respiratoire 10 ou sur la pièce nasale et/ou buccale 5,
c'est-à-dire à proximité immédiate des voies
respiratoires du patient 2, permet de détecter les
variations de pression dues à la respiration du patient,
donc l'alternance des phases inspiratoires et
expiratoires.
Ce capteur de pression 7 transmet alors, de
préférence en continu, une information de valeur de
pression à des moyens de commande 8 de la source de débit
respiratoire, ici la turbine 6. De préférence, les moyens
de commande 8 et la turbine 6 sont insérés au sein d'un
même boitier 4.
Cette information de valeur de pression est alors
traitée par lesdits moyens de commande 8, lesquels
fournissent alors un signal de commande à la turbine 6 en
fonction d'une valeur de consigne de surpression
déterminée, tel que notamment décrit dans le document EP-
A-505232 ou US-A-5,443,061, de manière à moduler la
surpression fournie par ladite turbine 6 au patient 2.
Il s'ensuit que le régime moteur de ladite turbine 6
varie en fonction dudit signal de commande et donc que la
quantité de courant consommé par le moteur de ladite
turbine 6 varie proportionnellement.
Ces variations du courant consommé par le moteur de
la turbine 6 sont alors détectées et mesurées par des
moyens de traitement 9 en vue d'en déduire un signal
représentatif des variations du courant ainsi consommé ou
signal de courant consommé.
Ce signal de courant consommé est alors traité par
lesdits moyens de traitement 9 du signal de courant
consommé, de manière à en déduire au moins une image 11
représentative du flux respiratoire de l'utilisateur .
phases inspiratoires et expiratoires et éventuels
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troubles respiratoires : apnées, hypopnées, résistance
augmentée....
Ainsi que schématisé sur la figure 2, le traitement
du signal de courant consommé par la turbine 6 comprend
5 des étapes de filtrage, d'amplification et/ou
d'intégration dudit signal. Ce traitement du signal
permet notamment d'éliminer la majeure partie des bruits
parasites qui s'y trouvent. Ce traitement du signal peut
être réalisé au moyen d'une résistance de court-circuit
10 23 ou résistance de shunt de faible résistance aux bornes
de laquelle se fait la mesure de la tension du courant,
c'est-à-dire d'une résistance d'au moins 0.05 Ohm
environ, de préférence de l'ordre de 0.1 Ohm, d'un filtre
passe-bas 24, d'un intégrateur 25 et d'un amplificateur
26 de signal.
En d'autres termes, il a été constaté, de manière
surprenante, qu'il était possible d'obtenir une image il
fiable représentative du flux respiratoire du patient par
le biais de la détection et de la mémorisation et/ou
visualisation des variations du courant consommé par la
turbine 6.
Il est alors possible, à partir de cete image 11,
d'établir un diagnostic et/ou mettre en oeuvre un
traitement efficace du patient sujet à des troubles
respiratoires, notamment en détectant les éventuelles
périodes d'apnée ou d'hypopnée à partir de cette image
11.
Cependant, lorsque le conduit 10 est relié au
patient par l'intermédiaire d'une pièce nasale, telles
des lunettes respiratoires, en procédant comme décrit ci-
avant, dans certains cas, il ne sera possible que de
déterminer une image incomplète du flux respiratoire; en
particulier, lorsque le patient respire aussi par la
bouche durant son sommeil.
Dès lors, pour obtenir une image complète du flux
respiratoire du patient, c'est-à-dire du flux nasal et du
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flux buccal, on opère également une détermination des
fuites buccales (respiration buccale) à l'aide de moyens
de détection de flux respiratoire buccal, par exemple une
thermistance 1, agencés à proximité de la bouche du
patient 2.
En effet, la thermistance 1 peut détecter tout flux
buccal éventuel, de par les variations de température
qu'il engendre à proximité immédiate de la bouche. Plus
précisément, la thermistance 1 voit sa résistance
électrique varier en fonction desdites variations de
température, créant ainsi un signal de respiration
buccale. Ce signal de respiration buccale est ensuite
envoyé à des moyens 3 de traitement de signal de
respiration buccale qui traite ce signal et permettent
d'en obtenir une image 12. Cette image 12 de respiration
buccale peut ensuite être utilisée par le praticien pour
diagnostiquer l'existence d'un flux buccal chez le
patient et adapter ensuite le traitement du patient en
prenant en compte ce flux respiratoire buccal.
Les figures 3 à 6 représentent des enregistrements
du débit et de l'image du débit d'un flux respiratoire,
ici un flux nasal, obtenu par le procédé de l'invention;
le débit étant mesuré au moyen d'un pneumotachographe de
type classique. Plus précisément :
- la figure 3 correspond à l'enregistrement d'une
respiration normale, c'est-à-dire d'un patient ne
souffrant d'aucun trouble respiratoire du sommeil;
- la figure 4 correspond à l'enregistrement d'une
respiration à débit limité chez un patient souffrant du
syndrôme de résistance augmentée des voies aériennes
supérieures (forme carrée de l'image);
- la figure 5 correspond à l'enregistrement d'une
respiration avec périodes d'hypopnée;
- et la figure 6 correspond à l'enregistrement d'une
respiration avec périodes d'apnée.
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Dans tous les cas, on constate toutefois que l'image _
du débit ou flux respiratoire du patient obtenue par le
procédé de l'invention correspond étroitement à l'image
du courant consommé par la turbine 6 au cours du temps.
A partir de cette image, on détermine la valeur
moyenne V1 de l'image du flux respiratoire pendant un
temps tl, par exemple 25 secondes, et la valeur moyenne
V2 de l' image du f lux pendant un temps t2 de durée très
inférieure à tl, par exemple 0.125 secondes.
on calcule ensuite la différence 0(V) = V1 - V2 pour
les deux valeurs moyennes V1 et V2 ainsi déterminées et
on en déduit une information de phase inspiratoire ou de
phase expiratoire, par exemple:
- phase expiratoire lorsque 0(V) > 0; et
- phase inspiratoire lorsque 0(V) < 0.
Ensuite, on détermine l'amplitude A de l'image du
débit à partir des valeurs maximale (Imax) et mimimale
(Imin) de l'image du débit pendant un temps t
correspondant à au moins une partie d'un cycle
respiratoire (A=Imax-Imin) et on compare cette amplitude A
de l'image du débit avec au moins une valeur d'amplitude-
seuil As préfixée, de manière à en déduire une
information de présence ou d'absence d'un trouble
respiratoire.
Par exemple, si la valeur d'amplitude-seuil As
préfixée est une valeur minimale de respiration normale,
alors A < As caractérise la présence d'un trouble
respiratoire, par exemple une hypopnée. Il est également
possible de fixer plusieurs valeurs d'amplitude-seuil As
représentative chacune d'un trouble respiratoire
spécifique.
A partir de cette détection de la présence ou de
l'absence d'un trouble respiratoire, il est alors
possible
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- soit seulement de délivrer une information
permettant de servir au diagnostic dudit trouble
respiratoire;
- soit de modifier, manuellement ou automatiquement,
la pression du gaz délivré par la turbine, de manière à
pallier cette insuffisance ou trouble respiratoire par la
mise en oeuvre d'une pression de gaz adaptée.
Manuellement, ce réglage est réalisé par l'utilisateur ou
par le praticien, alors qu'automatiquement, ce réglage
est effectué par le dispositif lui-même, lequel
s'autopilote.
