[go: up one dir, main page]

FR3085831A1 - Procede de simulation d’un profil respiratoire d’un patient sur un banc de test - Google Patents

Procede de simulation d’un profil respiratoire d’un patient sur un banc de test Download PDF

Info

Publication number
FR3085831A1
FR3085831A1 FR1858334A FR1858334A FR3085831A1 FR 3085831 A1 FR3085831 A1 FR 3085831A1 FR 1858334 A FR1858334 A FR 1858334A FR 1858334 A FR1858334 A FR 1858334A FR 3085831 A1 FR3085831 A1 FR 3085831A1
Authority
FR
France
Prior art keywords
respiratory
profile
respiratory profile
period
patient
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
FR1858334A
Other languages
English (en)
Inventor
Sebastien Hardy
Michel Petitjean
Amelie Sagniez
Shuo Liu
Yann Retory
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Air Liquide Healthcare International Services Fr
Universite Paris Sud
Original Assignee
Air Liquide European Homecare Operations Services SA
Universite Paris Saclay
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Air Liquide European Homecare Operations Services SA, Universite Paris Saclay filed Critical Air Liquide European Homecare Operations Services SA
Priority to FR1858334A priority Critical patent/FR3085831A1/fr
Publication of FR3085831A1 publication Critical patent/FR3085831A1/fr
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/48—Other medical applications
    • A61B5/4806—Sleep evaluation
    • A61B5/4818—Sleep apnoea
    • G—PHYSICS
    • G09—EDUCATION; CRYPTOGRAPHY; DISPLAY; ADVERTISING; SEALS
    • G09B—EDUCATIONAL OR DEMONSTRATION APPLIANCES; APPLIANCES FOR TEACHING, OR COMMUNICATING WITH, THE BLIND, DEAF OR MUTE; MODELS; PLANETARIA; GLOBES; MAPS; DIAGRAMS
    • G09B23/00—Models for scientific, medical, or mathematical purposes, e.g. full-sized devices for demonstration purposes
    • G09B23/28—Models for scientific, medical, or mathematical purposes, e.g. full-sized devices for demonstration purposes for medicine
    • G09B23/288—Models for scientific, medical, or mathematical purposes, e.g. full-sized devices for demonstration purposes for medicine for artificial respiration or heart massage
    • G—PHYSICS
    • G09—EDUCATION; CRYPTOGRAPHY; DISPLAY; ADVERTISING; SEALS
    • G09B—EDUCATIONAL OR DEMONSTRATION APPLIANCES; APPLIANCES FOR TEACHING, OR COMMUNICATING WITH, THE BLIND, DEAF OR MUTE; MODELS; PLANETARIA; GLOBES; MAPS; DIAGRAMS
    • G09B23/00—Models for scientific, medical, or mathematical purposes, e.g. full-sized devices for demonstration purposes
    • G09B23/28—Models for scientific, medical, or mathematical purposes, e.g. full-sized devices for demonstration purposes for medicine
    • G09B23/30—Anatomical models
    • G09B23/32—Anatomical models with moving parts
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H20/00—ICT specially adapted for therapies or health-improving plans, e.g. for handling prescriptions, for steering therapy or for monitoring patient compliance
    • G16H20/40—ICT specially adapted for therapies or health-improving plans, e.g. for handling prescriptions, for steering therapy or for monitoring patient compliance relating to mechanical, radiation or invasive therapies, e.g. surgery, laser therapy, dialysis or acupuncture
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/50—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for simulation or modelling of medical disorders
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. ventilators; Tracheal tubes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2209/00—Ancillary equipment
    • A61M2209/02—Equipment for testing the apparatus

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Mathematical Analysis (AREA)
  • Pure & Applied Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Algebra (AREA)
  • Computational Mathematics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Mathematical Optimization (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Business, Economics & Management (AREA)
  • Educational Administration (AREA)
  • Educational Technology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Urology & Nephrology (AREA)
  • Data Mining & Analysis (AREA)
  • Databases & Information Systems (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Abstract

L'invention concerne un procédé de simulation (20) d'un profil respiratoire d'un patient sur un banc de test (1) comprenant au moins un poumon artificiel (6) et un modèle de simulation d'obstruction des voies aériennes supérieures (10), et elle concerne aussi le banc de test correspondant et un programme d'appareil communiquant associé. Le procédé comporte au moins une étape d'identification de la qualité des modifications du profil respiratoire par détermination d'au moins un niveau d'obstruction des voies aériennes supérieures dans les zones de modifications du profil respiratoire, de manière à distinguer les périodes liées aux obstructions dans les voies aériennes supérieures de celles liées à l'altération de la commande centrale ainsi qu'une étape de calcul de paramètres de fonctionnement du poumon artificiel et/ou du modèle de simulation d'obstruction des voies aériennes supérieures du banc de test en fonction des résultats de l'étape d'identification de la qualité des modifications du profil respiratoire.

Description

PROCEDE DE SIMULATION D’UN PROFIL RESPIRATOIRE D’UN PATIENT SUR UN BANC DE TEST
L’invention s’inscrit dans le domaine des dispositifs médicaux et notamment des dispositifs pouvant être utilisé dans le contexte de traitement de profils respiratoires considérés comme pathologiques. Entre autres, elle vise à permettre l’évaluation des dispositifs médicaux adaptée à un profil patient, par exemple dans le domaine du traitement de l’apnée du sommeil.
Il existe des modifications du profil respiratoire de plusieurs types, dont les causes sont distinctes et qu’il est donc difficile de traiter par un dispositif médical quelconque. Notamment, on peut distinguer des modifications du profil respiratoire liées à des causes obstructives et des modifications du profil respiratoire qui relèvent directement de la commande centrale. Les modifications du profil respiratoire liées à des causes obstructives sont dues à une obstruction des voies aériennes supérieures, qui empêche le passage d’air entre les poumons et l’atmosphère via ces voies aériennes supérieures. Les modifications du profil respiratoire liées à une modification de la commande centrale peuvent être dues à une altération du message nerveux ou bien à une contraction du diaphragme altérant la fonction des muscles respiratoires.
Il est par exemple classiquement admis que le syndrome d’apnées-hypopnées obstructives du sommeil (SAHOS) est dû principalement à l’obstruction des voies respiratoires, du fait d’un déséquilibre entre les pressions à l’intérieur et à l’extérieur des voies aériennes supérieures. Les machines, circuits et masques destinés à traiter cette apnée du sommeil sont configurés pour générer une pression d’air lors du sommeil, suffisamment élevée pour éviter le collapsus des voies aériennes supérieures.
Il convient de noter que par la terminologie d’apnée du sommeil, on vise à couvrir aussi bien les phases d’apnée, lors desquelles le patient ne respire pas pendant au moins 10 s, et les phases de réduction significative du débit respiratoire, ou hypopnée, lorsque l’évènement dure au moins 10 s et est associé à un retentissement physiologique.
Par ailleurs, le profil d’un patient atteint de modifications du profil respiratoire autres que des troubles du sommeil peut être simulée par l’invention. A titre d’exemple, un patient peut être atteint d’asthme ou de Broncho-Pneumopathie Chronique
2018ID00317
Obstructive (BPCO). Certains patients BPCO ayant besoin d’oxygénothérapie se voit prescrire une posologie adaptée qui peut être fonction des résultats d’un test de marche par exemple de l’ordre de six minutes. Il convient d’attribuer aux patients des dispositifs d’administration d’oxygène qui répondent aux spécificités de leurs profils respiratoires.
Il existe dès lors un besoin d’adapter les machines aux modifications du profil respiratoire particulières et de tester les machines pour s’assurer que le dispositif médical traite la modification du profil respiratoire correspondante de manière optimale.
De plus en plus, les machines développées par les fabricants intègrent des algorithmes visant à moduler l’injection d’air en fonction des besoins du patient (apnée ou réduction du débit respiratoire comme l’hypopnée) et éventuellement en fonction des phases de sommeil.
Ces machines peuvent être testées sur des bancs qui reproduisent des caractéristiques physiologiques représentatives de l’apnée du sommeil.
Un banc peut comporter notamment un poumon artificiel et un modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures sur lequel sont raccordés des moyens de mesure de pression et des régulateurs de pression, un système de mesure de débit et un raccord de branchement de la machine.
Un premier besoin identifié dans ce contexte est de paramétrer au mieux les bancs d’essai pour que les tests des machines soient le plus représentatif possible de leur efficacité sur la modification du profil respiratoire, par exemple l’apnée du sommeil, des patients. Il s’agit donc de paramétrer le banc pour qu’il reproduise le profil respiratoire du patient, notamment en paramétrant le poumon artificiel et le modèle de simulation d’obstruction en fonction des données récupérées dans une étape préalable de collecte.
Par ailleurs, il convient de noter qu’en France notamment, ces appareils médicaux doivent faire l’objet d’une prescription médicale et d’une utilisation sous certaines conditions prescrites pour que l’achat et l’utilisation de l’appareil soit pris en charge par la sécurité sociale. Or, devant la profusion de machines et réglages disponibles sur le marché, le choix le plus approprié peut s’avérer complexe. Dans ce contexte, un deuxième besoin identifié est d’offrir à ces médecins un outil permettant une aide à la
2018ID00317 décision appropriée et spécifique du patient qui vient les solliciter, l’outil étant paramétré pour mettre en relation un profil respiratoire donné d’un patient et une machine et un réglage adapté.
Dès lors, la présente invention vise à proposer un procédé de simulation d’un profil respiratoire d’un patient sur un banc de test comprenant au moins un poumon artificiel et un modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures, au cours duquel on enregistre dans la mémoire d’une unité électronique de commande une pluralité de données enregistrées par des capteurs appropriés et parmi lesquelles au moins une donnée relative au débit aérien du patient.
Le procédé de simulation selon l’invention comporte au moins :
- une analyse des données pour identifier des zones de modifications du profil respiratoire, par la prise en compte d’au moins la donnée relative au débit aérien ;
- une étape d’identification de la qualité des modifications du profil respiratoire par détermination d’au moins un niveau d’obstruction des voies aériennes supérieures dans les zones de modifications du profil respiratoire, cette étape d’identification étant réalisée en fonction d’au moins un paramètre permettant d’apprécier l’obstruction par analyse de la variation du débit respiratoire ou par analyse de la variation de l’effort respiratoire, ladite étape d’identification de la qualité de la modification du profil respiratoire permettant de distinguer les périodes liées aux obstructions dans les voies aériennes supérieures de celles liées à l’altération de la commande centrale ;
- une étape de calcul de paramètres de fonctionnement du poumon artificiel et/ou du modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures en fonction des résultats de l’étape d’identification de la qualité des modifications du profil respiratoire.
Le procédé de simulation comporte en outre une étape de paramétrage du banc de test avec lesdits paramètres de fonctionnement calculés précédemment.
Selon l’invention, l’analyse du débit respiratoire peut consister en une analyse par la technique des oscillations forcées (connu sous l’acronyme anglais FOT pour « Forced Oscillation Technique ») qui consiste en l’envoi d’oscillations de pression forcées et la mesure de la réponse en débit.
2018ID00317
L’analyse de la variation de l’effort respiratoire peut être réalisée par un traitement du paramètre RIP, c’est-à-dire la variation du périmètre thoracique ou abdominal. Le paramètre peut être analysé de façon instantanée, en fonction de la valeur de ce périmètre, ou bien considérer un déphasage de signal thoracique et de signal abdominal. L’analyse de la variation de l’effort respiratoire peut également être faite par l’intermédiaire d’un EMG, c’est-à-dire un électromyogramme permettant la mesure de l’activité musculaire diaphragmatique, ou bien par une mesure indirecte de pression sussternale dérivé du son et/ou pression au niveau de la trachée témoin du passage d’air.
Un tel procédé de simulation peut notamment être mis en œuvre dans le cadre d’un traitement de l’apnée du sommeil d’un patient, pour simuler sur le banc de test le profil respiratoire du patient lors de son sommeil et pouvoir tester l’efficacité de telle ou telle conditions de traitement pour ce profil respiratoire spécifique. On comprend que le procédé selon la présente invention permet également de considérer des profils respiratoires de patients dans des conditions variées comme l’exercice physique, pour traiter par exemple des cas de modifications du profil respiratoire pendant des activités physiques.
Il convient de noter que le dispositif et le procédé de détermination selon l’invention permettent de prendre en compte différentes causes de modifications du profil respiratoire et de s’assurer ainsi que la réponse qui doit être donnée par le dispositif médical est appropriée. Plus particulièrement, l’invention permet de mettre en avant les périodes où les événements respiratoires du sommeil sont causés par une obstruction des voies aériennes supérieures, nasales ou buccales, et les périodes où ces événements sont centraux, c’est-à-dire causés par l’altération de la commande centrale à un instant donné. Dès lors, l’invention vise à éviter que la simulation d’une modification du profil respiratoire causée par un problème central soit simulée comme une modification du profil respiratoire causée par une obstruction des voies aériennes supérieures.
Selon différentes caractéristiques de la présente invention, prises seules ou en combinaison, on pourra prévoir que :
- l’analyse des données pour identifier des zones de modifications du profil respiratoire comporte une première étape de comparaison de l’amplitude du débit aérien
2018ID00317 sur une période donnée par rapport à une première valeur seuil et la classification du profil respiratoire sur cette période donnée en une période d’apnée si l’amplitude du débit aérien est inférieure à la première valeur seuil, et comporte une deuxième étape de comparaison de l’amplitude du débit aérien sur une période donnée par rapport à une deuxième valeur seuil et la classification du profil respiratoire sur cette période donnée en une période d’hypopnée si l’amplitude du débit aérien est comprise entre la première valeur seuil et la deuxième valeur seuil et si un paramètre physiologique additionnel est détecté. Le paramètre physiologique additionnel peut notamment être un taux de saturation pulsée en oxygène (SPO2), qui s’il est en baisse par rapport à une valeur standard pour le patient est révélateur d’une désaturation, et/ou la détection d’une phase de micro-éveil. La période donnée peut notamment être comprise entre 3 et 15 ms.
- l’identification de la qualité de la modification du profil respiratoire est telle que pour une période d’apnée, une période de modification du profil respiratoire due à une obstruction des voies aériennes supérieures est identifiée lorsque la variation du périmètre thoracique et/ou du périmètre abdominal, ou bien lorsque la variation de la résistance des voies aériennes supérieures mesurée indirectement, est au-delà d’un paramètre défini, la période d’apnée étant dans le cas contraire identifiée comme une période de modification du profil respiratoire due à l’altération de la commande centrale.
- l’identification de la qualité de la modification du profil respiratoire est telle que pour une période d’hypopnée, une période de modification du profil respiratoire due à une obstruction des voies aériennes supérieures est identifiée lorsque ces évènements sont accompagnées d’au moins un déphasage du signal thoracique et du signal abdominal ou de la présence de ronflement ou de la détection d’une aggravation de limitation respiratoire de débit ou bien lorsque la variation de la résistance des voies aériennes supérieures mesurée indirectement, est au-delà d’un paramètre défini.
- on réalise une étape identification des débuts de cycle respiratoire sur tout ou partie de la donnée relative au débit aérien du patient, au moins par analyse de la variation du périmètre thoracique ou abdominal ou tout moyen de détermination de l’effort respiratoire lorsque l’amplitude de variation de la donnée relative au débit aérien est faiblement distinctive. Comme évoqué précédemment, l’analyse de l’effort
2018ID00317 respiratoire peut être réalisée par un traitement du paramètre RIP, par EMG, c’est-à-dire un électromyogramme permettant la mesure de l’activité musculaire diaphragmatique, ou bien par une mesure de pression susternale dérivé du son et/ou pression au niveau de la trachée témoin du passage d’air.
- l’étape d’enregistrement des données comporte l’enregistrement d’une mesure additionnelle de mouvements du patient pendant qu’il dort, via un accéléromètre, au cours duquel l’étape d’analyse des données et l’étape de détermination d’au moins un paramètre qualifiant sont précédées d’une étape de calcul d’un paramètre de mouvement du patient, lors de laquelle des périodes d’agitation sont identifiées si l’amplitude des mouvements est supérieure à un seuil critique, les données correspondant à une période d’agitation étant exclues du traitement dans les étapes d’analyse et de détermination.
- la mesure de débit aérien consiste en une mesure d’un débit nasal, buccal ou nasobuccal au cours duquel l’étape d’enregistrement des données comporte l’enregistrement d’une mesure additionnelle, par exemple du son trachéal ou d’une mesure de thermistance, l’étape d’analyse des données comportant une analyse de la valeur de mesure additionnelle en complément de l’analyse de débit nasal, buccal ou naso-buccal, les zones de modifications du profil respiratoire correspondant aux périodes lors desquelles sont détectées simultanément un débit nasal, buccal ou naso-buccal inférieur à un seuil déterminé et une valeur de de mesure additionnelle inférieure à un seuil donné. Notamment, dans le cas où la mesure additionnelle est une valeur de thermistance, on comprend que la mesure additionnelle vise à s’assurer de la présence d’un souffle du patient lorsqu’il dort, via un capteur de température placé en regard du visage du patient, et que l’on cherche alors à confirmer l’existence d’une modification du profil respiratoire en écartant une variation de débit liée à une ouverture de la bouche dans le cas où le débit aérien enregistré est un débit nasal.
L’invention concerne également un banc de test de dispositif médical traitant des affections respiratoires, comportant au moins un poumon artificiel et un modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures, une commande du poumon artificiel et une valeur de résistance du modèle de simulation d’obstruction des voies
2018ID00317 aériennes supérieures étant paramétrés lors de l’étape de digitalisation du procédé de simulation selon l’une des revendications précédentes.
Selon une caractéristique de l’invention, le banc de test peut être tel qu’une valeur correspondant à une résistance minimale du modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures est appliquée dans les périodes du profil respiratoire digitalisé lors desquelles aucun trouble obstructif n’est détecté ou qu’une modification du profil respiratoire liée à l’altération de la commande centrale est identifiée.
L’invention concerne également un programme d’appareil mobile communiquant comprenant des portions de code de programme lancé ou téléchargé sur l’appareil mobile communiquant, pour l’exécution d’un procédé selon lequel un dispositif médical est choisi en fonction de données, collectées par ledit programme ou récupérées par ledit programme, représentatives d’un profil respiratoire d’un patient, ledit programme comportant une base de données avec des profils respiratoires de référence et pour chaque profil respiratoire de référence un dispositif médical adapté. L’association dans la base de données de tel dispositif médical avec tel profil respiratoire de référence est faite sur la base de tests réalisés via le banc de test tel que décrit précédemment, le programme associant dans un premier temps ledit profil respiratoire du patient à l’un des profils respiratoires de référence chargés dans la base de données du programme et indiquant dans un deuxième temps le dispositif médical à associer à ce profil respiratoire du patient.
D’autres caractéristiques, détails et avantages de l'invention apparaîtront plus clairement à l’aide de la description qui suit et des dessins parmi lesquels :
- la figure 1 est une vue schématique générale d'un banc de test d’appareil de traitement pour des problèmes respiratoires, comportant notamment un poumon artificiel et un modèle de simulation d’obstruction des voies respiratoires ;
la figure 2 est un organigramme représentatif d’un mode de réalisation du procédé de simulation selon un aspect de l’invention ;
- la figure 3 est une représentation schématique d’une étape du procédé relative à l’identification des débuts de cycle respiratoires, rendant visible que cet aspect de l’invention permet d’identifier les débuts de cycle aussi bien pour les périodes
2018ID00317 respiratoires et débit résultant que pour les périodes avec efforts respiratoires sans débit résultant ;
- les figures 4 et 5 illustrent schématiquement l’identification des débuts de cycles pour respectivement les périodes avec efforts musculaires et débit résultant que pour les périodes avec efforts musculaires sans débit résultant ;
- les figures 6 à 9 illustrent schématiquement une étape du procédé relative à la qualification des modifications du profil respiratoire, et notamment choisis entre des apnées/hypopnées de causes obstructives/centrales, sur une courbe de signal de débit aérien ;
les figures 10 à 13 illustrent des étapes de calcul de paramètres de fonctionnement des composants du banc de test de la figure 1 en fonction de l’analyse du signal réalisé en accord avec les illustrations des figures 2 à 9.
La figure 1 illustre un banc de test 1 selon un aspect de l’invention.
Ce banc de test 1 comporte des composants logiciels et du matériel susceptibles de reproduire le profil respiratoire du patient, afin de pouvoir tester en temps réel la machine de traitement 2 de ce problème respiratoire rencontré par le patient.
Cette machine de traitement, qui peut notamment consister en un appareil à pression positive automatique (connu sous l’acronyme AP AP), est illustré sur la figure 1, qui rend notamment visible un appareil de ventilation 3 en pression positive connu, et un masque 4 et assimilé susceptible d’être porté par l’utilisateur de ce dispositif.
Un premier élément constitutif du banc est un poumon artificiel 6, réalisé par exemple par l’intermédiaire d’un piston générateur d’un débit d’air en sortie du poumon.
Une unité centrale de commande 8 est configurée pour piloter le fonctionnement du poumon artificiel, dans un mode de va et vient standard dans les périodes où aucune modification du profil respiratoire n’est à reproduire, et dans un mode de va et vient alternatif dans les périodes identifiées comme des périodes de modifications du profil respiratoire. Plus particulièrement, et tel que cela sera décrit plus en détails ci-après, l’invention permet de paramétrer le banc de telle sorte que le poumon artificiel soit
2018ID00317 commandé en mode de va et vient alternatif uniquement dans des périodes qui correspondent, pour le patient dont le profil respiratoire est simulé, à des périodes de modifications du profil respiratoire dus à des causes centrales, c’est-à-dire dus à une altération de la commande cérébrale.
Un autre élément constitutif du banc est un modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures 10, c’est-à-dire des voies nasales et buccales. Un tel modèle de simulation d’obstruction peut notamment consister en une boîte de Starling, dans laquelle la section de passage d’un conduit de circulation d’air en sortie du poumon artificiel est modifiée par l’action de régulateurs de pression 12, qui fournissent des pressions positives et des pressions négatives pour modifier la pression globale dans la chambre étanche de la boîte de Starling à travers laquelle l’air soufflé par le poumon artificiel doit passer.
Selon une caractéristique de l’invention, l’ajustement du niveau d’obstruction généré par la boite de Starling est réglé à chaque début de cycle respiratoire, de manière synchronisée avec un signal de pulsation TTL transmis par le poumon artificiel.
Là encore, une unité de commande, avantageusement l’unité centrale de commande 8 précédemment décrite, est configurée pour piloter le fonctionnement du modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures 10, dans un mode d’obstruction dans des périodes identifiées comme des périodes de modifications du profil respiratoire avec obstruction et dans un mode alternatif dans les périodes où aucune obstruction n’est à reproduire. Plus particulièrement, et tel que cela sera décrit plus en détails ci-après, l’invention permet de paramétrer le banc de telle sorte que le modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures 10 soit commandé en mode d’obstruction uniquement dans des périodes qui correspondent, pour le patient dont le profil respiratoire est simulé, à des périodes de modifications du profil respiratoire dues à des causes obstructives, c’est-à-dire dues à une obstruction des voies aériennes supérieures.
Le banc comporte par ailleurs un dispositif de mesure de débit 14 agencé entre le masque ou dispositif équivalent et le modèle de simulation d’obstruction des voies
2018ID00317 aériennes supérieures, afin d’enregistrer le débit d’air susceptible d’être apporté au patient par le masque ou dispositif équivalent.
Tel que cela est illustré, l’unité centrale de commande est configurée pour récupérer en outre une valeur de pression 16 mesurée en sortie du modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures
On va maintenant décrire en référence à la figure 2 et aux figures suivantes un procédé de simulation d’un profil respiratoire d’un patient selon un aspect de l’invention, étant compris qu’il convient ici d’implémenter ce profil respiratoire simulé dans le banc de test 1 pour que la machine soit amenée à montrer son efficacité dans un contexte identique à son contexte d’application. Notamment, il est particulièrement important que la machine apporte une réponse adéquate à des phases de modification du profil respiratoire de cause obstructive et une réponse adéquate à des phases de modification du profil respiratoire de cause centrale selon leur apparition au cours du traitement, et il est donc notable selon l’invention que le profil respiratoire simulé présente de manière fiable ces différentes phases et permet le paramétrage en conséquence du poumon artificiel et du modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures.
Plus particulièrement, le procédé selon l’invention permet de caractériser de manière fiable une phase d’apnée ou d’hypopnée obstructive dans le profil respiratoire du patient, et il permet donc de paramétrer de manière fiable un mode de va et vient standard du poumon artificiel et un mode d’obstruction de la boite de Starling pendant une durée correspondante sur le banc de test associé, ce qui impose à l’appareil testé sur ce banc de test de répondre de manière efficace à cette situation, notamment en réalisant une contre pression pour dégager les voies aériennes supérieures.
Et de manière analogue, ce procédé selon l’invention permet de caractériser de manière fiable une phase d’apnée ou d’hypopnée centrale dans le profil respiratoire du patient, et il permet donc de paramétrer de manière fiable un mode de va et vient alternatif du poumon artificiel et un mode dégagé de la boite de Starling pendant une durée adéquate sur le banc de test associé, ce qui impose à l’appareil testé sur ce banc de test de répondre de manière efficace à cette situation, notamment en évitant de réaliser
2018ID00317 une contre pression alors quelle n’est pas nécessaire, ce qui pourrait avoir des impacts négatifs sur le patient.
Tel qu’illustré sur la figure 2, le procédé de simulation 20 selon un aspect de l’invention comporte une première étape 21 de récupération de données au cours d’un examen diagnostic, par exemple réalisé dans un centre du sommeil ou bien en ambulatoire. Un appareil polygraphique ou polysomnographique peut être utilisé, des capteurs étant positionnés sur le corps du patient en train de dormir.
Cet enregistrement de données permet notamment de détecter un débit aérien, c’est-à-dire un débit ou pression nasal, buccal ou bucco-nasal du patient, et donc l’élaboration sur une période déterminée d’un profil respiratoire du patient, et il permet de récupérer une donnée relative à la mesure de l’effort respiratoire. Plus particulièrement, dans l’exemple illustré, la donnée relative à la mesure de l’effort respiratoire consiste en une mesure du périmètre thoracique et/ou abdominale du patient, et par exemple une variation du périmètre thoraco-abdominal. On comprendra que d’autres mesures de l’effort respiratoire pourraient être mises en œuvre dans le cadre d’une variante de l’invention, sans pour autant sortir du contexte de l’invention.
Cet enregistrement de données permet de récupérer par ailleurs d’autres informations additionnelles parmi lesquelles la détection du son trachéal ou ambiant, pour avoir notamment si le patient ronfle, ou la position du patient via les données captées par un accéléromètre, pour savoir notamment si le patient bouge la nuit.
On peut avantageusement déterminer à ce stade le taux de saturation pulsée en oxygène (SPO2), pour déterminer le taux d’oxygène dans le sang : si le patient ne respire plus, l’apport d’oxygène est coupé, et le métabolisme du patient puise dans l’oxygène présent dans le sang, de sorte qu’il se produit une désaturation.
On peut également déterminer si le patient est dans une phase de micro-éveil : si le patient ne respire plus ou respire peu, il peut être victime d’d’un micro-éveil.
On peut également envisager de mesurer la thermistance, notamment dans les cas où la mesure effectuée au préalable est une mesure de débit nasal, cette mesure de thermistance permettant de valider si le patient respire par la bouche, c’est-à-dire valider
2018ID00317 les cas où le débit nasal est nul mais qu’il n’y a pas d’apnée. Il s’agit ici d’une détermination qualitative plus que quantitative. On comprend que la mesure du son respiratoire ou flux RIP vise à apporter le même type d’information complémentaire et quelle pourra être utilisée de façon similaire.
Le procédé peut présenter ensuite une deuxième étape de prétraitement des signaux 22. Tel que cela sera compris à la lecture de la description qui suit, cette deuxième étape est facultative et le procédé pourrait être mis en œuvre sans ce prétraitement des signaux. Cette deuxième étape peut consister notamment en un traitement du profil respiratoire établi dans l’étape précédente pour détecter et sélectionner des périodes stables de l’activité du patient, par exemple des périodes stables de sommeil lorsque la simulation est faite dans le cadre du traitement de l’apnée du sommeil, en écartant certaines valeurs.
Sur la base d’un signal d’activité défini à partir des trois signaux dimensionnels mesuré par un accéléromètre triaxial lors de la phase d’acquisition de données, on vise à calculer des trames de durée déterminée, par exemple de 5 secondes, en les faisant se chevaucher à 50% de proche en proche et à déterminer sur chacune de ces trames si l’activité du patient est supérieure à un seuil déterminé.
Des données récupérées lors d’une des trames identifiées comme perturbées, c’està-dire avec une activité supérieure au seuil déterminé, peuvent alors être laissées de côté dans la simulation. Les données correspondantes à ces périodes instables sont alors supprimées.
Le procédé de simulation selon l’invention comporte ensuite une étape d’identification 24 de tous les cycles respiratoires présents dans le profil respiratoire établi précédemment, et donc sur les périodes dites stables selon qu’il y ait eu au préalable une étape de prétraitement. On vise ici à identifier notamment les débuts de cycle, que ces cycles respiratoires appartiennent à une période de respiration normale, ou standard, ou à une période de modifications du profil respiratoire telles qu’une période d’apnée ou une période d’hypopnée. Une telle identification des débuts de cycle respiratoire permet par la suite, lors du paramétrage des composants du banc de test devant reproduire le profil respiratoire du patient, de synchroniser les évènements à paramétrer.
2018ID00317
Le procédé de simulation selon l’invention comporte également une étape de qualification 26 d’évènements de modifications du profil respiratoire par détection, sur le signal de débit aérien, de périodes de modifications du profil respiratoire, cette étape de qualification étant réalisée en parallèle ou en série de l’étape d’identification des débuts de cycle. Cette étape de qualification vise à qualifier le type de modifications du profil respiratoire et notamment identifier des périodes d’apnée ou d’hypopnée et les distinguer selon qu elles soient dues à des causes obstructives ou centrales.
Les données acquises dans l’étape d’identification 24 et dans l’étape de qualification 26 sont ensuite traitées dans une étape de digitalisation et de paramétrage du banc de teste 28.
On va maintenant décrire plus en détail et une à une les étapes principales du procédé à savoir l’étape d’identification des débuts de cycle 24, puis l’étape de qualification des périodes de modifications du profil respiratoire 26, puis l’étape de digitalisation et paramétrage 28.
L’étape d’identification de tous les cycles respiratoires se fait, tel qu’illustré sur la figure 3, par une première analyse du débit aérien du patient. Un signal S représentatif d’un débit aérien du patient est ici représenté sur une durée d’environ une minute, et une première sous étape d’identification SE1 consiste en la détection des zones avec amplitude de débit réduite 29 rendant difficile l’identification des débuts de cycle par la seule étude du débit aérien.
Dès lors, tel qu’illustré sur la figure 4, une deuxième sous étape d’identification SE2 consiste à identifier les débuts de cycle pour les segments temporels n’ayant pas été identifiés comme des zones avec amplitude de débit réduite 29. Ces segments temporels « à identification facile » 30 correspondent chacun à une période dans laquelle l’amplitude des cycles est supérieure à 35% de la moyenne des amplitudes sur les deux précédentes minutes, sans qu’il y ait eu de pause respiratoire de plus de 3 sec. Bien entendu, ces valeurs seuils sont ici prises à titre d’exemple, en ayant été déterminée de manière empirique par les tests des inventeurs, mais il sera compris que d’autres valeurs seuils pourraient être mises en place sans sortir du contexte de l’invention.
2018ID00317
Dans ces segments temporels à identification facile, les valeurs de débit aérien sont suffisamment distinctives pour pouvoir identifier les débuts de cycle, qui correspondent à un point d’inflexion entre un creux et un sommet de la courbe de valeurs de débit aérien. Sur la figure 4, on a illustré les valeurs d’extrémité de débit aérien, quelles correspondent à une valeur maximale 31i,j,kde débit à un sommet de la courbe ou à une valeur minimale 32i,j,k de débit à un creux de la courbe, et les instants de débuts de cycle 34i,j,k correspondant au point d’inflexion évoquée précédemment, relativement à deux valeurs d’extrémité 31i,j,k,32i,μ correspondantes.
Parallèlement, et tel qu’illustré sur la figure 5, sans que la simultanéité des actions soit limitative de la portée de l’invention, une troisième sous-étape d’identification des débuts de cycle SE3 a lieu pour les périodes à très faible variation d’amplitude de débit néanmoins accompagné d’effort respiratoire 29, les débuts de cycle étant ici plus difficile à distinguer du fait de l’amplitude inférieure à 35 % et l’éventualité de pauses respiratoires d’une durée supérieure à trois secondes. Cette troisième sous-étape d’identification SE3 est réalisée par utilisation d’un paramètre RIP, à savoir un paramètre correspondant à la variation du périmètre thoracique et/ou abdominal, ou par utilisation d’un autre signal permettant de distinguer un effort respiratoire.
La réalisation de cette troisième sous-étape d’identification permet d’éviter la simplification de l’analyse du débit aérien du patient par laquelle on pourrait être amené à estimer que les périodes dans lesquelles les variations sont faibles, c’est-à-dire dans lesquelles l’amplitude de chaque cycle est inférieure à 35% d’une valeur moyenne d’amplitudes pour une durée supérieure à trois secondes, sont équivalentes à une période constante de cycle.
Plus particulièrement, si on se réfère à la figure 5, la valeur de variation du périmètre thoracique (« RIP thorax ») et la valeur de variation du périmètre abdominal (« RIP abdomen ») sont prises en compte pour une première zone temporelle 291t, 291a correspondant à une première période à très faible variation d’amplitude de débit aérien 291 et pour une deuxième zone temporelle 292t, 292a correspondant à une deuxième période à très faible variation d’amplitude de débit aérien 292. Un signal de référence est choisi entre ces deux valeurs de variation de périmètre, par exemple en considérant un
2018ID00317 éventuel déphasage temporel entre ces signaux et le signal de débit aérien et en choisissant alors le signal le plus en phase, ou bien avantageusement en considérant le signal de variation de périmètre dont l’amplitude de variations relatives est la plus grande et donc la plus exploitable.
Dans l’exemple illustré, la première zone temporelle du signal de variation du périmètre abdominal 291a est choisie pour définir les débuts de cycle dans la première période à très faible variation d’amplitude 291 et la deuxième zone temporelle du signal de variation du périmètre thoracique 292t est choisie pour définir les débuts de cycle dans la deuxième période à très faible variation d’amplitude de débit aérien 292. Dans chacun des cas, une flèche illustre la manière dont on reporte par analogie temporelle les débuts de cycle identifiés dans le mouvement du thorax ou de l’abdomen dans le signal de débit aérien, en complément des débuts de cycle identifiés dans la deuxième sousétape d’identification.
Après la réalisation des deuxième et troisièmes sous étapes d’identification, une sous-étape de collecte des données SE4 permet de centraliser les informations récupérées et de lister tous les débuts de cycle sur l’ensemble du signal S.
Tel que cela a pu être décrit précédemment, l’étape d’identification des débuts de cycle qui vient d’être décrite est réalisée préalablement, simultanément ou postérieurement à une étape de qualification d’évènements de modifications du profil respiratoire par détection, sur le signal de débit aérien, de périodes de modifications du profil respiratoire, cette étape de qualification étant décrite dans ce qui suit en référence aux figures 6 à 9.
Plus particulièrement, pour chaque période donnée de signal de débit nasal, tel qu’illustré sur la figure 6, l’étape de qualification suit le process illustré sur la figure 7. Les valeurs de débit nasal sont considérées dans une première phase de test Tl, lors de laquelle on détermine si l’excursion respiratoire, ou autrement dit l’amplitude de signal de débit aérien, est inférieure à 70% d’une valeur moyenne d’amplitudes, calculée par exemple sur les deux dernières minutes d’acquisition du signal.
2018ID00317
Si cette première étape de test Tl est positive, c’est-à-dire si l’amplitude de signal de débit aérien est inférieure à cette première valeur seuil de 70%, une deuxième étape de test T2 est réalisée, pour déterminer si cette situation est suffisamment significative, c’est-à-dire quelle perdure au-delà de 10 secondes. Si par contre la première étape de test est négative, c’est-à-dire si l’amplitude de signal de débit nasal est supérieure à cette première valeur seuil de 70%, le processus repart au début.
Lorsqu’elle a lieu, si la deuxième étape de test T2 est positive, c’est-à-dire si l’amplitude de signal de débit nasal est inférieure à la première valeur seuil de 70% pendant une durée supérieure à 10 secondes, une troisième étape de test T3 est réalisée, pour qualifier s’il s’agit d’une phase d’apnée, c’est-à-dire pour déterminer si l’amplitude de signal de débit aérien est en réalité inférieure à la valeur seuil de 10%. Si par contre la deuxième étape de test est négative, c’est-à-dire si l’amplitude de signal de débit nasal est inférieure à cette valeur seuil de 70% mais sur une courte période non significative, le process repart au début.
Lorsqu’elle a lieu, si la troisième étape de test T3 est positive, c’est-à-dire si l’on a identifié une phase d’apnée, une quatrième étape de test T4 est réalisée pour qualifier plus précisément de quel type d’apnée il s’agit, à savoir une apnée de cause obstructive due à une obstruction des voies aériennes supérieures, ou une apnée de cause centrale due à une altération de la commande cérébrale spécifique. Cette quatrième étape de test T4 vise à comparer à une valeur de référence une valeur de variation de périmètre thoracique ou une valeur de variation de périmètre abdominal, ou encore toute valeur représentative de l’effort respiratoire, comme une pression sus-sternale par exemple, ou bien encore tout signal permettant d’apprécier l’obstruction, comme un signal résultant d’une analyse par la technique des oscillations forcées (FOT). A titre d’exemple, la quatrième étape de test consiste à vérifier si la valeur moyenne de variation de périmètre thoracique sur la période considérée au moins supérieure à 10 secondes est une valeur supérieure à 10% à une valeur moyenne de variation de périmètre thoracique pour une période de référence, d’une durée significative par exemple égale à deux minutes, et précédant la période considérée. Si le résultat de cette quatrième étape de test T4 est positif, c’est-à-dire que la faible variation du débit aérien est accompagnée d’une
2018ID00317 variation de périmètre thoracique acceptable, on qualifie l’évènement de modification du profil respiratoire comme un cycle apnéique obstructif AO, c’est-à-dire une phase d’apnée due à des problèmes d’obstruction des voies aériennes supérieures. Si par contre le résultat de cette quatrième étape de test est négatif, c’est-à-dire que la faible variation du débit aérien est accompagnée d’une faible variation, ou variation nulle du périmètre thoracique et du périmètre abdominal, on qualifie l’évènement de modification du profil respiratoire comme un cycle apnéique central AC, c’est-à-dire une phase d’apnée due à une altération de la commande cérébrale sans obstruction des voies aériennes supérieures.
Si par contre la troisième étape de test T3 est négative, c’est-à-dire que l’on a identifié que l’on ne se trouve pas confronté à une phase d’apnée, une cinquième étape de test T5 est réalisée pour qualifier s’il s’agit d’une phase d’hypopnée et on teste alors le taux de saturation pulsée en oxygène (SP02). Si ce taux est diminué d’au moins 3% comparativement à une période précédant la période de réalisation de cette troisième étape de test, on qualifie la période comme une phase dans laquelle le patient est en hypopnée. Bien entendu, d’autres paramètres peuvent être pris en compte pour valider l’existence d’hypopnée comme par exemple la détection, d’une phase de micro-éveil voisine d’une diminution du débit aérien.
Si le résultat de la cinquième étape de test T5 est négatif, et que l’on n’est donc ni en présence d’une phase d’apnée ni en présence d’une phase d’hypopnée, le process recommence depuis le début.
Lorsque le résultat de la cinquième étape de test T5 est positif, c’est-à-dire si l’on a identifié une phase d’hypopnée, une sixième étape de test T6 est réalisée pour qualifier plus précisément de quel type d’hypopnée il s’agit, à savoir une hypopnée de cause obstructive due à une obstruction des voies aériennes supérieures, ou une hypopnée de cause centrale due à une altération de la commande cérébrale. Cette sixième étape de test T6 vise à détecter l’existence d’au moins un paramètre parmi la présence d’un ronflement, un profil de débit caractéristique de la limitation de débit ou le déphasage entre le paramètre de variation du périmètre abdominal et le paramètre de variation du périmètre thoracique. Si l’un de ces phénomènes se présente, on qualifie l’évènement de
2018ID00317 modification du profil respiratoire comme une phase d’hypopnée obstructive HO, due à des problèmes d’obstruction des voies aériennes supérieures. Si par contre aucun de ces phénomènes ne se produit, on qualifie l’évènement de modification du profil respiratoire comme une phase d’hypopnée centrale HC, c’est-à-dire une phase d’hypopnée due à une altération de la commande cérébrale sans obstruction des voies aériennes supérieures.
Il résulte de ce qui précède une modélisation du signal de débit aérien conforme à celui illustré sur la figure 8, avec les différentes phases encadrées en trait plein. A titre d’exemple, on a illustré chronologiquement trois premières phases d’apnée obstructive AO, et une quatrième phase d’apnée mixte AM, à savoir une phase d’apnée lors de laquelle on a détecté aussi bien des causes centrales qu’obstructives.
La modélisation du signal de débit aérien est alors complétée, sur la durée de la phase de modification du profil respiratoire identifiée sur la figure 9 par la flèche D, par une qualification des zones de transition ZT, représentées sur la figure 9 par des zones en pointillés. Dans l’exemple illustré, chacune des zones de transition est identifiée comme une zone correspondant à une modification du profil respiratoire de cause obstructive, du fait de sa présence au voisinage d’au moins une phase d’apnée de cause obstructive. Dans le cas où une zone de transition ne serait directement voisine que de phase(s) d’apnée ou d’hypopnée de cause centrale, on comprend que cette zone de transition serait qualifiée comme une zone correspondant à une modification du profil respiratoire causée par un problème central.
L’étape suivante consiste en une digitalisation des données pour notamment paramétrer le fonctionnement du poumon artificiel et du modèle de simulation d’obstructions des voies aériennes supérieures, par exemple une la boîte de Starling, du banc de test.
La figure 10 illustre une période de signal de débit nasal V’ analysé par les différentes étapes de procédé précédemment décrites, de sorte que les différents débuts de cycle respiratoires sont associés à la courbe aussi bien dans les périodes de faibles variations d’amplitude que dans les périodes de plus fortes variations, et de sorte que des périodes d’apnée, ou d’hypopnée, obstructives (bandes hachurées sur la figure 10) et/ou
2018ID00317 des périodes d’apnée, ou d’hypopnée, centrales (bandes blanches sur la figure 10) sont identifiées.
Dans l’exemple illustré, une première période de modification du profil respiratoire 101 consiste en une phase d’apnée obstructive AO et une deuxième période de modification du profil respiratoire 102 consiste en une suite d’une phase d’apnée obstructive AO et d’une phase d’apnée centrale AC.
Sur la base de ces informations, un module de calcul associé au procédé de simulation de l’invention est paramétré pour définir un débit aérien, ici un débit nasal, hypothétique V’h décrivant une absence d’obstruction des voies aériennes en tout point du signal. On comprend que pour la période de modification du profil respiratoire correspondant à une phase d’apnée centrale AC, le débit aérien de référence V’, celui du patient, illustré sur la figure 10, est identique au débit hypothétique V’h puisque la phase d’apnée centrale n’est pas due à une obstruction des voies aériennes mais à une altération de la commande cérébrale.
Le module de calcul réalise alors un calcul de la pression d'effort du muscle respiratoire APmus du patient nécessaire pour réaliser ce débit aérien hypothétique, sur la base de l’équation suivante :
APmus = -J V’h.dt / C - V’h * R,
Avec :
V’h, le débit aérien hypothétique
R, la résistance du système pulmonaire simulé sans obstruction des voies aériennes supérieures
C, la compliance pulmonaire.
Cette valeur est utilisée pour paramétrer le poumon artificiel 6, afin qu’il puisse sur tout le cycle respiratoire simuler l’inspiration et l’expiration de manière à obtenir un débit aérien équivalent à celui respiré par le patient s’il ne présentait pas d’obstruction des voies aériennes supérieures. Bien entendu, cette pression d’effort du muscle
2018ID00317 respiratoire APmus est nulle pour la période de modification du profil respiratoire correspondant à une phase d’apnée centrale AC. On simule ainsi parfaitement le fonctionnement respiratoire du patient dont le diaphragme n’est pas mis à contribution dans les phases d’apnée centrale.
La figure 13 illustre enfin le paramétrage du modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures 10. Celui-ci est ici réalisé par I’utilisation d’abaques définies par une expérimentation préalable de la boite de Starling ou un autre modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures. Plus particulièrement, on comprend que ce modèle consiste schématiquement à un conduit dont on fait varier le diamètre - donc le degré d’obstruction - et dont on mesure l’amplitude des débits avec le degré d’obstruction minimal et l’amplitude de débits résultant de différents degrés d’obstruction. Ces données sont stockées dans un bloc mémoire du module de calcul, et ce module de calcul sait ensuite récupérer une information du degré d’obstruction à appliquer au débit de la commande centrale (V’h), c'est-à-dire le débit estimé comme ayant pu être produit par le poumon du patient s’il n’y avait pas d’obstruction dans les voies aériennes supérieures, en tenant compte de son amplitude et du débit aérien de référence V’. On peut observer sur les figures 12 et 13 qu’il en résulte que pour la période de modification du profil respiratoire correspondant à une phase d’apnée centrale AC, la pression d’effort du muscle respiratoire APmus est égale à 0 cmH2O et le degré d’obstruction à exercer est minimal, puisque le paramétrage de la phase d’apnée centrale implique que le poumon artificiel ne génère pas d’air susceptible de traverser le modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures.
Le procédé selon l’invention, telle qu'il vient d'être décrit et illustré, permet, par la mise en œuvre de moyens simples et peu coûteux, de réaliser une simulation efficace et fiable du profil respiratoire d’un patient, qui s’applique aussi bien à une simulation d’un profil respiratoire lors d’une phase de sommeil d’un patient traité pour de l’apnée du sommeil que lors d’une phase d’efforts d’un autre patient soumis à de l’asthme ou de BPCO par exemple.
2018ID00317
Ce procédé permet dès lors de tester efficacement les machines de traitement de l’apnée qui peuvent être prescrits à différents patients. En d’autres termes, selon le procédé de l’invention, on fait un traitement des différents signaux pour établir un profil respiratoire digital qui peut être implémenté dans le banc, puis on teste toutes les machines pour déterminer laquelle est la plus efficace.
L’invention s’inscrit également dans le contexte où les résultats des tests effectués sur le banc de test paramétré selon le procédé précédemment décrit, c’est-à-dire des résultats de tests particulièrement fiables, sont organisés dans une base de données permettant d’associer à un profil respiratoire donné la machine de traitement de l’apnée idéale.
Dès lors, l’invention concerne également une application, ou programme, destinée à être mis en œuvre sur un appareil communiquant, qu’il consiste en un appareil mobile de type ordinateur portable, smartphone ou tablette ou bien qu’il consiste en un ordinateur de bureau, l’application consistant à permettre le choix d’un dispositif médical en fonction de données, collectées par ledit programme ou récupérées par ledit programme, représentatives d’un profil respiratoire d’un patient.
Un médecin pourra, sur la base de données recueillies lors de tests respiratoires sur le patient en ambulatoire ou dans un centre du sommeil, trouver le profil le plus proche dans la base de données et récupérer l’information concernant le nom de la machine qui a été la plus efficace pour le traitement de l’apnée du profil le plus proche de son patient.
L'invention ne saurait toutefois se limiter aux moyens et configurations décrits et illustrés, et elle s'applique également à tous moyens ou configurations équivalents et à toute combinaison de tels moyens. En particulier, il sera bien compris que si l'invention a été ici décrite et illustrée préférentiellement dans son application à la simulation de modifications du profil respiratoire relatives à de l’apnée du sommeil, elle s'applique à
2018ID00317 toute simulation permettant le traitement ultérieur d’autres modifications du profil respiratoire.

Claims (9)

  1. REVENDICATIONS
    1. Procédé de simulation (20) d’un profil respiratoire d’un patient sur un banc de test (1) comprenant au moins un poumon artificiel (6) et un modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures (10), au cours duquel on enregistre dans la mémoire d’une unité électronique de commande une pluralité de données enregistrées par des capteurs appropriés et parmi lesquelles au moins une donnée relative au débit aérien du patient, ledit procédé comportant au moins :
    une analyse des données pour identifier des zones de modifications du profil respiratoire, par la prise en compte d’au moins la donnée relative au débit aérien ;
    une étape d’identification de la qualité des modifications du profil respiratoire (26) par détermination d’au moins un niveau d’obstruction des voies aériennes supérieures dans les zones de modifications du profil respiratoire, cette étape d’identification étant réalisée en fonction d’au moins un paramètre permettant d’apprécier l’obstruction par analyse de la variation du débit respiratoire ou par analyse de la variation de l’effort respiratoire, ladite étape d’identification de la qualité de la modification du profil respiratoire permettant de distinguer les périodes liées aux obstructions dans les voies aériennes supérieures de celles liées à l’altération de la commande centrale ;
    une étape de calcul (28) de paramètres de fonctionnement du poumon artificiel (6) et/ou du modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures (10) du banc de test en fonction des résultats de l’étape d’identification de la qualité des modifications du profil respiratoire.
  2. 2. Procédé de simulation selon la revendication 1, au cours duquel l’analyse des données pour identifier des zones de modifications du profil respiratoire comporte une première étape de comparaison de l’amplitude du débit aérien sur une période donnée par rapport à une première valeur seuil et la classification du profil respiratoire sur cette période donnée en une période d’apnée si l’amplitude du débit aérien est inférieure à la première valeur seuil, et comporte une deuxième étape de comparaison de l’amplitude du débit aérien sur une période donnée par rapport à une deuxième valeur seuil et la classification du profil respiratoire sur cette période donnée en une période d’hypopnée si l’amplitude du débit aérien est comprise entre la première valeur seuil et la deuxième valeur seuil et si un paramètre physiologique additionnel est détecté.
  3. 3. Procédé de simulation selon la revendication précédente, au cours duquel l’identification de la qualité de la modification du profil respiratoire (26) est telle que pour une période d’apnée, une période de modification du profil respiratoire due à une obstruction des voies aériennes supérieures est identifiée lorsque la variation du périmètre thoracique et/ou du périmètre abdominal, ou bien lorsque la variation de la résistance des voies aériennes supérieures mesurée indirectement, est au-delà d’un paramètre défini, la période d’apnée étant dans le cas contraire identifiée comme une période de modification du profil respiratoire due à l’altération de la commande centrale.
  4. 4. Procédé de simulation selon la revendication 2 ou 3, au cours duquel l’identification de la qualité de la modification du profil respiratoire (26) est telle que pour une période d’hypopnée, une période de modification du profil respiratoire due à une obstruction des voies aériennes supérieures est identifiée lorsque ces évènements sont accompagnées d’au moins un déphasage du signal thoracique et du signal abdominal ou de la présence de ronflement ou de la détection d’une aggravation de limitation respiratoire de débit ou bien lorsque la variation de la résistance des voies aériennes supérieures mesurée indirectement, est au-delà d’un paramètre défini.
  5. 5. Procédé de simulation selon l’une des revendications précédentes, au cours duquel on réalise une étape d’identification des débuts de cycle respiratoire (24) sur tout ou partie de la donnée relative au débit aérien du patient, au moins par analyse de la variation du périmètre thoracique ou abdominal ou tout moyen de détermination de l’effort respiratoire lorsque l’amplitude de variation de la donnée relative au débit aérien est faiblement distinctive.
  6. 6. Procédé de simulation selon l’une des revendications précédentes, au cours duquel l’étape d’enregistrement des données comporte l’enregistrement d’une mesure additionnelle de mouvements du patient pendant qu’il dort, via un accéléromètre, au cours duquel l’étape d’analyse des données et l’étape de détermination d’au moins un paramètre qualifiant sont précédées d’une étape de calcul d’un paramètre de mouvement du patient, lors de laquelle des périodes d’agitation sont identifiées si l’amplitude des mouvements est supérieure à un seuil critique, les données correspondant à une période d’agitation étant exclues du traitement dans les étapes d’analyse et de détermination.
  7. 7. Procédé de simulation selon l’une des revendications précédentes, au cours duquel la mesure de débit aérien consiste en une mesure d’un débit nasal, buccal ou nasobuccal au cours duquel l’étape d’enregistrement des données comporte l’enregistrement d’une mesure additionnelle, par exemple du son trachéal ou d’une mesure de thermistance, l’étape d’analyse des données comportant une analyse de la valeur de mesure additionnelle en complément de l’analyse de débit nasal, buccal ou naso-buccal, les zones de modifications du profil respiratoire correspondant aux périodes lors desquelles sont détectées simultanément un débit nasal, buccal ou naso-buccal inférieur à un seuil déterminé et une valeur de mesure additionnelle inférieure à un seuil donné.
  8. 8. Banc de test de dispositif médical traitant des affections respiratoires comportant au moins un poumon artificiel et un modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures, une commande du poumon artificiel et une valeur de résistance du modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures étant paramétrés lors d’une étape de digitalisation du procédé de simulation selon l’une des revendications précédentes.
  9. 9. Banc de test selon la revendication 8, caractérisé en ce qu’une valeur correspondant à une résistance minimale du modèle de simulation d’obstruction des voies aériennes supérieures est appliquée dans les périodes du profil respiratoire digitalisé lors desquelles une modification du profil respiratoire liée à l’altération de la commande centrale est identifiée.
FR1858334A 2018-09-16 2018-09-16 Procede de simulation d’un profil respiratoire d’un patient sur un banc de test Pending FR3085831A1 (fr)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FR1858334A FR3085831A1 (fr) 2018-09-16 2018-09-16 Procede de simulation d’un profil respiratoire d’un patient sur un banc de test

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FR1858334A FR3085831A1 (fr) 2018-09-16 2018-09-16 Procede de simulation d’un profil respiratoire d’un patient sur un banc de test

Publications (1)

Publication Number Publication Date
FR3085831A1 true FR3085831A1 (fr) 2020-03-20

Family

ID=67107473

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
FR1858334A Pending FR3085831A1 (fr) 2018-09-16 2018-09-16 Procede de simulation d’un profil respiratoire d’un patient sur un banc de test

Country Status (1)

Country Link
FR (1) FR3085831A1 (fr)

Non-Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
KAIXIAN ZHU ET AL: "All APAPs Are Not Equivalent for the Treatment of Sleep Disordered Breathing: A Bench Evaluation of Eleven Commercially Available Devices", JOURNAL OF CLINICAL SLEEP MEDICINE, 15 July 2015 (2015-07-15), US, XP055611924, ISSN: 1550-9389, DOI: 10.5664/jcsm.4844 *
KAIXIAN ZHU ET AL: "Testing the Performance of Positive Airway Pressure Generators", SLEEP MEDICINE CLINICS, vol. 12, no. 4, 1 December 2017 (2017-12-01), pages 517 - 527, XP055611921, ISSN: 1556-407X, DOI: 10.1016/j.jsmc.2017.07.002 *
PASCAL DEFAYE ET AL: "Automatic Recognition of Abnormal Respiratory Events During Sleep by a Pacemaker Transthoracic Impedance Sensor", JOURNAL OF CARDIOVASCULAR ELECTROPHYSIOLOGY., vol. 15, no. 9, 1 September 2004 (2004-09-01), US, pages 1034 - 1040, XP055611932, ISSN: 1045-3873, DOI: 10.1046/j.1540-8167.2004.04030.x *
T. NETZEL ET AL: "APAP Gerätetechnik und die Korrelation mit der Patienten-Compliance", SOMNOLOGIE, vol. 18, no. 2, 1 June 2014 (2014-06-01), DE, pages 113 - 120, XP055611926, ISSN: 1432-9123, DOI: 10.1007/s11818-014-0662-0 *

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2699839T3 (es) Caracterización de rasgo para monitor de respiración
EP3302235B1 (fr) Dispositif de diagnostic de l'efficacite de la ventilation d'un patient et procede pour determiner l'efficacite ventilatoire d'un patient
Fang et al. A novel sleep respiratory rate detection method for obstructive sleep apnea based on characteristic moment waveform
Bedri et al. Detecting mastication: A wearable approach
US20170071533A1 (en) Systems and methods for detecting and diagnosing sleep disordered breathing
CN104545818A (zh) 一种基于脉搏与血氧信号的睡眠呼吸暂停综合征检测方法
US20070185406A1 (en) Systems and methods for processing pulmonary function data
CA2742199C (fr) Systeme de detection de l'activite musculaire respiratoire d'un patient sous assistance respiratoire
US20170172494A1 (en) Systems, methods and apparatuses for the alleviation and outcome monitoring of sleep disordered breathing
Castillo-Escario et al. Entropy analysis of acoustic signals recorded with a smartphone for detecting apneas and hypopneas: A comparison with a commercial system for home sleep apnea diagnosis
EP0965306A1 (fr) Dispositif de détermination de phases respiratoires du sommeil d'un utilisateur
FR2930165A1 (fr) Dispositif de detection de l'observance par un patient d'un traitement d'oxygenotherapie
CA2806710C (fr) Systeme de detection electroencephalographique d'une inadequation entre l'etat d'un patient place sous assistance ventilatoire et le reglage de la machine utilisee pour cette assistance, et utilisation de cette detection pour l'adaptation du reglage
CN102579010A (zh) 据鼾声确定阻塞性睡眠呼吸暂停与低通气综合症的方法
EP3600010B1 (fr) Systeme de determination d'un ensemble d'au moins un descripteur cardio-respiratoire d'un individu pendant son sommeil
CA2742201C (fr) Systeme de quantification du desaccord entre un patient sous assistance respiratoire et un appareil d'assistance correspondant
FR2924914A1 (fr) Procede de detection des cycles respiratoires dans un signal stethoscopique
Belsare et al. Computation of cigarette smoke exposure metrics from breathing
US20170020446A1 (en) Systems, methods and apparatuses for monitoring hypoxia events
FR3085831A1 (fr) Procede de simulation d’un profil respiratoire d’un patient sur un banc de test
US20210315517A1 (en) Biomarkers of inflammation in neurophysiological systems
Wang et al. Differences in intestinal motility during different sleep stages based on long-term bowel sounds
Montazeri Ghahjaverestan et al. Respiratory motion and airflow estimation during sleep using tracheal movement and sound
Lopez-Meyer et al. Automatic breathing segmentation from wearable respiration sensors
BE1022396B1 (fr) Dispositif de reglage de la pression d'un gaz respirable

Legal Events

Date Code Title Description
PLFP Fee payment

Year of fee payment: 2

PLSC Publication of the preliminary search report

Effective date: 20200320

PLFP Fee payment

Year of fee payment: 3

TQ Partial transmission of property

Owner name: L'UNIVERSITE DE PARIS-SUD / UNIVERSITE DE PARI, FR

Effective date: 20210611

Owner name: AIR LIQUIDE HEALTHCARE INTERNATIONAL SERVICES , FR

Effective date: 20210611

PLFP Fee payment

Year of fee payment: 4

PLFP Fee payment

Year of fee payment: 5

PLFP Fee payment

Year of fee payment: 6

PLFP Fee payment

Year of fee payment: 7