CA1080079A - Spirometre a correction de pression - Google Patents
Spirometre a correction de pressionInfo
- Publication number
- CA1080079A CA1080079A CA261,491A CA261491A CA1080079A CA 1080079 A CA1080079 A CA 1080079A CA 261491 A CA261491 A CA 261491A CA 1080079 A CA1080079 A CA 1080079A
- Authority
- CA
- Canada
- Prior art keywords
- pressure
- volume
- signal
- fact
- measurement
- 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.)
- Expired
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
- A61B5/087—Measuring breath flow
- A61B5/09—Measuring breath flow using an element rotated by the flow
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7235—Details of waveform analysis
- A61B5/7242—Details of waveform analysis using integration
-
- 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. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
- A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes operated by electrical means
- A61M16/022—Control means therefor
- A61M16/024—Control means therefor including calculation means, e.g. using a processor
-
- 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. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
- A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
- A61M2016/003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter
- A61M2016/0033—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical
- A61M2016/0039—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical in the inspiratory circuit
Abstract
Dispositif spirométrique branché sur le système de canalisation respiratoire d'un patient et comprenant un système capteur de débit situé sur la branche d'expiration caractérisé par le fait que les signaux émis par un capteur de pression placé sur ledit système de canalisations et ceux émis par le capteur de débit sont amenés à un ensemble de calcul et de mesure qui intègre les signaux de débit en les corrigeant en fonction des variations de pression, et/ou des erreurs dues au gaz contenu dans le système de canalisation. Application aux respirateurs artificiels. Ainsi, on rend la mesure de la pression plus précise en tenant compte de la pression maximale et de la pression minimale anisi que des supressions ou dépressions intervenant au cours du cycle respiratoire.
Description
~8'~79 La présente invention a trait à un dispositif spi-rométrique à correction de pression applicable notamment aux respirateurs à débit contrôlé, c'est-à-dire à un appareil per-mettant de faire respirer artificiellement un patient, le dispo-sitif spirométrique mesurant le volume ou le débit de gaz expi-ré dit "volume courant'l, ceci correspondant sensiblement à la capacité respiratoire, ci-après nommée capacité "efficace", car elle correspond à la quantité de gaz que les poumons peuvent ef-fectivement expirer et qui, bien entendu, est inférieure à la capacité réelle, les poumons ne se vidant pas totalement à cha-que cycle respiratoire jusqu'à aller au collapsus.
Dans les dessins qui illustrent l'.invention, La figure 1 est un schéma d'un appareil selon l'invention.
Les figures 2 et 4 représentent deux variantes de schémas de principe de l'unité de mesure et de calcul M de la figure 1.
Les figures 1, 2 et 4 se retrouvent sur une meme feuille de dessins.
La figure 3 représente un diagramme-bloc de réalisation de la variante de la figure 2~
Les éléments correspondants des diverses figures sont désignés par les memes références. Sur ces figures on considère qu'il y a dépression, S'il n'y a pas de dépression, il suffit de remplacer les indices 2 par les indices 0.
Il convient de rappeler en se référant à la figure 1 qu'un appareil classique de respiration artificielle est constitué
essentiellement par une canalisation en forme de Y dont une branche est reliée au patient P, une seconde à une source de gaæ sous pression (bouteille, ou réservoir et compresseux, notamment) par l'intermédiaire d'une vanne EVl, généralement électrique dans les ~$
appareils récents, et la troisième à l'atmosphère extérieure par l'intermédiaire d'une vanne EV2, également électrique dans la plupart des cas, suivie ou non d'un spiromètre S.
On sait que lorsque le patient nécessite la respiration arti~icielle, c'est que l'on estime qu'il est partiellement ou totalement incapable d'assurer de lui-même sa resplration, de sorte qu'à l'inspiration (EV2 étant fermée et EVl étant ouverte), le patient doit etre soumis à une surpression légère par rapport à la pression atmosphérique, cette surpression étant d'a~tant plus élevée que la respiration propre du patient est plus difficile.
Le volume inspiré est donc à une pression différente de la pres--sion atmosphérique qui règne à l'extérieur, ce qui correspond à
une masse gazeuse supérieure à celle d'un même voLume à pression atmosphérique, De plus, à l'expiration (EVl étant ~ermée, et EV2 étant ouverte~, la pression se rétablit progressivement et tandis que l'air est évacué à travers le spiromètre, sa pression varie, c'est-à-dire que la surpression initiale décroit jusqu'à être nul-le, de sorte que le spiromètre mesure un volume sous une pression variant en cours d'opération.
~égliger l'influence de la surpression sur le volume peut etre envisagé dans le cas où elle est elle-même négligeable, mais en général il faut en tenir compte.
La présente invention apporte une solution à ce pro-blème à l'aide d'un capteur K mesurant la pression dans la cana-lisation en Y, dont les informations sont transmises à une unité
de mesure et de calcul M qui, recevant également les informations du s~piromètre S" apporte instantanément aux mesures de ce dernier les corrections nécessaires. Si on attribue l'indice 0 aux con-ditions atmosphériques et l'indice 1 aux conditions a surpression maximale(qui peut varier éventuellement d'un cycle respiratoire à l'autre), M intèyre donc, non plus les volumes qui passent dans ~8~3(179 le spiromètre, mais ces volumes ramenés a la pression atmosphéri-que.
Comme on 1~ verra dans les deux exemples de réalisa-tion ci-dessous décrits, deux solutions sont présentées, l'une approximative où l'on intègrè le débit pour le multiplier par la variation de pression Pl ~ Po ~ O dV, l'autre plus précise où
Po ~ 1 l'on intègre le débit ramené à la pression atmosphérique à chaque instant ~ O P dV, P étant la pression instan,tanée mesurée par ~ 1 Po le capteur K, le volume élémentaire instantané dV ou le débit 0 instantané dV étant mesuré par S~ Dans le cas présent on ap-dt plique la loi de MARIOTTE qui est valable pour les gaz parfaits ou les gaz réels pour de faibles variations de pression, ce qui est le cas le plus courant en spirométrie mais on pourrait, dans des cas extrêmes, c'est-à-dire si les variations de pression étaient très importantes, intégrer en appliquant toute autre loi. Ceci est possible par exemple lorsque l~on réanime en caisson pressu-risé les accidentés de plongées à grande profondeur.
Il faut également tenir compte du fait que sur les ap-pareils modernes, non seulement on travaille en surpression à l'inspiration, mais également en dépression à l'expiration (indice 2), en M, on intègre donc Pl - P2 ~ 2 dV ou ~ 2 P dV. On Po J 1 J 1 Pl peut aussi apporter des correctifs si le spiromètre apporte lui-m &e ùne perte de charge qui amortit les variations de pression dans le tempsn Qui plus est, il convient de rappeler que le volume des canalisations n'est généralement lui-meme pas négligeable et qu'il faut en tenir compte, puisque l'information qui importe au médecin est la quantité de gaz passé par les poumons. Cette information pourrait etre disponible sans correction à la bouche même du malade en y mesurant débit et pression, mais cette loca-7g lisation des mesures ne convient pas du fait des souillures pro-voquées par les condensations de vapeur d'eau ou les excretions du patient ce qui Eausse les mesures. Ceci explique qu'a l'heu-re actuelle on tende à placer les capteurs1 notamment en ce qui concerne le débit, assez loin de la bouche du malade, de sorte qu'il en résulte une augmentation de longueur et de volume de canalisation dont il faut tenir compte.
Il convient donc de déduire le volume à pression at-mosphérique correspondant à la masse gazeuse qui correspond elle-même à la différence entre celles contenues dans les canalisations entre Pl et Po.
Dans l'art antérieur, certains de ces problèmes ont été abordés par diverses techniques sans toutefois donner en-tière satisfaction, on citera à titre d'exemple les brevets suivants:
le brevet américain 3.006.336 déposé le 26 juillet 1957 (Burlis et Reinert, Custom Ængineering and Development Co).
Selon ce brevet, on cherche à compenser la perte de charge dans le spiromètre qui contrarie l'expiration du patient, à l'aide d'un piston (333 asservi de façon à maintenir constante la pres-sion dans la chambre (30) du spiromètra.
Il existe en outre dans l'art antérieur de très nom-breux appareils de mesure de volumes ou de débits volumiques à
correction de pression utilisant une correction de pression par application de la loi de Mariotte et notamment les brevets amé-ricains 3.759.249 (FLETCHER) et 3.799.149 (RUMMEL) qui concernent respectivement un dispositif d'analyse respiratoire a specto-mètre de masse et un analyseur métabolique dans lesquels un cal~
culateur introduit une correction de pression par application de la loi de Mariotte.
I,e fait de controler et de mesurer la pression est ~08~ 79 également connu du brevet américain 3.414.896 déposé le 5 jan-vier 196S (GLICK ET McNEAL, MONITOR INSTRUMENTS CO).
En fait, la quasi totalité des appareils connus fonc-tionnent sur une mesure approximative de la pression et ne tien-nent pas compte des variations de cette pression souvent impor-tantes au cours d'un meme cycle.
Grâce au dispositif de la présente invention, on rend la mesure plus précise en tenant compte de la pression maximale et de la pression minimale ainsi que des surpressions ou dépres-sions intervenant au cours du cycle respiratoire.
De plus, la solution apportée par la présente invention est très simple et présente, par rapport à d'autres solutions telle que la solution mécanique du brevet américain 3.006.336, les avantages désormais bien connus de l'électronique.
Pour mieux faire comprendre les caractéristiques techniques et les avantages de la présente invention, on va en décrire deux exemples de réalisation, étant entendu que ceux-ci ne sont pas limitatifs quant à leur mode de mise en oeuvre et aux applications qu'on peut en faire.
Le capteur de débit S (figures 1 et 2) transmet à
l'unité M l'lnformation de débit en 1, durant les p~ériodes d'ex-piration de chaque cycle, par exemple en émettant un nombre d'impulsions proportionnel à la vitesse de passage dans le cap-teur et donc proportionnel au débitO Ceci peut être obtenu par exemple avec un capteur du type capacitif à turbine.
L'intégration en 2 par rapport au temps pour chaque cycle donne le volume dit "volume courant"; en 3, pour chaque minute elle donne le volume dit "volume minute". Ces informations correspondent au volume total débité par le respirateur (à
pression variable en cours de cycle).
La capacité des canalisations étant Co quelle que soit 7~
la pression P, il circule dans le capteur de débit, en plus du volume respiratoire, un volume C = Co Pl - Co, c'est-à-dire ~C
Po = Co (Pl - P0) s'il n'y a pas dépression à l'expiration,a C =
Po Co Pl - Co P2, c'est-à-dire dC = Co (Pl - P2) dans le cas Po Po contraire.
(Le volume Co du gaz dans les canalisations est en effet Co P lorsqu'on passe de la pression P à la pression Po).
Po Le capteur de pression K transmet à l'unité M en 4 une mesure de pression dont la maximale Pl est repérée en 5, et la minimale (Po ou P2 selon qu'il n'y a pas ou qu'il y a dépression) est repérée en 6 et la différence effectuée en 7.
Cette variation de pression est transmise aux dispo-sitifs correcteurs 8 et 9 qui, recevant respectivement de 3 et de 2 le "volume minute" et le `'volume courant", délivrent le "volume minute"et le "volume courant" corrigés, compte tenu des variations de pression et de la correction ~C. L'affichage est effectué respectivement en 10 et en 11.
Ce dispositif, à titre d'exemple, a été simplifié
puisqu'il n'effectue pas l'intégrationJ 2 P dV mais Pl - P2 f 2 1 Po Po ~ 1 dV = Pl - P2 V 2, où V 2 représente le volume passé dans le Po capteur entre 1 et 2, c'est-à-dire pendant la période d'expira-tion. Si l'on transmet par contre (figure 4) la pression ins-tantanée P de 4 vers un correcteur instantané 12 en amont des intégrateurs 2 et 3, l'intégration est alors effectué comme in-diqué ci-dessus et les intégrateurs calculateurs 2 et 3 délivrent ~2 P dV, les correcteurs ~ et 9 n'apportent dans ce cas que ) 1 Po la correction relative au~ C.
~38(~ 9 On verra à propos de la figure 3 comment on peut réa-liser des circuits effectuant ces opérations. Remarquons néan-moins que si l'on apporte la correctiond C pour le volume courant, il faudra apporter la correction n~ C pour le volume minute, n étant le nombre de cycles respiratoires par minute. La mesure de n n'est pas représsntée sur les schémas 2 et 4, mais on en donnera à la figure 4 un exemple de réalisation.
En fait, de nombreuses solutions sont possibles: n est le nombre de cycles de pression et peut donc 8tre compté soit en K (toutes les fois que P = Po s'il n'y a pas de dépression ou la moitié du nombre de fois ou P = Po ou P2 minimale), soit en S
toutes les fois que le débit devient nul, (inspiration), cette solution ayant le mérite d'être facile a mettre en oeuvre. On peut aussi compter les fermetures ou les ouvertures de EVl ou EV2; ou encore ef~ectuer le ~uotient du "volume minute" et du "volume courant", etc.
La figure 3 représente un exemple de réalisation du schéma de principe de la figure 2.
En ce qui concerne la figure 4, la plupart des ~lé-ments de circuits sont identiques et la transposition est du domaine de l'homme de l'art. Le spirometre est réalisé à l'ai-de d'une trubine 20 suivie d'un capteur capacitif 21 et d'un comparateur de tension 22. On a représenté schématiquement sur la figure la forme des signaux transmis.
Le comparateur 22 attaque d'une part en monostable 23 à impulsions à largeur constante, et d'autre part, un détecteur 24 à circuit RC à arret à impulsion pour remise à zéro. Les signaux du monostable 23 sont transmis d'une part a un intégra-teur de surface 25 sur une minute à circuit RC suivi d'un ampli-ficateur 26 à courant continu qui délivre donc un signal analo-gique proportionnel au 'tvolume minute". Les signaux du mono-` ~8~9 stable 23 sont transmis d'autre part à l'intégra-teur de surface 27 sur un cycle à circuit RC, 9UiVi éyalement d'un ampliEicateur 28 à courant continu émettant un signal analogique proportionnel '~au volume courant". L'intégrateur sur un cycle 27 est égale-ment attaqué par le détecteur 24 qui remet à zéro pour chaque cycle l'intégrateur 27 et déclenche le monostable 29 à impulsion à largeur constante, suivi d'un intégrateur 30 de surEace sur une minute, lequel émet par conséquent un signal proportionnel à n, fréquence respiratoire par minute.
Par ailleurs, le capteur de pression analogique K est suivi d'un amplificateur à courant continu 31 suivi d'un filtre 32 isolant les cretes Pl et parallèlement d'un filtre 33 iso-lant les fonds (ou crêtes négatives) P2~ou Po).
P2 est inversé en 34, ce qui permet d'une part, d'ad-ditionner dans l'amplificateur 35, Pl - P2 à partir des signaux issus de 32 et 34, et d'autre part, d'effectuer n (Pl - P2) dans l'amplificateur 36 à partir des signaux issus de 30, les am-plificateurs 35 et 36 délivrent donc des signaux analogiques proportionnels respectivement àd C 2, et~ C 1 mn. On règle res-pectivement, à l'aide des potentiomètres 37 et 38, les signaux issus des amplificateurs d'addition 35 et 36 pour tenir comptedu volume réel des canalisations qui peuvent évidemment varier selon les conditions d'utilisation~ Les amplificateurs à cou--rant continu 39 et 40 recevront donc respectivement des signaux analogiques correspondant à4 C 2 et,~ C 1 mn provenant de 37 et 38 et des signaux analogiques correspondant à V 2 et V 1 mn provenant de 28 et 26. Ils corrigent les volumes et délivrent des signaux à volumF~s corrigés V 3 -~!1 C 2 mn et V 1 mn - ~ C 1 mn.
Ces amplificateurs 39 et 40 sont suivis respectivement d'ampli-~.~ss~7s ficateurs 41, 42 de sortie, l'affichage peut être effectué par tout moyen adéquat soit par affichages analogiques tels que des galvanomètres 43 et 44 gradués soit par affichages numériques par exemple à nixies.
On remarquera que dans :le diagramme-bloc de la figure 3 pour simplifier, on n'a représenté que la correction de a Ct car dans bien des cas la correction ded P est négligeable par rapport à celle de~ C.
L'homme de l'art peut apporter des variantes a la pré-sente invention sans pour cela sortir de son cadre et on peut appliquer les dispositifs décrits.ci-dessus non seulement aux respirateurs mais encore notamment aux appareils délivrant un débit de gazeux et pour lesquels il est souhaitable de compen-ser l'effet de compression-détente dans les canalisations.
Dans les dessins qui illustrent l'.invention, La figure 1 est un schéma d'un appareil selon l'invention.
Les figures 2 et 4 représentent deux variantes de schémas de principe de l'unité de mesure et de calcul M de la figure 1.
Les figures 1, 2 et 4 se retrouvent sur une meme feuille de dessins.
La figure 3 représente un diagramme-bloc de réalisation de la variante de la figure 2~
Les éléments correspondants des diverses figures sont désignés par les memes références. Sur ces figures on considère qu'il y a dépression, S'il n'y a pas de dépression, il suffit de remplacer les indices 2 par les indices 0.
Il convient de rappeler en se référant à la figure 1 qu'un appareil classique de respiration artificielle est constitué
essentiellement par une canalisation en forme de Y dont une branche est reliée au patient P, une seconde à une source de gaæ sous pression (bouteille, ou réservoir et compresseux, notamment) par l'intermédiaire d'une vanne EVl, généralement électrique dans les ~$
appareils récents, et la troisième à l'atmosphère extérieure par l'intermédiaire d'une vanne EV2, également électrique dans la plupart des cas, suivie ou non d'un spiromètre S.
On sait que lorsque le patient nécessite la respiration arti~icielle, c'est que l'on estime qu'il est partiellement ou totalement incapable d'assurer de lui-même sa resplration, de sorte qu'à l'inspiration (EV2 étant fermée et EVl étant ouverte), le patient doit etre soumis à une surpression légère par rapport à la pression atmosphérique, cette surpression étant d'a~tant plus élevée que la respiration propre du patient est plus difficile.
Le volume inspiré est donc à une pression différente de la pres--sion atmosphérique qui règne à l'extérieur, ce qui correspond à
une masse gazeuse supérieure à celle d'un même voLume à pression atmosphérique, De plus, à l'expiration (EVl étant ~ermée, et EV2 étant ouverte~, la pression se rétablit progressivement et tandis que l'air est évacué à travers le spiromètre, sa pression varie, c'est-à-dire que la surpression initiale décroit jusqu'à être nul-le, de sorte que le spiromètre mesure un volume sous une pression variant en cours d'opération.
~égliger l'influence de la surpression sur le volume peut etre envisagé dans le cas où elle est elle-même négligeable, mais en général il faut en tenir compte.
La présente invention apporte une solution à ce pro-blème à l'aide d'un capteur K mesurant la pression dans la cana-lisation en Y, dont les informations sont transmises à une unité
de mesure et de calcul M qui, recevant également les informations du s~piromètre S" apporte instantanément aux mesures de ce dernier les corrections nécessaires. Si on attribue l'indice 0 aux con-ditions atmosphériques et l'indice 1 aux conditions a surpression maximale(qui peut varier éventuellement d'un cycle respiratoire à l'autre), M intèyre donc, non plus les volumes qui passent dans ~8~3(179 le spiromètre, mais ces volumes ramenés a la pression atmosphéri-que.
Comme on 1~ verra dans les deux exemples de réalisa-tion ci-dessous décrits, deux solutions sont présentées, l'une approximative où l'on intègrè le débit pour le multiplier par la variation de pression Pl ~ Po ~ O dV, l'autre plus précise où
Po ~ 1 l'on intègre le débit ramené à la pression atmosphérique à chaque instant ~ O P dV, P étant la pression instan,tanée mesurée par ~ 1 Po le capteur K, le volume élémentaire instantané dV ou le débit 0 instantané dV étant mesuré par S~ Dans le cas présent on ap-dt plique la loi de MARIOTTE qui est valable pour les gaz parfaits ou les gaz réels pour de faibles variations de pression, ce qui est le cas le plus courant en spirométrie mais on pourrait, dans des cas extrêmes, c'est-à-dire si les variations de pression étaient très importantes, intégrer en appliquant toute autre loi. Ceci est possible par exemple lorsque l~on réanime en caisson pressu-risé les accidentés de plongées à grande profondeur.
Il faut également tenir compte du fait que sur les ap-pareils modernes, non seulement on travaille en surpression à l'inspiration, mais également en dépression à l'expiration (indice 2), en M, on intègre donc Pl - P2 ~ 2 dV ou ~ 2 P dV. On Po J 1 J 1 Pl peut aussi apporter des correctifs si le spiromètre apporte lui-m &e ùne perte de charge qui amortit les variations de pression dans le tempsn Qui plus est, il convient de rappeler que le volume des canalisations n'est généralement lui-meme pas négligeable et qu'il faut en tenir compte, puisque l'information qui importe au médecin est la quantité de gaz passé par les poumons. Cette information pourrait etre disponible sans correction à la bouche même du malade en y mesurant débit et pression, mais cette loca-7g lisation des mesures ne convient pas du fait des souillures pro-voquées par les condensations de vapeur d'eau ou les excretions du patient ce qui Eausse les mesures. Ceci explique qu'a l'heu-re actuelle on tende à placer les capteurs1 notamment en ce qui concerne le débit, assez loin de la bouche du malade, de sorte qu'il en résulte une augmentation de longueur et de volume de canalisation dont il faut tenir compte.
Il convient donc de déduire le volume à pression at-mosphérique correspondant à la masse gazeuse qui correspond elle-même à la différence entre celles contenues dans les canalisations entre Pl et Po.
Dans l'art antérieur, certains de ces problèmes ont été abordés par diverses techniques sans toutefois donner en-tière satisfaction, on citera à titre d'exemple les brevets suivants:
le brevet américain 3.006.336 déposé le 26 juillet 1957 (Burlis et Reinert, Custom Ængineering and Development Co).
Selon ce brevet, on cherche à compenser la perte de charge dans le spiromètre qui contrarie l'expiration du patient, à l'aide d'un piston (333 asservi de façon à maintenir constante la pres-sion dans la chambre (30) du spiromètra.
Il existe en outre dans l'art antérieur de très nom-breux appareils de mesure de volumes ou de débits volumiques à
correction de pression utilisant une correction de pression par application de la loi de Mariotte et notamment les brevets amé-ricains 3.759.249 (FLETCHER) et 3.799.149 (RUMMEL) qui concernent respectivement un dispositif d'analyse respiratoire a specto-mètre de masse et un analyseur métabolique dans lesquels un cal~
culateur introduit une correction de pression par application de la loi de Mariotte.
I,e fait de controler et de mesurer la pression est ~08~ 79 également connu du brevet américain 3.414.896 déposé le 5 jan-vier 196S (GLICK ET McNEAL, MONITOR INSTRUMENTS CO).
En fait, la quasi totalité des appareils connus fonc-tionnent sur une mesure approximative de la pression et ne tien-nent pas compte des variations de cette pression souvent impor-tantes au cours d'un meme cycle.
Grâce au dispositif de la présente invention, on rend la mesure plus précise en tenant compte de la pression maximale et de la pression minimale ainsi que des surpressions ou dépres-sions intervenant au cours du cycle respiratoire.
De plus, la solution apportée par la présente invention est très simple et présente, par rapport à d'autres solutions telle que la solution mécanique du brevet américain 3.006.336, les avantages désormais bien connus de l'électronique.
Pour mieux faire comprendre les caractéristiques techniques et les avantages de la présente invention, on va en décrire deux exemples de réalisation, étant entendu que ceux-ci ne sont pas limitatifs quant à leur mode de mise en oeuvre et aux applications qu'on peut en faire.
Le capteur de débit S (figures 1 et 2) transmet à
l'unité M l'lnformation de débit en 1, durant les p~ériodes d'ex-piration de chaque cycle, par exemple en émettant un nombre d'impulsions proportionnel à la vitesse de passage dans le cap-teur et donc proportionnel au débitO Ceci peut être obtenu par exemple avec un capteur du type capacitif à turbine.
L'intégration en 2 par rapport au temps pour chaque cycle donne le volume dit "volume courant"; en 3, pour chaque minute elle donne le volume dit "volume minute". Ces informations correspondent au volume total débité par le respirateur (à
pression variable en cours de cycle).
La capacité des canalisations étant Co quelle que soit 7~
la pression P, il circule dans le capteur de débit, en plus du volume respiratoire, un volume C = Co Pl - Co, c'est-à-dire ~C
Po = Co (Pl - P0) s'il n'y a pas dépression à l'expiration,a C =
Po Co Pl - Co P2, c'est-à-dire dC = Co (Pl - P2) dans le cas Po Po contraire.
(Le volume Co du gaz dans les canalisations est en effet Co P lorsqu'on passe de la pression P à la pression Po).
Po Le capteur de pression K transmet à l'unité M en 4 une mesure de pression dont la maximale Pl est repérée en 5, et la minimale (Po ou P2 selon qu'il n'y a pas ou qu'il y a dépression) est repérée en 6 et la différence effectuée en 7.
Cette variation de pression est transmise aux dispo-sitifs correcteurs 8 et 9 qui, recevant respectivement de 3 et de 2 le "volume minute" et le `'volume courant", délivrent le "volume minute"et le "volume courant" corrigés, compte tenu des variations de pression et de la correction ~C. L'affichage est effectué respectivement en 10 et en 11.
Ce dispositif, à titre d'exemple, a été simplifié
puisqu'il n'effectue pas l'intégrationJ 2 P dV mais Pl - P2 f 2 1 Po Po ~ 1 dV = Pl - P2 V 2, où V 2 représente le volume passé dans le Po capteur entre 1 et 2, c'est-à-dire pendant la période d'expira-tion. Si l'on transmet par contre (figure 4) la pression ins-tantanée P de 4 vers un correcteur instantané 12 en amont des intégrateurs 2 et 3, l'intégration est alors effectué comme in-diqué ci-dessus et les intégrateurs calculateurs 2 et 3 délivrent ~2 P dV, les correcteurs ~ et 9 n'apportent dans ce cas que ) 1 Po la correction relative au~ C.
~38(~ 9 On verra à propos de la figure 3 comment on peut réa-liser des circuits effectuant ces opérations. Remarquons néan-moins que si l'on apporte la correctiond C pour le volume courant, il faudra apporter la correction n~ C pour le volume minute, n étant le nombre de cycles respiratoires par minute. La mesure de n n'est pas représsntée sur les schémas 2 et 4, mais on en donnera à la figure 4 un exemple de réalisation.
En fait, de nombreuses solutions sont possibles: n est le nombre de cycles de pression et peut donc 8tre compté soit en K (toutes les fois que P = Po s'il n'y a pas de dépression ou la moitié du nombre de fois ou P = Po ou P2 minimale), soit en S
toutes les fois que le débit devient nul, (inspiration), cette solution ayant le mérite d'être facile a mettre en oeuvre. On peut aussi compter les fermetures ou les ouvertures de EVl ou EV2; ou encore ef~ectuer le ~uotient du "volume minute" et du "volume courant", etc.
La figure 3 représente un exemple de réalisation du schéma de principe de la figure 2.
En ce qui concerne la figure 4, la plupart des ~lé-ments de circuits sont identiques et la transposition est du domaine de l'homme de l'art. Le spirometre est réalisé à l'ai-de d'une trubine 20 suivie d'un capteur capacitif 21 et d'un comparateur de tension 22. On a représenté schématiquement sur la figure la forme des signaux transmis.
Le comparateur 22 attaque d'une part en monostable 23 à impulsions à largeur constante, et d'autre part, un détecteur 24 à circuit RC à arret à impulsion pour remise à zéro. Les signaux du monostable 23 sont transmis d'une part a un intégra-teur de surface 25 sur une minute à circuit RC suivi d'un ampli-ficateur 26 à courant continu qui délivre donc un signal analo-gique proportionnel au 'tvolume minute". Les signaux du mono-` ~8~9 stable 23 sont transmis d'autre part à l'intégra-teur de surface 27 sur un cycle à circuit RC, 9UiVi éyalement d'un ampliEicateur 28 à courant continu émettant un signal analogique proportionnel '~au volume courant". L'intégrateur sur un cycle 27 est égale-ment attaqué par le détecteur 24 qui remet à zéro pour chaque cycle l'intégrateur 27 et déclenche le monostable 29 à impulsion à largeur constante, suivi d'un intégrateur 30 de surEace sur une minute, lequel émet par conséquent un signal proportionnel à n, fréquence respiratoire par minute.
Par ailleurs, le capteur de pression analogique K est suivi d'un amplificateur à courant continu 31 suivi d'un filtre 32 isolant les cretes Pl et parallèlement d'un filtre 33 iso-lant les fonds (ou crêtes négatives) P2~ou Po).
P2 est inversé en 34, ce qui permet d'une part, d'ad-ditionner dans l'amplificateur 35, Pl - P2 à partir des signaux issus de 32 et 34, et d'autre part, d'effectuer n (Pl - P2) dans l'amplificateur 36 à partir des signaux issus de 30, les am-plificateurs 35 et 36 délivrent donc des signaux analogiques proportionnels respectivement àd C 2, et~ C 1 mn. On règle res-pectivement, à l'aide des potentiomètres 37 et 38, les signaux issus des amplificateurs d'addition 35 et 36 pour tenir comptedu volume réel des canalisations qui peuvent évidemment varier selon les conditions d'utilisation~ Les amplificateurs à cou--rant continu 39 et 40 recevront donc respectivement des signaux analogiques correspondant à4 C 2 et,~ C 1 mn provenant de 37 et 38 et des signaux analogiques correspondant à V 2 et V 1 mn provenant de 28 et 26. Ils corrigent les volumes et délivrent des signaux à volumF~s corrigés V 3 -~!1 C 2 mn et V 1 mn - ~ C 1 mn.
Ces amplificateurs 39 et 40 sont suivis respectivement d'ampli-~.~ss~7s ficateurs 41, 42 de sortie, l'affichage peut être effectué par tout moyen adéquat soit par affichages analogiques tels que des galvanomètres 43 et 44 gradués soit par affichages numériques par exemple à nixies.
On remarquera que dans :le diagramme-bloc de la figure 3 pour simplifier, on n'a représenté que la correction de a Ct car dans bien des cas la correction ded P est négligeable par rapport à celle de~ C.
L'homme de l'art peut apporter des variantes a la pré-sente invention sans pour cela sortir de son cadre et on peut appliquer les dispositifs décrits.ci-dessus non seulement aux respirateurs mais encore notamment aux appareils délivrant un débit de gazeux et pour lesquels il est souhaitable de compen-ser l'effet de compression-détente dans les canalisations.
Claims (7)
1. Dispositif spirométrique branché sur le système de canalisations respiratoire d'un patient et comprenant un système capteur de débit situé sur la branche d'expiration, les signaux émis par un capteur de pression placé sur ledit système de cana-lisations et ceux émis par le capteur de débit étant amenés à
un ensemble de calcul et de mesure qui intègre les signaux de dé-bit en les corrigeant en fonction des variations de pression caractérisé par le fait que le capteur de pression est suivi de deux circuits en parallèle détectant la pression maximale et la pression minimale et d'un premier dispositif soustracteur déli-vrant un signal analogique proportionnel à la différence des pressionsextrêmes.
un ensemble de calcul et de mesure qui intègre les signaux de dé-bit en les corrigeant en fonction des variations de pression caractérisé par le fait que le capteur de pression est suivi de deux circuits en parallèle détectant la pression maximale et la pression minimale et d'un premier dispositif soustracteur déli-vrant un signal analogique proportionnel à la différence des pressionsextrêmes.
2. Dispositif selon la revendication 1 caractérisé par le fait qu'un second dispositif soustracteur soustrait du signal analogique de volume obtenu dans l'intégrateur de signal de débit, le signal analogique proportionnel à la différence des pressions extrêmes corrigeant ainsi la mesure en fonction de l'excès de volume de gaz correspondant a la différence de volume d gaz con-tenu dans les canalisations aux pressions extrêmes lorsque ce gaz est ramené à la pression atmosphérique.
3. Dispositif selon la revendication 2 caractérisé par le fait que le premier dispositif soustracteur est constitué par un inverseur sur l'un des circuits parallèles et un additionneur vers lequel convergent lesdits circuits.
4. Dispositif selon l'unedes revendications 1 à 3 carac-térisé par le fait qu'un dispositif potentiométrique est intercalé
entre les dispositifs soustracteurs permettant un réglage du signal de différence de pression le réndant proportionnel au volume des canalisations utilisées.
entre les dispositifs soustracteurs permettant un réglage du signal de différence de pression le réndant proportionnel au volume des canalisations utilisées.
5. Dispositif selon la revendication 1 caractérisé par le fait que deux intégrateurs sont montés en parallèle, l'un intégrant sur une durée donnée, l'autre sur un cycle respiratoire, ce dernier intégrateur étant remis a zéro par un détecteur re-cevant le signal émis par le capteur de débit, les deux inté-grateurs étant suivis de deux seconds soustracteurs recevant le signal de variation de volume du gaz du système de canalisation ce signal passant préalablement, pour le circuit donnant la mesure de volume sur une durée donnée, par un multiplicateur qui multi-plie ledit signal de différence des pressions extrêmes par le nombre de cycles pendant ladite durée.
6. Dispositif selon la revendication 5 caractérisé par le fait que le nombre de cycles pendant ladite durée est donné par un dispositif de comptage des impulsions de remise à zéro émise par le détecteur.
7. Respirateurs artificiels munis d'un dispositif spiromé-trique selon les revendications 1, 5 ou 6.
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR7528561A FR2324284A1 (fr) | 1975-09-18 | 1975-09-18 | Spirometre a correction de pression |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CA1080079A true CA1080079A (fr) | 1980-06-24 |
Family
ID=9160120
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CA261,491A Expired CA1080079A (fr) | 1975-09-18 | 1976-09-17 | Spirometre a correction de pression |
Country Status (13)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4078554A (fr) |
| JP (1) | JPS5237467A (fr) |
| BE (1) | BE846311A (fr) |
| BR (1) | BR7606146A (fr) |
| CA (1) | CA1080079A (fr) |
| DD (1) | DD126535A5 (fr) |
| DE (1) | DE2641289C3 (fr) |
| ES (1) | ES451639A1 (fr) |
| FR (1) | FR2324284A1 (fr) |
| GB (1) | GB1555674A (fr) |
| IT (1) | IT1070021B (fr) |
| NL (1) | NL7609862A (fr) |
| SE (1) | SE418244B (fr) |
Families Citing this family (41)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4241739A (en) * | 1978-11-13 | 1980-12-30 | C. R. Bard, Inc. | Volume calculator for incentive spirometer |
| DE3021326A1 (de) * | 1980-06-06 | 1981-12-17 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Einrichtung zur messung von mindestens zwei pneumatischen lungenparametern und messverfahren hierzu |
| DD211221A3 (de) * | 1981-12-15 | 1984-07-04 | Medizin Labortechnik Veb K | Elektronische steuerung fuer beatmungsgeraete |
| DE3581397D1 (de) * | 1985-04-01 | 1991-02-21 | Cosmed Srl | Tragbares atemueberwachungsgeraet zur telemetrie von messwerten einer datenverarbeitungszentrale. |
| US4971049A (en) * | 1989-11-06 | 1990-11-20 | Pulsair, Inc. | Pressure sensor control device for supplying oxygen |
| US5241469A (en) * | 1990-07-25 | 1993-08-31 | Micro Development Technologies, Inc. | Method and apparatus for automated spirometry data acquisition and processing |
| DE4038871A1 (de) * | 1990-12-03 | 1992-06-04 | Peter Dr Sc Techn Schaller | Steuerung fuer ein beatmungsgeraet |
| US6790178B1 (en) | 1999-09-24 | 2004-09-14 | Healthetech, Inc. | Physiological monitor and associated computation, display and communication unit |
| US20010044588A1 (en) * | 1996-02-22 | 2001-11-22 | Mault James R. | Monitoring system |
| DE19706092C2 (de) * | 1997-02-17 | 2000-02-24 | Map Gmbh | Verfahren für das Schalten in die Ein- oder Ausatmungsphase bei einem CPAP-Therapiegerät |
| US6309360B1 (en) | 1997-03-17 | 2001-10-30 | James R. Mault | Respiratory calorimeter |
| US6572561B2 (en) | 1998-01-16 | 2003-06-03 | Healthetech, Inc. | Respiratory calorimeter |
| CA2320238C (fr) | 1998-02-05 | 2011-08-23 | James R. Mault | Calorimetre metabolique mettant en application une analyse de gaz respiratoire |
| JP2002522104A (ja) | 1998-08-03 | 2002-07-23 | ジェームズ アール モールト | 吐息ガス質量の測定を用いた呼吸ガス分析方法および装置 |
| US6406435B1 (en) | 1998-11-17 | 2002-06-18 | James R. Mault | Method and apparatus for the non-invasive determination of cardiac output |
| CA2372658A1 (fr) | 1999-05-10 | 2000-11-16 | James R. Mault | Moniteur du debit cardiaque par les voies aeriennes et procedes d'utilisation correspondant |
| US6468222B1 (en) * | 1999-08-02 | 2002-10-22 | Healthetech, Inc. | Metabolic calorimeter employing respiratory gas analysis |
| US6899684B2 (en) * | 1999-08-02 | 2005-05-31 | Healthetech, Inc. | Method of respiratory gas analysis using a metabolic calorimeter |
| CA2387124A1 (fr) | 1999-10-08 | 2001-04-26 | Healthetech, Inc. | Systeme integre de gestion des echanges caloriques |
| US6612306B1 (en) | 1999-10-13 | 2003-09-02 | Healthetech, Inc. | Respiratory nitric oxide meter |
| US6629934B2 (en) | 2000-02-02 | 2003-10-07 | Healthetech, Inc. | Indirect calorimeter for medical applications |
| US6482158B2 (en) | 2000-05-19 | 2002-11-19 | Healthetech, Inc. | System and method of ultrasonic mammography |
| WO2001089368A2 (fr) * | 2000-05-25 | 2001-11-29 | Healthetech, Inc. | Suivi physiologique a l'aide d'un dispositif se portant au poignet |
| EP1283689A4 (fr) * | 2000-05-25 | 2005-03-09 | Healthetech Inc | Procede de perte de poids utilisant des parametres reposant sur l'activite physique |
| EP1289417A4 (fr) * | 2000-06-07 | 2005-06-15 | Healthetech Inc | Analyseur d'haleine pour detecter la presence de cetones |
| AU2001272009A1 (en) * | 2000-06-16 | 2001-12-24 | Healthetech, Inc. | Speech recognition capability for a personal digital assistant |
| US20020047867A1 (en) * | 2000-09-07 | 2002-04-25 | Mault James R | Image based diet logging |
| AU2001296456A1 (en) | 2000-09-29 | 2002-04-08 | Healthetech, Inc. | Indirect calorimetry system |
| US20020133378A1 (en) * | 2000-10-13 | 2002-09-19 | Mault James R. | System and method of integrated calorie management |
| US6607387B2 (en) | 2000-10-30 | 2003-08-19 | Healthetech, Inc. | Sensor system for diagnosing dental conditions |
| US20020055857A1 (en) * | 2000-10-31 | 2002-05-09 | Mault James R. | Method of assisting individuals in lifestyle control programs conducive to good health |
| WO2002071017A2 (fr) * | 2001-03-02 | 2002-09-12 | Healthetech, Inc. | Systeme et procede de mesure de vitesse de metabolisme |
| US20030023181A1 (en) * | 2001-07-26 | 2003-01-30 | Mault James R. | Gas analyzer of the fluorescent-film type particularly useful for respiratory analysis |
| US20030130595A1 (en) * | 2001-08-13 | 2003-07-10 | Mault James R. | Health improvement systems and methods |
| US20030130567A1 (en) * | 2002-01-09 | 2003-07-10 | Mault James R. | Health-related devices and methods |
| US20030105407A1 (en) * | 2001-11-30 | 2003-06-05 | Pearce, Edwin M. | Disposable flow tube for respiratory gas analysis |
| US20030152607A1 (en) * | 2002-02-13 | 2003-08-14 | Mault James R. | Caloric management system and method with voice recognition |
| AU2003223420A1 (en) * | 2002-04-01 | 2003-10-20 | Healthetech, Inc. | System and method of determining an individualized drug administration dosage |
| USD478660S1 (en) | 2002-07-01 | 2003-08-19 | Healthetech, Inc. | Disposable mask with sanitation insert for a respiratory analyzer |
| US7618378B2 (en) * | 2005-06-13 | 2009-11-17 | The University Of Vermont And State Agricultural College | Breath biofeedback system and method |
| US8882668B2 (en) | 2007-11-19 | 2014-11-11 | Elizabeth S. Thompson | Method and process for body composition management |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3006336A (en) * | 1957-07-22 | 1961-10-31 | Custom Engineering And Dev Co | Servo-spirometer |
| DE1566160C3 (de) * | 1967-11-10 | 1974-01-03 | Siemens Ag, 1000 Berlin U. 8000 Muenchen | Kabine für die Ganzkörperplethysmographie |
| US3605729A (en) * | 1970-04-13 | 1971-09-20 | Respiratory Bioelectronics Sys | Fluid flow meter system |
| US3759249A (en) * | 1971-08-19 | 1973-09-18 | Nasa | Respiratory analysis system and method |
| US3799149A (en) * | 1972-12-26 | 1974-03-26 | Nasa | Metabolic analyzer |
| US3946729A (en) * | 1974-10-17 | 1976-03-30 | Hewlett-Packard Company | Ventilator patient monitor |
-
1975
- 1975-09-18 FR FR7528561A patent/FR2324284A1/fr active Granted
-
1976
- 1976-09-03 NL NL7609862A patent/NL7609862A/xx not_active Application Discontinuation
- 1976-09-06 GB GB36756/76A patent/GB1555674A/en not_active Expired
- 1976-09-14 DE DE2641289A patent/DE2641289C3/de not_active Expired
- 1976-09-15 US US05/723,343 patent/US4078554A/en not_active Expired - Lifetime
- 1976-09-15 DD DD194797A patent/DD126535A5/xx unknown
- 1976-09-16 BR BR7606146A patent/BR7606146A/pt unknown
- 1976-09-17 CA CA261,491A patent/CA1080079A/fr not_active Expired
- 1976-09-17 BE BE1007635A patent/BE846311A/fr not_active IP Right Cessation
- 1976-09-17 JP JP51110946A patent/JPS5237467A/ja active Pending
- 1976-09-17 IT IT27325/76A patent/IT1070021B/it active
- 1976-09-17 ES ES451639A patent/ES451639A1/es not_active Expired
- 1976-09-17 SE SE7610356A patent/SE418244B/xx unknown
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5237467A (en) | 1977-03-23 |
| IT1070021B (it) | 1985-03-25 |
| DD126535A5 (fr) | 1977-07-20 |
| FR2324284B1 (fr) | 1978-06-23 |
| BR7606146A (pt) | 1977-06-21 |
| ES451639A1 (es) | 1977-07-16 |
| FR2324284A1 (fr) | 1977-04-15 |
| NL7609862A (nl) | 1977-03-22 |
| DE2641289B2 (de) | 1980-08-28 |
| DE2641289A1 (de) | 1977-10-20 |
| BE846311A (fr) | 1977-03-17 |
| US4078554A (en) | 1978-03-14 |
| GB1555674A (en) | 1979-11-14 |
| SE418244B (sv) | 1981-05-18 |
| SE7610356L (sv) | 1977-03-19 |
| DE2641289C3 (de) | 1981-08-27 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CA1080079A (fr) | Spirometre a correction de pression | |
| Comroe JR et al. | Design of a body plethysmograph for studying cardiopulmonary physiology | |
| EP0344280B1 (fr) | Procédé de fonctionnement d'un dispositif de ventilation artificielle et un tel dispositif | |
| CA1327022C (fr) | Rein artificiel avec dispositif de controle des quantites de liquide circulant dans le circuit de liquide de dialyse | |
| FR2894486A1 (fr) | Dispositif de mesure de la concentration de xenon et appareil d'anesthesie ventilatoire utilisant le xenon | |
| DK145977B (da) | Apparat til kontinuerlig maaling af co2-indholdet i aandedraetsluft | |
| CA2232083A1 (fr) | Estimation du debit et compensation des oscillations de pression dues au debit dans le traitement par ventilation en pression positive continue et la respiration assistee | |
| US4069420A (en) | Optical gas analyzer | |
| EP2803379B1 (fr) | Appareil de ventilation artificielle à capteur de pression absolue et capteur de pression différentielle | |
| MX2022008188A (es) | Métodos y aparato de medición del sensor de aliento. | |
| US20180235511A1 (en) | Systems and methods for concomitant co2 sampling and 02 delivery | |
| EP0932036B1 (fr) | Perméamètre à large plage de mesure | |
| CA2085990A1 (fr) | Appareil d'irrigation controlee des cavites naturelles du corps | |
| WO2009153468A9 (fr) | Amelioration de la precision de mesure de la teneur en xenon dans un appareil d'anesthesie ventilatoire | |
| FR2672793A1 (fr) | Procede et dispositif de mesure des proprietes acoustiques passives du poumon. | |
| JPS6311619B2 (fr) | ||
| JPS59176643A (ja) | 弁微少リ−ク量測定装置 | |
| FR2506022A1 (fr) | Appareil de mesure de la concentration d'alcool dans l'air expire | |
| FR2692772A1 (fr) | Spiromètre débitmétrique, apte à mesurer la capacité résiduelle pulmonaire. | |
| FR2664487A1 (fr) | Systeme pour l'analyse de parametres de la respiration pendant le sommeil. | |
| GB2463308A (en) | Rebreather respiratory loop failure detector incorporating a carbon dioxide sensor | |
| CN106872119B (zh) | 采集焚烧烟气中持续有机污染物装置密封性的自检方法 | |
| BE883449A (fr) | Dispositif destine a l'inhalation d'allergenes pour la mesure de la resistance des voies respiratoires | |
| JP3226146B2 (ja) | 活性炭フィルタ | |
| Chakrabarti et al. | A spirometer for the continuous measurement of expired tidal volume |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MKEX | Expiry |