FR3009788A1

FR3009788A1 - OXYGEN THERAPY EQUIPMENT

Info

Publication number: FR3009788A1
Application number: FR1358133A
Authority: FR
Inventors: Angelo Augusto; Philippe Bernard; Amelie Carron; Geraldine Thiebaut; Claude Weber
Original assignee: Air Liquide SA; LAir Liquide SA pour lEtude et lExploitation des Procedes Georges Claude
Current assignee: Air Liquide SA; LAir Liquide SA pour lEtude et lExploitation des Procedes Georges Claude
Priority date: 2013-08-23
Filing date: 2013-08-23
Publication date: 2015-02-27

Abstract

L' invention concerne un équipement d' oxygénothérapie comprenant une canule nasale (20) apte à et conçue pour être portée au niveau du nez d'un patient (30) de manière à distribuer un gaz respiratoire aux narines dudit patient (30), ladite canule nasale (20) étant alimentée en gaz par un conduit flexible d'amenée (21) de gaz respiratoire, et un dispositif de mesure et de traitement de données (1) comprenant un passage interne (13) de gaz raccordé fluidiquement audit conduit flexible d'amenée (21) de gaz, des moyens de mesure de pression (2) permettant de déterminer au moins une valeur de pression (P) instantanée relative à l' atmosphère par mesure de la pression du gaz dans ledit passage (13), des moyens de mesure de débit (3) permettant de déterminer au moins une valeur de débit (Q) instantané par mesure du débit du gaz dans ledit passage (13), et des moyens de traitement des données (5) mettant en œuvre au moins un algorithme d'analyse (6) apte à et conçu pour traiter les valeurs de pression instantanée (P) et de débit instantané (Q) déterminées par les moyens de mesure de pression (2) et les moyens de mesure de débit (3) et en déduire au moins une estimation de la valeur de pression instantanée (PPat) de gaz s'exerçant au niveau de ladite canule nasale (20).An oxygen therapy equipment includes a nasal cannula (20) adapted and adapted to be worn at the nose of a patient (30) to deliver a breathing gas to the nostrils of said patient (30), said nasal cannula (20) being supplied with gas by a flexible duct (21) for supplying breathing gas, and a measuring and data-processing device (1) comprising an internal passage (13) of gas fluidly connected to said flexible duct supplying (21) gas, pressure measuring means (2) for determining at least one instantaneous pressure value (P) relative to the atmosphere by measuring the pressure of the gas in said passage (13), flow measurement means (3) for determining at least one instantaneous flow rate (Q) by measuring the gas flow in said passage (13), and data processing means (5) implementing at least an analysis algorithm (6) suitable for and designed for processing the instantaneous pressure (P) and instantaneous flow rate (Q) values determined by the pressure measuring means (2) and the flow measuring means (3) and deriving at least one estimate of the pressure value instantaneous (PPat) gas exerted at said nasal cannula (20).

Description

L'invention concerne un équipement de suivi d'un traitement d'oxygénothérapie à domicile permettant de déterminer la pression patient que celui-ci soit alimenter en gaz par une canule à tuyau d'alimentation unique ou double, de manière à pouvoir en déduire la respiration du patient, la fréquence respiratoire et/ou l'efficacité du traitement. L'oxygénothérapie est un traitement consistant à administrer à un patient en ayant besoin, 10 un gaz riche en oxygène, par exemple de l'oxygène pur ou un mélange 02/air (teneur en 02 > 21% vol), de manière à maintenir ou à rétablir son taux d'oxygène sanguin. L'oxygénothérapie permet d'accompagner les patients souffrant de certaines pathologies respiratoires, telles les broncho-pneumopathies chroniques obstructives (BPCO), et d'améliorer ainsi leur qualité et leur espérance de vie. 15 Le traitement par oxygénothérapie est généralement mis en oeuvre à domicile, c'est-à-dire chez le patient. Dès lors, assurer un suivi des patients à domicile est nécessaire, voire primordial, de manière à pouvoir évaluer l'efficacité réelle du traitement laquelle est étroitement liée à la durée de consommation d'oxygène quotidienne par les patients, c'est-à-dire la durée pendant laquelle il prend effectivement son traitement d'oxygénothérapie pendant la journée. 20 Pour ce faire, des dispositifs de suivi et de télésurveillance ont déjà été proposés. Certains dispositifs mesurent le débit gazeux dans le circuit d'oxygène reliant la source d'oxygène au patient. Le signal de débit leur permet de détecter la présence d'un débit d'oxygène et de mesurer le débit délivré par la source. D'autres dispositifs mesurent la pression dans le circuit d'oxygène reliant la source au 25 patient. Une analyse fine du signal de pression leur permet de détecter la présence d'un débit d'oxygène et dans certains cas, c'est-à-dire pour certaines sources et à certains débits, la respiration du patient. D'autres dispositifs encore se branchent uniquement sur une canule nasale ou lunettes respiratoires du type à double lumen, c'est-à-dire comprenant deux branches distinctes, l'oxygène 30 circulant dans l'une des branches, l'autre branche étant reliée au capteur de pression d'un ventilateur.The invention relates to equipment for monitoring an oxygen treatment at home to determine the patient pressure that it is fed gas by a cannula single or double feed pipe, so as to deduce the patient breathing, respiratory rate and / or treatment efficacy. Oxygen therapy is a treatment consisting in administering to a patient in need, an oxygen-rich gas, for example pure oxygen or a 02 / air mixture (O 2 content> 21% vol), so as to maintain or to restore his blood oxygen level. Oxygen therapy can help patients with certain respiratory conditions, such as chronic obstructive pulmonary disease (COPD), and improve their quality and life expectancy. The treatment with oxygen therapy is generally carried out at home, that is to say in the patient. Therefore, monitoring patients at home is necessary, even essential, in order to be able to evaluate the real effectiveness of the treatment which is closely related to the duration of daily oxygen consumption by the patients, that is to say tell how long he actually takes his oxygen therapy during the day. To this end, monitoring and remote monitoring devices have already been proposed. Some devices measure the gas flow in the oxygen circuit connecting the oxygen source to the patient. The flow signal enables them to detect the presence of an oxygen flow rate and to measure the flow delivered by the source. Other devices measure the pressure in the oxygen circuit connecting the source to the patient. A fine analysis of the pressure signal enables them to detect the presence of a flow of oxygen and in some cases, that is to say, for certain sources and at certain flow rates, the breathing of the patient. Still other devices are connected only to a nasal cannula or respiratory goggles of the double lumen type, that is to say comprising two distinct branches, the oxygen flowing in one of the branches, the other branch being connected to the pressure sensor of a fan.

Cependant, ces dispositifs présentent un certain nombre d'inconvénients. Beaucoup de ces dispositifs ont un mode de fonctionnement reposant sur la mesure en un seul point, c'est-à-dire près de la source de gaz ou au milieu du conduit de la canule, principalement de la pression gazeuse. Dès lors, le signal de débit de gaz venant de la source de gaz et le signal de respiration du patient qui est formé d'une alternance de phases inspiratoires et de phases expiratoires, sont souvent difficiles à séparer. Ceci oblige à utiliser des plages de fonctionnement réduites et conduit à de fortes imprécisions ou incertitudes de mesure. Par exemple, le patient peut être considéré par l'appareil de suivi comme 'présent' alors qu'en réalité, il n'y a que la source de gaz de branchée et que le patient est absent et/ou non relié au système de délivrance de gaz. Les autres dispositifs utilisent des canules doubles lumen. Or, les canules à double lumen, du fait de leur coût élevé, sont peu utilisées et sont bien moins diversifiées que les canules à simple lumen, i.e. à conduit unique. De plus, certaines sources d'oxygène avec distribution d'oxygène via une valve à la demande, nécessitent d'être reliées au deuxième conduit d'une canule à double lumen et, dans ce cas, l'appareil de suivi ne peut pas être utilisé car le deuxième conduit n'est pas connecté au capteur de pression embarqué et l'appareil ne détecte plus la respiration du patient. Le problème qui se pose alors est de proposer un équipement amélioré de suivi d'un traitement d'oxygénothérapie à domicile amélioré qui permette de résoudre tout ou partie des problèmes susmentionnés, en particulier qui permette de déterminer la pression patient que celui- ci soit alimenter en gaz par une canule à tuyau d'alimentation unique ou double, de manière à pouvoir en déduire la respiration du patient, la fréquence respiratoire et/ou l'efficacité du traitement. La solution de l'invention porte sur un équipement de suivi d'un traitement 25 d'oxygénothérapie à domicile, appelé plus simplement équipement d'oxygénothérapie, comprenant : a) une canule nasale, encore appelée « lunettes respiratoires », apte à et conçue pour être portée par un patient de manière à distribuer un gaz respiratoire aux narines dudit patient, ladite canule nasale étant alimentée en gaz par un conduit flexible d'amenée de gaz respiratoire, et 30 b) un dispositif de mesure et de traitement de données comprenant : - un passage interne de gaz raccordé fluidiquement audit conduit flexible d'amenée de gaz, - des moyens de mesure de pression permettant de déterminer au moins une valeur de pression P instantanée relative par mesure de la pression du gaz dans ledit passage, - des moyens de mesure de débit permettant de déterminer au moins une valeur de débit Q instantané par mesure du débit du gaz dans ledit passage, - des moyens de traitement des données mettant en oeuvre au moins un algorithme d'analyse apte à et conçu pour traiter les valeurs de pression instantanée P et de débit instantané Q déterminées par les moyens de mesure de pression et les moyens de mesure de débit et en déduire au moins une estimation de la valeur instantanée de pression PPat de gaz s'exerçant au niveau de ladite canule nasale.However, these devices have a number of disadvantages. Many of these devices have a mode of operation based on measurement at a single point, that is to say near the gas source or in the middle of the duct of the cannula, mainly the gas pressure. Therefore, the gas flow signal from the gas source and the patient's breathing signal which is formed by alternating inspiratory and expiratory phases are often difficult to separate. This requires the use of reduced operating ranges and leads to high inaccuracies or measurement uncertainties. For example, the patient may be considered by the tracking device as 'present' when in reality there is only the source of branch gas and the patient is absent and / or unrelated to the monitoring system. gas delivery. Other devices use dual lumen cannulas. However, because of their high cost, double lumen cannulas are little used and are much less diversified than single lumen, i.e. single duct cannulas. In addition, some oxygen sources with oxygen delivery via a demand valve need to be connected to the second conduit of a double lumen cannula and, in this case, the tracking device can not be used because the second conduit is not connected to the on-board pressure sensor and the device no longer detects the patient's breathing. The problem then is to propose an improved equipment for monitoring an improved home oxygen treatment that will solve all or some of the problems mentioned above, in particular to determine the patient pressure that it is feeding. in gas by a cannula single or double feed pipe, so as to deduce the breathing of the patient, the respiratory rate and / or the effectiveness of treatment. The solution of the invention relates to equipment for monitoring an oxygen treatment at home, more simply called oxygen therapy equipment, comprising: a) a nasal cannula, also called "respiratory goggles", suitable for and designed for being carried by a patient so as to deliver a breathing gas to the nostrils of said patient, said nasal cannula being supplied with gas by a flexible breathing gas supply line, and b) a measuring and data processing device comprising an internal gas passage fluidly connected to said flexible gas supply duct; pressure measuring means making it possible to determine at least one relative instantaneous pressure value P by measuring the pressure of the gas in said passage; flow measurement means for determining at least one instantaneous flow rate value Q by measuring the flow rate of the gas in said passage; using at least one analysis algorithm adapted to and designed to process the instantaneous pressure P and instantaneous flow rate values Q determined by the pressure measuring means and the flow measurement means and to deduce from them at least one estimate the instantaneous pressure value PPat of gas exerted at the level of said nasal cannula.

En fait, le dispositif de mesure et de traitement de données de l'équipement selon l'invention permet de réaliser une estimation de la valeur instantanée de pression PPat s'exerçant au niveau de ladite canule nasale, c'est-à-dire de la pression relative (par rapport à la pression de l'atmosphère) qui règne à l'extrémité de la canule qui est soit la pression narinaire si la canule est portée par le patient (qui respire et donc expulse du gaz sous pression par ses narines), soit la pression atmosphérique si la canule n'est pas portée. Dans le cadre de la présente invention, on parle de pression relative pour désigner une pression mesurée ou estimée par différence avec la pression atmosphérique (qui est de l'ordre de 1 bar ou 101325 Pa), c'est-à-dire par rapport à la pression atmosphérique. En d'autres termes, le dispositif de mesure et de traitement de données de l'équipement selon l'invention estime la pression instantanée au niveau de la canule nasale ou PPat qui représente la pression relative du gaz, c'est-à-dire la pression gazeuse par rapport à celle de l'atmosphère, qui s'exerce à l'extrémité de la canule, ce qui permet de déterminer quand le patient utilise bien son traitement d'oxygénothérapie et quand il ne le fait pas et ce, que la source de gaz respiratoire débite ou non du gaz respiratoire dans la canule nasale.In fact, the device for measuring and processing data of the equipment according to the invention makes it possible to make an estimate of the instantaneous value of pressure PPat exerted at the level of said nasal cannula, that is to say of the relative pressure (relative to the pressure of the atmosphere) at the end of the cannula which is either the nose pressure if the cannula is carried by the patient (who breathes and therefore expels gas under pressure through his nostrils) ), the atmospheric pressure if the cannula is not worn. In the context of the present invention, relative pressure is used to designate a pressure measured or estimated by difference with atmospheric pressure (which is of the order of 1 bar or 101325 Pa), that is to say relative to at atmospheric pressure. In other words, the device for measuring and processing data of the equipment according to the invention estimates the instantaneous pressure at the level of the nasal cannula or PPat which represents the relative pressure of the gas, that is to say gas pressure relative to that of the atmosphere, which is exerted at the end of the cannula, which makes it possible to determine when the patient is using his oxygen therapy well and when he does not do so, and the respiratory gas source does or does not release respiratory gas into the nasal cannula.

Selon le cas, l'invention peut comprendre l'une ou plusieurs des caractéristiques techniques suivantes : - le dispositif de mesure et de traitement de données comprend des moyens de filtrage de signal. - les moyens de traitement des données du dispositif de mesure et de traitement de données sont aptes à et conçus pour estimer au moins une valeur de résistance pneumatique R de la canule en calculant le rapport suivant : R = Pmoy / Qmoy où : . Pmoy est une valeur de pression obtenue par filtrage par lesdits moyens de filtrage de signal d'au moins une valeur de pression instantanée P mesurée par les moyens de mesure de pression, et . Qmoy est une valeur de débit obtenue par filtrage par lesdits moyens de filtrage de signal d'au moins une valeur du débit instantané Q mesurée par les moyens de mesure de débit. - les moyens de traitement des données du dispositif de mesure et de traitement de données sont aptes à et conçus pour affecter à PPat, la valeur de pression instantanée P mesurée (PPat = P), lorsque Qmoy < Qmini où Qmini est une valeur-seuil minimale non nulle préfixée. En d'autres termes, le calcul de la résistance R n'est réalisé que si la valeur moyenne du débit Qmoy a une valeur supérieure à une valeur de seuil Qmini fixée, avec Qmini > 0, car dans le cas contraire, c'est-à-dire lorsque Qmoy < Qmini, la valeur de Ppat est obtenue directement par affectation de la valeur de pression instantanée P mesurée, soit : PPat = P. - les moyens de filtration de signal comprennent un filtre passe-bas, de préférence un filtre 15 passe-bas ayant un temps de réponse d'une durée D donnée avec D < 1 minute. - les moyens de traitement des données sont aptes à et conçus pour estimer au moins une valeur de pression instantanée Ppat s'exerçant à un instant t donné, au niveau de ladite canule nasale à partir de ladite valeur de résistance pneumatique R en calculant la différence suivante : Ppat = P - AP avec AP = R x Q 20 où : . P est une valeur de pression instantanée mesurée à l'instant t par les moyens de mesure de pression, et . Q est une valeur de débit instantané mesurée à l'instant t par les moyens de mesure de débit. 25 - les moyens de mesure de débit comprennent un capteur de pression différentielle et un moyen apte à créer une perte de charge dans ledit passage. - le dispositif de mesure et de traitement de données comprend en outre des moyens de fourniture de courant électrique, en particulier une ou plusieurs piles ou batteries électriques. - le dispositif de mesure et de traitement de données comprend en outre des moyens de 30 mémorisation, en particulier une carte mémoire extractible ou non. - le dispositif de mesure et de traitement de données comprend en outre des moyens de communication, en particulier une antenne radiofréquence. - les moyens de mesure de débit et de pression, les moyens de traitement des données, les moyens de fourniture de courant électrique, les moyens de mémorisation et les moyens de communication sont agencés dans un boitier unique, ledit boitier étant traversé dans le passage interne. - il comprend une source de gaz respiratoire reliée fluidiquement au passage interne de gaz du dispositif de mesure et de traitement de données. - le passage interne de gaz du dispositif de mesure et de traitement de données est alimenté en gaz par une ligne d'amenée de gaz, par exemple un conduit de gaz, reliée fluidiquement à la source de gaz respiratoire. - la source de gaz respiratoire délivre de l'oxygène en une proportion volumique d'au moins 21 % vol. - la source de gaz respiratoire est une bouteille d'oxygène. - la source de gaz respiratoire est un concentrateur d'oxygène portable ou portatif - la source de gaz respiratoire est une réserve d'oxygène liquide. - les moyens de communication comprennent un module émetteur associé à une antenne émettrice, en particulier aptes à et conçus pour opérer une communication radiofréquence en mode GPRS. - le dispositif de mesure et de traitement de données (1) comprend en outre des moyens de filtrage de signal, et les moyens de traitement des données (5) sont aptes à et conçus pour estimer au moins une valeur de résistance pneumatique quadratique (Rquad) de la canule (20) en calculant le rapport suivant : R = Pmoy / Q2moy Où: . Pmoy est une valeur de pression obtenue par filtrage par lesdits moyens de filtrage de signal d'au moins une valeur de pression instantanée (P) mesurée par les moyens de mesure de pression (2), et . Q2moy est la valeur moyenne du carré de la valeur de débit obtenue par filtrage par lesdits moyens de filtrage de signal d'au moins une valeur du débit instantané Q mesurée par les moyens de mesure de débit (3). - les moyens de filtration de signal comprennent un filtre passe-bas, de préférence un filtre passe-bas ayant un temps de réponse d'une durée D donnée avec D < 1 minute. - les moyens de traitement des données (5) sont aptes à et conçus pour estimer au moins une valeur de pression instantanée (Ppat) s'exerçant à un instant t donné, au niveau de ladite canule nasale à partir de ladite valeur de résistance pneumatique (R) en calculant la différence suivante : Ppat = P - 4P avec 4P = Rquad x Q2 Où: . P est une valeur de pression instantanée mesurée à l'instant t par les moyens de mesure de pression (2), et . Q est une valeur de débit instantané mesurée à l'instant t par les moyens de mesure de débit (3). La présente invention va maintenant être mieux comprise grâce aux explications suivantes données en références aux Figures annexées parmi lesquelles : - la Figure 1 représente un mode de réalisation de l'architecture d'un dispositif de mesure et de traitement de données d'un équipement d'oxygénothérapie selon la présente invention ; - les Figures 2a et 2b schématisent l'équipement d'oxygénothérapie selon la présente invention montré porté par un patient en association avec des lunettes respiratoires à simples ou à doubles lumen ; - la Figure 3 schématise les différents signaux de pression générés par la source de gaz (02) et par la respiration du patient, et le signal de pression qui peut être mesuré par le dispositif selon la présente invention ; - les Figures 4 à 11 représentent des courbes de simulation obtenues selon l'invention. La Figure 1 schématise un mode de réalisation de l'architecture d'un dispositif de mesure et de traitement de données 1 d'un équipement d'oxygénothérapie selon l'invention permettant d'assurer un suivi de l'observance d'un traitement d'oxygénothérapie chez un patient 30. Plus précisément, le dispositif de mesure et de traitement de données 1 de l'équipement d'oxygénothérapie selon la présente invention comprend un boitier 11 traversé par un passage interne 13 de gaz, tel un conduit de gaz, raccordé fluidiquement, en amont, à une canalisation d'alimentation en gaz 22 véhiculant un gaz respiratoire contenant de l'oxygène issu d'une source de gaz respiratoire, telle une bouteille d'oxygène ou un ventilateur, et, en aval, à un conduit flexible 21 d'amenée de gaz au patient 30 permettant d'alimenter une canule nasale 20, comme expliqué ci-après. Le boitier 11 du dispositif de mesure et de traitement de données 1 comprend en outre des moyens de mesure de pression 2, tel un capteur de pression, permettant de déterminer au moins une valeur de pression P instantanée relative à l'atmosphère par mesure de la pression du gaz dans le passage 13, ainsi que des moyens de mesure de débit 3 permettant de déterminer au moins une valeur de débit Q instantané par mesure du débit du gaz dans ledit passage 13. De préférence, les moyens de mesure de débit 3 comprennent un capteur de pression différentielle et un moyen apte à créer une perte de charge dans ledit passage 13, par exemple une restriction de diamètre ou analogue, tel un orifice calibré ou un venturi. Sont également prévus des moyens de traitement des données 5, tel microcontrôleur, mettant en oeuvre au moins un algorithme d'analyse 6 pour traiter les valeurs de pression instantanée P et de débit instantané Q déterminées par les moyens de mesure de pression 2 et de débit 3 et en déduire une estimation de la valeur de pression instantanée PPat de gaz s'exerçant au niveau de la canule nasale 20 qui est portée par un patient 30 au niveau du nez dudit patient 30 de manière à distribuer le gaz respiratoire aux narines dudit patient 30. La canule nasale 30 est alimentée en gaz par le conduit flexible d'amenée 21 de gaz respiratoire auquel est raccordé le passage interne 13 du boitier 11. Les mesures de pression et débit opérées par le dispositif de mesure et de traitement de données 1 permettent de détecter l'utilisation du dispositif 1 par le patient 30 et donc l'efficacité du traitement d'oxygénothérapie. Eventuellement, on peut aussi déterminer aussi l'activité physique du patient en incorporant au boitier 11, un dispositif de mesure de l'accélération 4, c'est-à-dire un accéléromètre conçu pour mesurer l'activité physique du patient 30, à savoir temps d'exercice, immobilité, sommeil... Une fois mesurées, ces valeurs mesurées ou données brutes de pression, de débit, et éventuellement d'accélération, sont converties en signaux électriques, puis transmis à l'unité de traitement des données 5, tel un microcontrôleur, qui fait fonctionner un (ou plusieurs) algorithme d'analyse 6 permettant de traiter les données de mesure brutes (pression, débit...) pour obtenir des données de mesure traitées, qui peuvent ensuite être enregistrées par des moyens de mémorisation 8, telle une unité d'enregistrement de données, par exemple une puce mémoire, et/ou peuvent être transmises par des moyens de transmission de données 7. En fait, les moyens de transmission de données 7 sont aptes à et conçus pour transmettre les données de mesure brutes et/ou des données de mesure traitées par l'algorithme d'analyse 6, vers au moins un dispositif de réception de données distant, tel un serveur distant où elles peuvent être traitées, stockées... La transmission par les moyens de transmission de données 7 se fait avec ou sans fil, ou via des supports amovibles. Par exemple, la transmission peut se faire par communication radiofréquence, sur le mode GPRS, par écriture des données sur une carte SD qui peut ensuite être lue sur un PC, par un connecteur sur lequel par exemple un câble USB ou RS232 ou autre peut venir se brancher et relier le dispositif à un ordinateur, ou par un système capable de transmettre automatiquement les données vers le dispositif de réception de données distant, tel un serveur distant. Pour ce faire, les moyens de transmission de données 7 comportent une antenne, un connecteur électronique, un lecteur de carte mémoire ou tout autre système ou dispositif de transmission de données adapté. En résumé, on utilise le dispositif 1 intégrant les moyens de mesure de pression et débit 2, 3 et les moyens de traitement 5 pour traiter ces mesures via un (ou plusieurs) algorithme 6 et en déduire les informations relatives à l'utilisation et à l'efficacité du traitement. Les informations et/ou mesures et/ou de données brutes sont stockées dans des moyens de mémorisation 8. Des moyens de transmission de données 7 permettent de les communiquer ensuite par exemple à un serveur distant au niveau duquel les données peuvent être exploitées, analysées, éditées...par le personnel médical, notamment en vue de produire des rapports, des graphiques, des tableaux ou autres.Depending on the case, the invention may comprise one or more of the following technical characteristics: the measurement and data processing device comprises signal filtering means. the data processing means of the measurement and data processing device are adapted to and designed to estimate at least one pneumatic resistance value R of the cannula by calculating the following ratio: R = Pmoy / Qmoy where: Pmoy is a pressure value obtained by filtering by said signal filtering means of at least one instantaneous pressure value P measured by the pressure measuring means, and. Qmoy is a rate value obtained by filtering by said signal filtering means of at least one instantaneous flow rate value Q measured by the flow measurement means. the data processing means of the measurement and data processing device are capable of and designed to assign to PPat the instantaneous pressure value P measured (PPat = P), when Qmoy <Qmini where Qmini is a threshold value prefixed non-zero minimum. In other words, the calculation of the resistor R is carried out only if the average value of the rate Qmoy has a value greater than a set threshold value Qmini, with Qmini> 0, otherwise it is that is, when Qmoy <Qmini, the value of Ppat is obtained directly by assigning the instantaneous pressure value P measured, ie: PPat = P. - the signal filtration means comprise a low-pass filter, preferably a low-pass filter having a response time of a given duration D with D <1 minute. the data processing means are adapted to and designed to estimate at least one instantaneous pressure value Ppat exerted at a given instant t, at the level of said nasal cannula from said pneumatic resistance value R by calculating the difference following: Ppat = P - AP with AP = R x Q 20 where:. P is an instantaneous pressure value measured at time t by the pressure measuring means, and. Q is an instantaneous flow rate value measured at time t by the flow measurement means. The flow measurement means comprise a differential pressure sensor and means capable of creating a pressure drop in said passage. - The measuring device and data processing further comprises power supply means, in particular one or more batteries or electric batteries. the measuring and data processing device furthermore comprises storage means, in particular an extractable memory card or not. the measurement and data processing device further comprises communication means, in particular a radiofrequency antenna. the means for measuring flow and pressure, the data processing means, the electrical current supply means, the storage means and the communication means are arranged in a single box, the said box being crossed in the internal passage; . - It comprises a source of respiratory gas fluidly connected to the internal gas passage of the measuring device and data processing. - The internal gas passage of the measuring device and data processing is supplied with gas by a gas supply line, for example a gas conduit, fluidly connected to the source of breathing gas. the source of respiratory gas delivers oxygen in a volume proportion of at least 21% vol. the source of respiratory gas is a bottle of oxygen. - the source of breathing gas is a portable or portable oxygen concentrator - the source of breathing gas is a reserve of liquid oxygen. the communication means comprise a transmitter module associated with a transmitting antenna, in particular adapted to and designed to operate a radio frequency communication in GPRS mode. the measurement and data processing device (1) further comprises signal filtering means, and the data processing means (5) are adapted to and designed to estimate at least one quadratic pneumatic resistance value (Rquad ) of the cannula (20) by calculating the following ratio: R = Pmoy / Q2moy Where:. Pmoy is a pressure value obtained by filtering by said signal filtering means of at least one instantaneous pressure value (P) measured by the pressure measuring means (2), and. Q2moy is the average value of the square of the flow rate value obtained by filtering by said signal filtering means of at least one instantaneous flow rate value Q measured by the flow measurement means (3). the signal filtration means comprise a low-pass filter, preferably a low-pass filter having a response time of a given duration D with D <1 minute. the data processing means (5) are adapted to and designed to estimate at least one instantaneous pressure value (Ppat) exerted at a given instant t, at the level of said nasal cannula from said pneumatic resistance value; (R) by calculating the following difference: Ppat = P - 4P with 4P = Rquad x Q2 Where:. P is an instantaneous pressure value measured at time t by the pressure measuring means (2), and Q is an instantaneous flow rate value measured at time t by the flow measurement means (3). The present invention will now be better understood thanks to the following explanations given with reference to the appended figures among which: FIG. 1 represents an embodiment of the architecture of a device for measuring and processing data of a device oxygen therapy according to the present invention; FIGS. 2a and 2b schematize the oxygen therapy equipment according to the present invention shown worn by a patient in combination with single or double lumen respiratory goggles; FIG. 3 schematizes the different pressure signals generated by the gas source (02) and the patient's breathing, and the pressure signal that can be measured by the device according to the present invention; FIGS. 4 to 11 represent simulation curves obtained according to the invention. FIG. 1 schematizes an embodiment of the architecture of a device for measuring and processing data 1 of oxygen therapy equipment according to the invention making it possible to monitor compliance with a treatment of In particular, the measurement and data processing device 1 of the oxygen therapy equipment according to the present invention comprises a housing 11 traversed by an internal passage 13 of gas, such as a gas conduit, fluidly connected, upstream, to a gas supply pipe 22 conveying a breathing gas containing oxygen from a source of breathing gas, such as an oxygen cylinder or a fan, and, downstream, to a flexible conduit 21 for supplying gas to the patient 30 for feeding a nasal cannula 20, as explained below. The housing 11 of the measurement and data processing device 1 further comprises pressure measuring means 2, such as a pressure sensor, making it possible to determine at least one instantaneous pressure value P relative to the atmosphere by measuring the pressure. gas pressure in the passage 13, as well as flow measurement means 3 for determining at least one instantaneous flow rate value Q by measuring the flow rate of the gas in said passage 13. Preferably, the flow measurement means 3 comprise a differential pressure sensor and means capable of creating a pressure drop in said passage 13, for example a diameter restriction or the like, such as a calibrated orifice or a venturi. Data processing means 5 are also provided, such as a microcontroller, implementing at least one analysis algorithm 6 for processing the instantaneous pressure P and instantaneous flow rate values determined by the pressure measurement 2 and flow rate measurement means. 3 and deduce therefrom an estimate of the instantaneous pressure value PPat of gas exerted at the nasal cannula 20 which is carried by a patient 30 at the nose of said patient 30 so as to deliver the respiratory gas to the nostrils of said patient 30. The nasal cannula 30 is supplied with gas by the flexible duct 21 for breathing gas to which is connected the internal passage 13 of the housing 11. The pressure and flow measurements made by the measuring device and data processing 1 detect the use of the device 1 by the patient 30 and thus the effectiveness of the oxygen therapy treatment. Optionally, it is also possible to determine also the physical activity of the patient by incorporating in the housing 11, an acceleration measuring device 4, that is to say an accelerometer designed to measure the physical activity of the patient 30, to knowing the exercise time, stillness, sleep ... Once measured, these measured values or raw data of pressure, flow, and possibly acceleration, are converted into electrical signals and then transmitted to the data processing unit. 5, such as a microcontroller, which operates one (or more) analysis algorithm 6 for processing the raw measurement data (pressure, flow ...) to obtain processed measurement data, which can then be recorded by storage means 8, such as a data storage unit, for example a memory chip, and / or can be transmitted by data transmission means 7. In fact, the data transmission means 7 are adapted to and designed to transmit the raw measurement data and / or measurement data processed by the analysis algorithm 6 to at least one remote data receiving device, such as a remote server where they can be processed, stored ... The transmission by the data transmission means 7 is done with or without wire, or via removable media. For example, the transmission can be done by radio frequency communication, in the GPRS mode, by writing data to an SD card which can then be read on a PC, by a connector on which for example a USB cable or RS232 or other can come connect and connect the device to a computer, or by a system capable of automatically transmitting the data to the remote data receiving device, such as a remote server. To do this, the data transmission means 7 comprise an antenna, an electronic connector, a memory card reader or any other suitable data transmission system or device. In summary, the device 1 incorporating the pressure and flow measurement means 2, 3 and the processing means 5 are used to process these measurements via one (or more) algorithm 6 and to deduce the information relating to the use and the effectiveness of the treatment. The information and / or measurements and / or raw data are stored in storage means 8. Data transmission means 7 make it possible to communicate them subsequently for example to a remote server at which the data can be exploited, analyzed, edited ... by medical staff, especially to produce reports, graphs, charts or other.

L'alimentation du système se fait par des moyens de fourniture de courant électrique, tel que (un ou plusieurs) batterie, pile ou accumulateur 9, ayant une autonomie d'au moins 1 an, de préférence supérieure à 1 an, ou peut être rechargeable soit par induction, soit via une prise d' alimentation. Enfin, le dispositif de mesure et de traitement de données 1 est équipé d'un moyen d'information 10 permettant d'informer le patient sur son utilisation du traitement. Ce moyen d'information 10 peut comprendre par exemple soit un ou plusieurs indicateurs lumineux, tel que des LEDs, indiquant au patient lorsqu'il utilise son traitement ou s'il a déjà pris son traitement selon sa prescription, soit un écran digital permettant d'afficher des informations à destination du patient donnant un aperçu de son utilisation quotidienne du traitement et de l'efficacité de son traitement, et permettant éventuellement, et si besoin est, de transmettre aussi au patient des messages visant à le motiver à suivre son traitement. Par ailleurs, les Figures 2a et 2b représentent l'équipement selon l'invention comprenant le dispositif 1 et la canule 20 porté par un patient 30. Comme on le voit, la canule 20 sur agencée sur un dispositif de type lunettes respiratoires à simples 14 ou à double 15 lumen. Comme on le voit, le boitier 1 de mesure et de traitement de données est alimenté en gaz par un tuyau ou conduit d'alimentation 21 véhiculant le gaz respiratoire riche en oxygène issu de la source d'oxygène 12 qui peut être fixe ou portable. Un tuyau flexible 21 permet quant à lui de relier le dispositif 1 aux lunettes respiratoires de type à simple lumen 14 (Figure 2a) ou à double lumen 15 (Figure 2b) alimentant la canule nasale 20 qui délivre le gaz riche en oxygène aux voies aériennes du patient, en particulier aux narines du patient 30. Une double branche peut être nécessaire, lorsque la source d'oxygène 12 le requiert, en particulier lorsqu'elle est équipée d'une valve la demande. Dans ce cas, la branche qui permet la détection est branchée directement sur la source 12 via un connecteur adapté. L'administration de l'oxygène passe quant à elle par le boitier 1 comprenant les capteurs de débit 3 et de pression 2 via le tuyau d'alimentation 22 connecté entre la source 12 et le boitier 1. A noter qu'un humidificateur de gaz (non montré) peut être optionnellement installé en sortie de la source d'oxygène 12. Le dispositif 1 peut être porté autour du coup du patient 30 grâce à une lanière ou analogue, ou fixé à la ceinture grâce à un système d'attache adapté.The supply of the system is done by means of supplying electric current, such as (one or more) battery, battery or accumulator 9, having an autonomy of at least 1 year, preferably greater than 1 year, or may be rechargeable either by induction or via a power socket. Finally, the measurement and data processing device 1 is equipped with an information means 10 making it possible to inform the patient of his use of the treatment. This information means 10 may comprise, for example, one or more light indicators, such as LEDs, indicating to the patient when he is using his treatment or if he has already taken his treatment according to his prescription, or a digital screen allowing the patient to display information to the patient giving an overview of his daily use of the treatment and the effectiveness of his treatment, and possibly allowing, and if necessary, also to transmit to the patient messages to motivate him to follow his treatment . Moreover, FIGS. 2a and 2b show the equipment according to the invention comprising the device 1 and the cannula 20 carried by a patient 30. As can be seen, the cannula 20 on arranged on a simple respiratory-type device 14 or double 15 lumen. As can be seen, the measurement and data processing box 1 is supplied with gas by a pipe or supply duct 21 conveying the oxygen-rich respiratory gas from the oxygen source 12 which can be fixed or portable. A flexible hose 21 makes it possible for the device 1 to be connected to single lumen 14 (FIG. 2a) or double lumen type respiratory goggles 15 (FIG. 2b) feeding the nasal cannula 20 which delivers the oxygen-rich gas to the airways. of the patient, particularly to the nostrils of the patient 30. A double limb may be necessary, when the oxygen source 12 requires it, especially when equipped with a demand valve. In this case, the branch that allows the detection is connected directly to the source 12 via a suitable connector. The administration of the oxygen passes through the housing 1 comprising the flow 3 and pressure sensors 2 via the supply pipe 22 connected between the source 12 and the housing 1. Note that a gas humidifier (Not shown) can be optionally installed at the outlet of the oxygen source 12. The device 1 can be worn around the stroke of the patient 30 with a strap or the like, or attached to the belt with a suitable fastening system .

La Figure 3 schématise des signaux de pression générés par la source de gaz 12 (signal de gauche sur Fig. 3) et par le patient 30 (signal de droite) aux deux extrémités du circuit d'oxygène, ainsi que le signal de pression en résultant (signal central) tel qu'il est mesuré au niveau du dispositif 1 de mesure et de traitement de données selon la présente invention. Comme on le voit le signal de pression de la source 12 perturbe fortement le signal de pression mesuré par le dispositif 1. Ceci explique pourquoi les dispositifs de l'art antérieur dont le fonctionnement est basé principalement sur une analyse du signal de pression seul, présentent des limites pour la détection de la respiration, en particulier des limitations quant aux sources de gaz avec lesquelles ces dispositifs peuvent fonctionner efficacement puisque certaines sources de pression génèrent un signal trop perturbé, et par ailleurs quant aux plages de débit pour lesquelles les dispositifs fonctionnent correctement car plus le débit est élevé, plus le signal généré par la source de pression est perturbé et gêne alors la détection de la respiration du patient. Or, avec le système ou dispositif 1 de mesure et de traitement de données selon la présente invention, tel que schématisé en Figure 1, ces limitations n'existent plus ou sont fortement minimisées, et on peut dès lors opérer une détermination et un suivi efficaces de l'utilisation de l'équipement selon l'invention et de l'efficacité du traitement d'oxygénothérapie entrepris par le patient 30 et éventuellement de son activité physique, et ce, grâce aux valeurs de pression, de débit et éventuellement d'accélération mesurées et traitées par le système 1 de mesure et de traitement de données comme expliqué ci-avant. En effet, le dispositif 1 de l'équipement selon l'invention permet de soustraire une valeur estimée du signal de pression de la source de gaz de celle du signal mesuré pour obtenir uniquement le signal provenant du patient et ensuite utiliser ce signal pour en déduire l'utilisation quotidienne du traitement et l'efficacité du traitement, Le traitement de ces différentes valeurs de signal est opéré grâce à l'algorithme 6 (ou plusieurs algorithmes si nécessaire) du dispositif 1 de la Figure 1 de manière à s'affranchir des limites des dispositifs selon l'art antérieur basés uniquement sur une analyse du signal de 20 pression.. Plus précisément, le dispositif de mesure et de traitement de données 1 comprend en outre des moyens de filtrage de signal, tel un filtre passe-bas. De préférence, le filtre passe-bas a un temps de réponse d'une durée D donnée avec D < 1 minute. Les moyens de traitement des données 5 estiment alors au moins une valeur de résistance 25 pneumatique R de la canule 20 en calculant le rapport R = Pmoy / Qmoy où Pmoy est une valeur de pression obtenue par filtrage par lesdits moyens de filtrage de signal d'une (ou plusieurs) valeur de pression instantanée P mesurée par les moyens de mesure de pression 2, et Qmoy est une valeur de débit également obtenue par filtrage par les moyens de filtrage de signal d'une (ou plusieurs) valeur du débit instantané Q mesurée par les moyens de 30 mesure de débit 3.Figure 3 schematizes pressure signals generated by the gas source 12 (left signal in Fig. 3) and patient 30 (right signal) at both ends of the oxygen circuit, as well as the pressure signal in FIG. resulting (central signal) as measured at the device 1 for measuring and processing data according to the present invention. As can be seen, the pressure signal of the source 12 greatly disturbs the pressure signal measured by the device 1. This explains why the devices of the prior art, the operation of which is based mainly on an analysis of the pressure signal alone, present limits for the detection of respiration, in particular limitations on the sources of gas with which these devices can function effectively since some sources of pressure generate a signal that is too disturbed, and moreover as to the flow ranges for which the devices are functioning correctly because the higher the flow rate, the more the signal generated by the pressure source is disturbed and then hinders the detection of the patient's breathing. However, with the system or device 1 for measuring and processing data according to the present invention, as shown diagrammatically in FIG. 1, these limitations no longer exist or are greatly minimized, and it is therefore possible to make an effective determination and monitoring. the use of the equipment according to the invention and the effectiveness of the oxygen therapy treatment undertaken by the patient 30 and possibly its physical activity, and this, thanks to the values of pressure, flow and possibly acceleration measured and processed by the measurement and data processing system 1 as explained above. Indeed, the device 1 of the equipment according to the invention makes it possible to subtract an estimated value of the pressure signal from the gas source from that of the measured signal to obtain only the signal coming from the patient and then to use this signal to deduce therefrom the daily use of the treatment and the effectiveness of the treatment, The processing of these different signal values is operated by means of the algorithm 6 (or several algorithms if necessary) of the device 1 of FIG. 1 so as to overcome the The limitations of the prior art devices based solely on pressure signal analysis. More specifically, the data measuring and processing device 1 further comprises signal filtering means, such as a low-pass filter. Preferably, the low-pass filter has a response time of a given duration D with D <1 minute. The data processing means 5 then estimate at least one pneumatic resistance value R of the cannula 20 by calculating the ratio R = Pmoy / Qmoy where Pmoy is a pressure value obtained by filtering by said signal filtering means. one (or more) instantaneous pressure value P measured by the pressure measuring means 2, and Qmoy is a flow rate value also obtained by filtering by the signal filtering means of one (or more) instantaneous flow rate value Q measured by the flow measurement means 3.

Ensuite, les moyens de traitement des données 5 estiment au moins une valeur de pression instantanée Ppat s'exerçant à un instant t donné, au niveau de la canule nasale 20 à partir de la valeur de résistance pneumatique R obtenue ci-avant, en calculant la différence suivante : Ppat = P - 4P avec 4P = R x Q , où P est une valeur de pression instantanée mesurée à l'instant t par les moyens de mesure de pression 2, et Q est une valeur de débit instantané mesurée à l'instant t par les moyens de mesure de débit 3. De façon générale, le débit de la source d'oxygène 12 peut être continu ou à la demande. Le débit est rarement constant. La pression mesurée dans la canule 20 est engendrée à la fois par la conséquence du débit de gaz dans cette canule 20 et de la pression nasale du patient 30. Il n'est donc pas évident de reconstituer à partir du signal de pression mesuré, le signal de pression nasale. Ainsi, la source peut fournir un débit oscillant périodiquement dont la conséquence sur le signal de pression peut ressembler à l'impact d'une respiration. Le dispositif 1 est alors susceptible de détecter une respiration qui n'existe pas.Then, the data processing means 5 estimate at least one instantaneous pressure value Ppat exerted at a given instant t, at the level of the nasal cannula 20 from the tire resistance value R obtained above, by calculating the following difference: Ppat = P - 4P with 4P = R x Q, where P is an instantaneous pressure value measured at time t by the pressure measuring means 2, and Q is an instantaneous flow rate value measured at instant t by the flow measurement means 3. In general, the flow rate of the oxygen source 12 can be continuous or on demand. The flow is rarely constant. The pressure measured in the cannula 20 is generated both by the consequence of the flow of gas in this cannula 20 and the nasal pressure of the patient 30. It is therefore not easy to reconstruct from the measured pressure signal the nasal pressure signal. Thus, the source may provide a periodically oscillating flow rate, the consequence of which on the pressure signal may resemble the impact of a breath. The device 1 is then able to detect a breath that does not exist.

De même, si l'impact de la respiration est trop faible face à l'impact du débit, on peut conclure qu'il y a un débit mais pas de patient. En connaissant le débit, on ne peut pas, de façon évidente, isoler la conséquence de ce débit sur la pression. En effet, les lunettes avec canule 20 alimentant le patient 30 peuvent comprendre des tuyaux d'alimentation en gaz de longueur plus ou moins grande et de diamètre plus ou moins grand. De même, les lunettes avec canule 20 peuvent être enroulées ou déroulées. Les pertes de charge pneumatiques induites sont donc très variables selon les lunettes utilisées. Or, grâce à la présente invention, il est désormais possible d'obtenir une reconstitution approximative du signal de pression narinaire du patient Ppat et ce, indépendamment de taille des tuyaux, du positionnement du dispositif 1 entre le patient 30 et la source d'oxygène 12, de l'enroulement ou non des lunettes 14, 15... Connaître cette pression narinaire du patient Ppat permet de suivre et visualiser ensuite efficacement la fréquence respiratoire du patient 30. En effet, grâce à l'équipement de l'invention, en particulier au dispositif 1, on peut réaliser au fil de l'eau une estimation de la résistance pneumatique entre le boitier 11 et le patient 30, et ce, indépendamment de la longueur de tuyauterie 21 entre le patient 30 et le dispositif 1, et indépendamment du débit d'oxygène et elle permet donc de connaître la fréquence respiratoire du patient même si le signal de débit est variable. L'estimation se fait en réalisant le rapport de la moyenne de pression relative Pmoy dans le capteur à la moyenne du débit Qmoy qui traverse la portion de circuit de gaz comprenant le tuyau 21, les lunettes 14, 15 et la canule 2, soit R = Pmoy / Qmoy. Ce rapport R est analogue à une résistance supposée linéaire de cette portion de circuit. La pression nasale du patient Ppat est alors fournie à partir de la pression P mesurée par le capteur de pression 2 et du débit d'oxygène Q par la formule suivante : Ppat=P-RxQ Comme susmentionné, cette équation s'exprime aussi : Ppat = P - 4P avec 4P = R x Q. Les moyennes sont calculées sur un intervalle de temps suffisamment long pour obtenir une valeur R stable, typiquement d'au moins 30 secondes, typiquement de plus d'une minute, par exemple un intervalle de temps de 2 minutes.Similarly, if the impact of breathing is too weak in the impact of flow, we can conclude that there is a flow but no patient. Knowing the flow rate, it is obviously not possible to isolate the effect of this flow on the pressure. Indeed, the glasses with cannula 20 feeding the patient 30 may comprise gas supply pipes of greater or lesser length and diameter larger or smaller. Similarly, the glasses with cannula 20 can be rolled up or unwound. The induced pneumatic head losses are therefore very variable depending on the glasses used. However, thanks to the present invention, it is now possible to obtain an approximate reconstruction of the nose pressure signal of the patient Ppat and this, regardless of size of the pipes, the positioning of the device 1 between the patient 30 and the oxygen source 12, the winding or not glasses 14, 15 ... Know this patient's nose pressure Ppat can follow and then effectively visualize the respiratory rate of the patient 30. Indeed, thanks to the equipment of the invention, in particular to the device 1, an estimation of the pneumatic resistance between the housing 11 and the patient 30 can be carried out on an ongoing basis, independently of the length of pipe 21 between the patient 30 and the device 1, and independently of the oxygen flow rate and therefore allows to know the respiratory rate of the patient even if the flow rate signal is variable. The estimate is made by realizing the ratio of the relative pressure average Pmoy in the sensor to the average of the flow Qmoy through the portion of the gas circuit comprising the pipe 21, the glasses 14, 15 and the cannula 2, namely R = Pmoy / Qmoy. This ratio R is analogous to a supposed linear resistance of this circuit portion. The nasal pressure of the patient Ppat is then provided from the pressure P measured by the pressure sensor 2 and the oxygen flow rate Q by the following formula: Ppat = P-RxQ As mentioned above, this equation is also expressed as: = P - 4P with 4P = R x Q. The averages are calculated over a time interval long enough to obtain a stable value R, typically at least 30 seconds, typically more than one minute, for example a range of 2 minutes time.

En fait, la moyenne de la pression nasale patient tend vers une valeur négligeable car cette pression est analogue au débit nasal dont la moyenne tend vers zéro étant donné qu'il y a autant d'air inhalé par le patient que d'air exhalé par celui-ci. Les exemples de simulation suivants permettront de mieux comprendre l'invention. La simulation est calculée en utilisant un modèle quadratique qui serait plus proche de la réalité. Les données d'entrée du simulateur sont un débit imposé par la source, ainsi qu'une respiration effectuée par le patient. Le débit imposé par la source se traduit dans le premier exemple en des impulsions de débit typique d'une valve à la demande. Dans l'autre exemple, il s'agit d'un débit sinusoïdal dont la valeur moyenne est de 2 1/min, ce qui est un débit typique de fourniture d'oxygène par une source d'oxygène de type réservoir cryogénique portable.In fact, the average patient's nasal pressure tends to be negligible because this pressure is similar to the nasal flow, the average of which tends to zero since there is as much air inhaled by the patient as air exhaled by the patient. this one. The following simulation examples will better understand the invention. The simulation is calculated using a quadratic model that would be closer to reality. The input data of the simulator is a flow imposed by the source, as well as a breath performed by the patient. The flow rate imposed by the source is reflected in the first example in typical flow pulses of a valve on demand. In the other example, it is a sinusoidal flow whose average value is 2 l / min, which is a typical rate of supply of oxygen by a source of oxygen type portable cryogenic tank.

La respiration du patient, quant à elle, se traduit par une pression dans les narines liée aux inspirations et expirations. Les expirations génèrent une pression positive de quelques mbar (4 mbar dans les exemples). Les inspirations produisent une pression négative de quelques mbar (8 mbar dans les exemples). Le simulateur obtient par estimation la pression qui est lue par le capteur en suivant le modèle quadratique, ainsi que la pression qui se trouve au niveau de la source.The breathing of the patient, meanwhile, is reflected in pressure in the nostrils related to inspirations and expirations. Expirations generate a positive pressure of a few mbar (4 mbar in the examples). The inspirations produce a negative pressure of a few mbar (8 mbar in the examples). The simulator obtains an estimate of the pressure that is read by the sensor following the quadratic model, as well as the pressure at the source.

Les résistances quadratiques choisies sont telles que la résistance entre le patient et le capteur est 10 fois supérieure à celle entre la source et le capteur. Cela correspond à la situation où le capteur reste à côté, c'est-à-dire à proximité de la source, alors que le patient se trouve quant à lui séparé de la source par un tube d'une longueur d'une dizaine de mètres. Ce n'est pas le cas général qui serait plutôt l'inverse, mais c'est le cas le plus contraignant que la simulation se propose d'aborder. Exemple 1 : Cas d'un débit fourni par une valve à la demande Le modèle quadratique pour réaliser les simulations est le suivant. La résistance aval Raval entre le capteur 2 et le patient 30 : 4P = Raval Q x Q= Pc - Pp -amont De même, on utilise un modèle quadratique pour la résistance amont R entre la source 12 et le capteur 2 : Ps - Pc= Ramont Q2 Où: - Raval est la résistance quadratique du tuyau entre le capteur et le patient. - Ramont est la résistance quadratique du tuyau entre la source et le capteur.The quadratic resistances chosen are such that the resistance between the patient and the sensor is 10 times greater than that between the source and the sensor. This corresponds to the situation where the sensor remains at the side, that is to say near the source, while the patient is separated from the source by a tube of about ten meters. This is not the general case that would be the opposite, but it is the most restrictive case that the simulation proposes to address. Example 1: Case of a Flow Delivered by a Demand Valve The quadratic model for performing the simulations is as follows. The downstream resistance Raval between the sensor 2 and the patient 30: 4P = Raval Q x Q = Pc - Pp -amont Similarly, a quadratic model is used for the upstream resistance R between the source 12 and the sensor 2: Ps - Pc = Ramont Q2 Where: - Raval is the quadratic resistance of the pipe between the sensor and the patient. - Ramont is the quadratic resistance of the pipe between the source and the sensor.

Les valeurs sont ici : - Raval = 10 mbar / (1/min)2 - Ramont = 1 mbar / (1/min)2 Cela correspond à un tube entre le capteur 2 et la source 12 beaucoup plus petit qu'entre le patient 30 et le capteur 2.The values are here: - Raval = 10 mbar / (1 / min) 2 - Ramont = 1 mbar / (1 / min) 2 This corresponds to a tube between the sensor 2 and the source 12 much smaller than between the patient 30 and the sensor 2.

Ceci est représenté en Figure 4 où la courbe avec des pics oscillant entre 0 et 2 l/min correspond au débit de gaz et la courbe linéaire entre 0 et moins de 0,5 l/min qui correspond à la moyenne du débit calculée au fil du temps. La Figure 5 représente quant à elle la pression P mesurée par le capteur, dans cet exemple obtenue par simulation, ainsi que la pression moyenne Pmoy obtenue par filtre passe-bas. Pour indication, la courbe représente également la pression fournie par la source calculée par simulation Ps. On a: - P : Pression mesurée par capteur. Cette valeur est obtenue par simulation, c'est-à-dire calculée par le modèle quadratique à partir du débit 02 et Pp. - Pmoy : pression moyenne obtenue par filtrage - Ps : Pression fournie par la source simulée. Elle est calculée par le modèle quadratique à partir du débit 02 et Pc. La figure 6 représente l'estimation de la résistance linéaire R au fil du temps, alors que la Figure 7 représente sur deux courbes la valeur de la pression narinaire estimée juxtaposée à la représentation de la pression narinaire, donnée d'entrée du simulateur. La représentation se porte sur une zone où la stabilisation du calcul des moyennes est effective : - Pp : Pression narinaire du patient (donnée d'entrée de la simulation). Elle oscille entre 8 mbar et 5 mbar. - Ppat: Pression narinaire du patient reconstituée (calculée par le modèle linéaire à partir du débit 02 , Pc et l'estimation de la résistance linéaire R). Ce signal est à comparer au signal Pp afin d'éprouver la qualité de l'estimation. La reconstitution Ppat de la pression du patient épouse de près la pression du patient Pp fournie à la simulation comme donnée d'entrée, hormis dans les intervalles de temps où une pulsation de gaz est envoyée. Cependant, cela n'est pas gênant pour estimer de façon approchée, l'amplitude du signal et sa fréquence Exemple 2 : débit qui oscille autour d'une valeur moyenne de 2 l/min fourni par un concentrateur d'oxygène La Figure 8 représente un débit qui oscille autour d'une valeur moyenne de 2 l/min (courbe du haut) et la valeur moyenne filtrée de ce débit sur 2 minutes qui croit entre 0 et 2 l/min, La figure 9 représente quant à elle la pression P mesurée par le capteur, dans cet exemple, obtenue par simulation, ainsi que la pression moyenne Pmoy obtenue par filtre passe-bas. Pour indication, la courbe représente également la pression fournie par la source calculée par simulation Ps. - P : Pression mesurée par capteur (Valeur obtenue par simulation, calculée par le modèle quadratique à partir du débit 02 et Pp) -Pmoy : pression moyenne obtenue par filtrage - Ps : Pression fournie par la source simulée (calculée par le modèle quadratique à partir du débit 02 et Pc) La figure 10 représente l'estimation de la résistance linéaire R au fil du temps, alors que la Figure 11 représente sur deux courbes la valeur de la pression narinaire estimée juxtaposée à la représentation de la pression narinaire, donnée d'entrée du simulateur. La représentation se porte sur une zone où la stabilisation du calcul des moyennes est effective : - Pp : Pression narinaire du patient (donnée d'entrée de la simulation) Elle oscille entre -8 mbar et 5 mbar. - Ppat: Pression narinaire du patient reconstituée (calculée par le modèle linéaire à partir du débit 02 , Pc et l'estimation de la résistance linéaire R). Ce signal est à comparer au signal Pp afin d'éprouver la qualité de l'estimation. L'estimateur permet d'approcher la valeur de la pression narinaire du patient. On s'aperçoit qu'une erreur de calage de quelques mbar subsiste dans l'estimation de la pression patient Ppat, liée à la sinusoïde du débit Q. Le résultat obtenu selon l'invention permet néanmoins d'estimer l'amplitude du signal PPat et sa fréquence par traitement du signal via par exemple un calcul d'amplitude par différence de maximum et minimum sur une période d'une minute, et/ou un calcul de fréquence par détection de seuil haut par front montant à réarmement par seuil bas Toutefois, l'estimation de la pression Ppat peut également être effectuée à l'aide d'un modèle quadratique.This is shown in FIG. 4 where the curve with peaks oscillating between 0 and 2 l / min corresponds to the gas flow and the linear curve between 0 and less than 0.5 l / min which corresponds to the average of the flow computed over the wire. time. FIG. 5 represents the pressure P measured by the sensor, in this example obtained by simulation, as well as the mean pressure Pmoy obtained by low-pass filter. For indication, the curve also represents the pressure provided by the source calculated by simulation Ps. We have: - P: Pressure measured by sensor. This value is obtained by simulation, that is to say calculated by the quadratic model from flow 02 and Pp. - Pmoy: average pressure obtained by filtering - Ps: Pressure supplied by the simulated source. It is calculated by the quadratic model from flow 02 and Pc. FIG. 6 represents the estimate of the linear resistance R over time, whereas FIG. 7 represents on two curves the value of the estimated nose pressure juxtaposed with the representation of the nose pressure, input data of the simulator. The representation is carried out on an area where the stabilization of the calculation of averages is effective: - Pp: Narcotic pressure of the patient (input data of the simulation). It oscillates between 8 mbar and 5 mbar. - Ppat: Recurrent patient pressure (calculated by linear model from flow 02, Pc and linear resistance estimate R). This signal is compared to the signal Pp in order to test the quality of the estimate. The Ppat reconstruction of the patient's pressure closely follows the patient's pressure Pp supplied to the simulation as input data, except in the time intervals where a gas pulse is sent. However, this is not a problem for approximating the amplitude of the signal and its frequency. Example 2: Flow rate which oscillates around an average value of 2 l / min provided by an oxygen concentrator FIG. a flow rate that oscillates around an average value of 2 l / min (top curve) and the filtered average value of this flow over 2 minutes which increases between 0 and 2 l / min, Figure 9 represents the pressure P measured by the sensor, in this example, obtained by simulation, and the mean pressure Pmoy obtained by low-pass filter. For indication, the curve also represents the pressure provided by the source calculated by simulation Ps. - P: Pressure measured by sensor (Value obtained by simulation, calculated by the quadratic model from flow 02 and Pp) -Pmoy: average pressure obtained by filtering - Ps: Pressure provided by the simulated source (calculated by the quadratic model from the flow 02 and Pc) Figure 10 represents the estimate of the linear resistance R over time, while Figure 11 represents over two curves the value of the estimated nasal pressure juxtaposed with the representation of the nostril pressure, input data of the simulator. The representation is carried out on an area where the stabilization of the calculation of averages is effective: - Pp: Narcotic pressure of the patient (input data of the simulation) It oscillates between -8 mbar and 5 mbar. - Ppat: Recurrent patient pressure (calculated by linear model from flow 02, Pc and linear resistance estimate R). This signal is compared to the signal Pp in order to test the quality of the estimate. The estimator approximates the value of the patient's nostril pressure. It can be seen that a calibration error of a few mbar remains in the estimation of the patient pressure Ppat, related to the sinusoid of the flow rate Q. The result obtained according to the invention nevertheless makes it possible to estimate the amplitude of the signal PPat and its frequency by signal processing via for example an amplitude calculation by difference of maximum and minimum over a period of one minute, and / or a calculation of frequency by high threshold detection by rising edge with reset by low threshold However , the estimate of the Ppat pressure can also be performed using a quadratic model.

Dans ce cas, il s'agit de considérer non pas une résistance linéaire mais une résistance quadratique Rquad, avec : Rquad=Pmoy / Q2moy où : Q2moy est la valeur moyenne du débit Q au carré établie sur le même rincipe que Qmoy avec un filtre passe-bas. On a alors : 4P = Rquad Q x Q et Ppat = P- 4P=P-Rquad Q x Q Cette deuxième méthode permet également d'avoir des résultats approchant la pression narinaire.In this case, it is a question of considering not a linear resistance but a quadratic resistance Rquad, with: Rquad = Pmoy / Q2moy where: Q2moy is the average value of the flow Q squared established on the same rincipe that Qmoy with a filter lowpass. We then have: 4P = Rquad Q x Q and Ppat = P- 4P = P-Rquad Q x Q This second method also allows to have results approaching the nostril pressure.

Claims

REVENDICATIONS1. Oxygen therapy equipment comprising a) a nasal cannula (20) adapted and adapted to be worn at the nose of a patient (30) so as to deliver a breathing gas to the nostrils of said patient (30), said nasal cannula ( 20) being supplied with gas by a flexible duct (21) supplying respiratory gas, and b) a measuring and data processing device (1) comprising: - an internal passage (13) of gas fluidly connected to said duct gas supply hose (21); pressure measuring means (2) for determining at least one instantaneous pressure value (P) relative to the atmosphere by measuring the gas pressure in said passage (13); ), flow measuring means (3) for determining at least one instantaneous flow rate (Q) by measuring the flow rate of the gas in said passage (13), and - data processing means (5) setting at least one analysis algorithm (6) suitable for and designed for milking r the instantaneous pressure (P) and instantaneous flow rate (Q) values determined by the pressure measuring means (2) and the flow measurement means (3) and deriving at least one estimate of the instantaneous pressure value; (PPat) gas exerted at said nasal cannula (20).

2. Equipment according to the preceding claim, characterized in that the measuring device and data processing (1) further comprises signal filtering means, and the data processing means (5) are adapted to and designed for estimating at least one pneumatic resistance value (R) of the cannula (20) by calculating the following ratio: R Pmoy / Qmoy where: - Pmoy is a pressure value obtained by filtering by said signal filtering means of at least an instantaneous pressure value (P) measured by the pressure measuring means (2), and Qmoy is a flow rate value obtained by filtering by said signal filtering means of at least one instantaneous flow rate value Q measured by the flow measurement means (3).

3. Equipment according to one of the preceding claims, characterized in that the signal filtering means comprise a low-pass filter, preferably a low-pass filter having a response time of a given duration D with D <1 minute.

4. Equipment according to one of the preceding claims, characterized in that the data processing means (5) are arranged to estimate at least one instantaneous pressure value (Ppat) exerted at a given instant t, at the level of said nasal cannula from said pneumatic resistance value (R) by calculating the following difference: Ppat = P - AP with AP R x Q Where: - P is an instantaneous pressure value measured at time t by means of pressure measurement (2), and - Q is an instantaneous flow rate value measured at time t by the flow measurement means (3).

5. Equipment according to one of the preceding claims, characterized in that the flow measurement means (3) comprises a differential pressure sensor and means adapted to create a pressure drop in said passage (13).

6. Equipment according to one of the preceding claims, characterized in that the measuring device and data processing further comprises: - power supply means (9), - storage means (8) and - communication means (7).

7. Equipment according to one of the preceding claims, characterized in that the flow measurement means (3) and pressure (2), the data processing means (5), the electric power supply means (9) , the storage means (8) and the communication means (7) are arranged in a single housing (11), said housing (11) being traversed in the internal passage (13).

8. Equipment according to one of the preceding claims, characterized in that it comprises a source of respiratory gas (12) fluidly connected (22) to the internal passage (13) of the gas measuring and data processing device (1). ).

9. Equipment according to one of the preceding claims, characterized in that the respiratory gas source (12) delivers oxygen in a volume proportion of at least 21% vol.

10. Equipment according to one of the preceding claims, characterized in that the communication means (7) comprise a transmitting antenna. 15

Equipment according to claim 1, characterized in that the data measuring and processing device (1) further comprises signal filtering means, and the data processing means (5) are suitable for and designed for estimating at least one quadratic pneumatic resistance value (Rquad) of the cannula (20) by calculating the following ratio: R = Pmoy / Q2moy where: - Pmoy is a pressure value obtained by filtering by said signal filtering means d at least one instantaneous pressure value (P) measured by the pressure measuring means (2), and 25 - Q2moy is the average value of the square of the flow rate value obtained by filtering by said signal filtering means of at least one instantaneous flow rate value Q measured by the flow measurement means (3).

12. Equipment according to one of the preceding claims, characterized in that the signal filtering means comprise a low-pass filter, preferably a low-pass filter having a response time of a given duration D with D < 1 minute.

13. Equipment according to one of claims 1 or 11, characterized in that the data processing means (5) are arranged to estimate at least one instantaneous pressure value (Ppat) exerted at a given instant t, at level of said nasal cannula from said pneumatic resistance value (R) by calculating the following difference: Ppat = P - 4P with 4P = Rquad x Q2 where: - P is an instantaneous pressure value measured at time t by the pressure measuring means (2), and - Q is an instantaneous flow rate value measured at the instant t by the flow measurement means (3).