Brevet FR2887777A1 — publié le 20070105

La présente invention se rapporte à un appareil de ventilation d'un patient. L'invention concerne plus particulièrement un appareil de ventilation d'un patient apte notamment à surveiller et/ou assister la ventilation du patient. Un tel appareil, appelé également ventilateur médical, est prévu notamment pour administrer de l'énergie pneumatique et du gaz à un patient. Le patient est connecté à l'appareil de ventilation par un circuit comportant au moins un tube. Par exemple, un premier tube du circuit permet l'insufflation du gaz administré tandis qu'un second tube est prévu pour permettre l'expiration par une valve se trouvant au niveau du boîtier de l'appareil de ventilation. Dans une autre forme de réalisation du circuit à un seul tube, l'exhalaison ou expiration du patient peut être réalisée par une valve se trouvant au niveau de la bouche du patient. La mécanique ventilatoire d'un patient se traduit en général par les deux grandeurs principales suivantes: la résistance des voies aériennes du patient et l'élasticité des poumons du patient appelée plus communément compliance. La résistance et la compliance sont propres à chaque patient ventilé en fonction de sa morphologie et/ou de sa pathologie. Ces caractéristiques ne sont en général pas connues a priori ni constantes au cours de la ventilation. Au cours de la ventilation d'un patient, certains problèmes peuvent apparaître dans le contrôle de la pression et/ou du débit administré au patient. En effet, la pression et le débit administrés sont des grandeurs qui sont intimement liées à la mécanique ventilatoire du patient et au circuit de connexion du patient à la machine. Or, les caractéristiques du patient n'étant jamais les mêmes et pouvant même évoluer au cours de la ventilation, le contrôle de la pression et/ou débit administrés peut être parfois de mauvaise qualité voir dangereux pour le patient. Les problèmes susceptibles de se produire sont par exemple un dépassement des pressions de consigne délivrées par l'appareil ou une oscillation en cours de ventilation. La pression alvéolaire moyenne instantanée du patient est un autre paramètre biomécanique important. Cette pression alvéolaire est souvent méconnue car elle n'est généralement pas mesuré directement. Par ailleurs, même lorsqu'elle est mesurée directement, la valeur réelle de la pression alvéolaire ne peut être correctement approchée que par des méthodes invasives peu précises. La connaissance des caractéristiques de la mécanique ventilatoire du patient permet d'avoir une estimation de la pression alvéolaire moyenne. Un autre paramètre important pour les appareils de ventilation est le débit de gaz administré directement dans les voies aériennes du patient. Ce débit n'est généralement pas connu de façon instantanée. En effet, le circuit de connexion entre le patient et la machine a souvent un effet capacitif non négligeable. Par soucis de simplification on qualifiera dans la suite d' aval les extrémités du circuit destinées à être raccordées au partient. Les autres extrémités du circuit seront qualifiée d' amont . Dans le cas ou le débit administré est déterminé par la mesure de la différence de débit aux extrémités amont du circuit, la valeur obtenue est généralement inexcate. En effet, le ou les tubes du circuit ont une élasticité non négligeable. De ce fait, lorsque la pression buccale monte, le circuit a la capacité d'emmagasiner du gaz et de le restituer lorsque la pression diminue. Ainsi, pour connaître le débit de gaz administré au patient (Dp), il est nécessaire de connaître l'effet capacitif du circuit, c'est à dire la compliance du circuit (Cc). Il est alors possible de calculer le débit de gaz administré au patient (Dp) par la formule suivante Dp=Di De CcÉP dt dans laquelle Cc est la compliance du circuit, Di-De la différence de débit aux extrémités amont du circuit et P est la pression à la bouche du patient. Des appareils de ventilation connus permettent une estimation de la compliance du circuit lors d'un test automatique interactif. Au cours de ce test, l'utilisateur de l'appareil doit boucher l'extrémité du circuit destinée à être raccordée au patient. Le test automatique réalise alors la pressurisation progressive du circuit et la dépressurisation tout en mesurant le débit/volume de gaz injecté et rejeté. Grâce à ce test, l'appareil estime et mémorise une valeur de la compliance du circuit et celle-ci peut alors être utilisée au cours du fonctionnement de l'appareil. Cependant, ce type d'appareil ne permet pas d'obtenir une régulation satisfaisante de la ventilation du patient car les paramètres biomécaniques du patient tels que la résistance des voies respiratoires ne sont pas estimées précisément ni corrélées correctement avec la compliance du circuit. D'autres appareils de ventilation réalisent une estimation de la résistance et de la compliance du patient au cours de la ventilation de ce dernier. Pour cela l'appareil réalise en cours d'inspiration une pause inspiratoire qui annule le débit administré. La pression buccale mesurée diminue alors et se stabilise à un niveau égal à la pression alvéolaire du patient. La différence de pression entre le moment où le débit était non nul et le moment où la pression alvéolaire est obtenue (stabilisation de la pression) permet d'avoir une estimation de la résistance et de la compliance du patient. L'inconvénient d'une telle méthode est qu'elle nécessite un plateau inspiratoire et celui-ci peut être gênant pour le patient du fait de l'interruption nécessaire de la ventilation. Une méthode est connue pour estimer en temps réel la compliance des poumons d'un patient ainsi que la résistance de ses voies respiratoires à partir des mesures de pression et de débit de l'appareil. Cette méthode utilise la méthode des moindres carrés pour déterminer une estimation des paramètres du patient au cours de la ventilation à partir des signaux de débit et de pression mesurée selon la formule suivante: P= R.D + V/C + P0, dans laquelle P est la pression buccale du patient, R la résistance des voies respiratoires du patient, D le débit insufflé au patient, V le volume insufflé au patient depuis le début du cycle et PO la pression alvéolaire initiale dans les poumons du patient Pour que cette méthode donne des résultats satisfaisants, il faut éviter les parasites créés par l'effort réalisé par le patient pendant la ventilation. Pour cela, on utilise des intervalles particuliers dans le cycle dans lesquels on peut considérer assurément que le patient ne réalise pas d'effort inspiratoire. Pour ce faire, il est nécessaire d'utiliser une mesure du débit buccal du patient. Cependant, lorsque la valeur de débit buccal est relevée en amont de la bouche du patient et notamment en amont du circuit, la compliance du circuit fausse les résultats et estimations. Pour résoudre ce problème, le document WO 02/20076 A2 décrit une méthode d'estimation de la compliance des poumons du patient, de la résistance des voies aériennes du patient et de la compliance du circuit qui relie la machine au patient en temps réel à partir des mesures de débit et de pression réalisées à l'extrémité du circuit coté machine. Cependant, cette méthode est relativement complexe et peu satisfaisante. En effet, il est très difficile d'obtenir en temps réel une estimation fiable de la compliance du circuit. De plus, l'effet de la compliance du circuit peut se noyer dans l'effet des autres paramètres du patient, dans les erreurs d'approximation du modèle, et dans le bruit de la mesure. Un but de l'invention est de proposer un appareil de ventilation palliant tout ou partie des inconvénients de l'art antérieur. Ce but est atteint par le fait que l'appareil de ventilation estime en temps réel au moins une condition biomécanique d'un patient en utilisant une valeur de la compliance du circuit prédéterminée fixe. Par ailleurs, l'invention peut comporter l'une ou plusieurs des caractéristiques suivantes: - les moyens de contrôle estiment en temps réel la compliance des poumons du patient et la résistance des voies aériennes du patient en fonction de la pression déterminée dans le circuit, du débit déterminé dans le circuit et de la valeur prédéterminée de la compliance du circuit, - les moyens de contrôle sont aptes à estimer en temps réel la pression alvéolaire du patient en fonction du débit déterminé dans le circuit, de la pression déterminé dans le circuit, de la valeur de la compliance prédéterminée du circuit, de la résistance des voies aériennes du patient estimée en temps réel et de la compliance des poumons du patient estimée en temps réel, - les moyens de contrôle sont aptes à réguler en temps réel la valeur de la pression dans le circuit à une valeur consigne, en fonction de la valeur estimée en temps réel de la compliance des poumons du patient, de la valeur estimée en temps réel de la résistance des voies aériennes du patient et de la valeur prédéterminée de la compliance du circuit, - les moyens de mesure de débit dans le circuit mesurent le débit gazeux au niveau de la partie amont du circuit, - les moyens de contrôle sont aptes à estimer en temps réel le débit buccal de gaz délivré au patient en fonction du débit gazeux mesuré au niveau de la partie amont du circuit, de la pression déterminée dans le circuit, et de la valeur de la compliance prédéterminée du circuit, - les moyens de contrôle sont aptes à réguler en temps réel la valeur estimée du débit buccal de gaz délivré au patient à une valeur consigne, en fonction de la valeur estimée en temps réel de la compliance des poumons du patient, de la valeur estimée en temps réel de la résistance des voies aériennes du patient et de la valeur prédéterminée de la compliance du circuit, - les moyens de contrôle sont aptes à réguler en temps réel la valeur du débit mesuré dans le circuit au niveau de la partie amont du circuit à une valeur consigne, en fonction de la valeur estimée en temps réel de la compliance des poumons du patient, de la valeur estimée en temps réel de la résistance des voies aériennes du patient et de la valeur prédéterminée de la compliance du circuit, - les moyens de contrôle comportent des moyens de stockage d'information pour mémoriser au moins une valeur prédéterminée de la compliance du circuit, - les moyens de contrôle comportent des moyens de traitement de données aptes à permettre la saisie et/ou la modification de la valeur prédéterminée de compliance du circuit utilisée par l'appareil, - les moyens de contrôle comportent des moyens de traitement de données aptes à estimer ou calculer la compliance prédéterminée du circuit lors d'un mode de fonctionnement de test de l'appareil, distinct de la ventilation d'un patient, - les moyens de génération d'un débit de gaz comportent un ventilateur, - le circuit gazeux comprend au moins un tube, - le circuit gazeux comprend un premier tube destiné à insuffler du gaz au patient comprenant une extrémité amont raccordée aux moyens de génération d'un débit de gazeux et une extrémité aval destinée à être raccordée au patient, un second tube destiné à permettre l'expiration du patient comprenant une extrémité amont raccordée à une valve et une extrémité aval destinée à être raccordée au patient, -les moyens de mesure de débit comportent au moins un capteur de pression mesurant la différence de débit au niveau respectivement des extrémités amont des deux tubes. Par ailleurs, selon d'autres particularités avantageuses, indépendamment d'une estimation d'une condition biomécanique du patient (Rp ou Cp par exemple), l'appareil peut estimer le débit buccal du patient. A cet effet, l'appareil comporte des moyens de génération d'un débit de gaz pour la ventilation assistée d'un patient, un circuit gazeux dont une partie amont est raccordée aux moyens de génération d'un débit de gazeux, et dont une partie aval est destinée à être raccordée au patient, des moyens de mesure de pression pour déterminer la pression dans le circuit, des moyens de mesure de débit pour déterminer le débit de gaz dans le circuit, et des moyens d'estimation du débit buccal du patient en temps réel en fonction de la pression déterminée dans le circuit, du débit déterminé dans le circuit et de la valeur de la compliance prédéterminée fixe du circuit. Par ailleurs, selon d'autres particularités avantageuses, l'appareil peut estimer des conditions biomécaniques du patient (Rp ou Cp par exemple) à partir de la mesure du débit buccal du patient. A cet effet, l'appareil comporte des moyens de génération d'un débit de gaz pour la ventilation assistée d'un patient, un circuit gazeux dont une partie amont est raccordée aux moyens de génération d'un débit de gazeux, et dont une partie aval est destinée à être raccordée au patient, des moyens de mesure de pression pour déterminer la pression dans le circuit, des moyens de mesure du débit buccal du patient en temps pour déterminer le débit buccal du patient, et des moyens de contrôle aptes à estimer en temps réel de conditions biomécaniques du patient (Rp ou Cp par exemple) en fonction le la valeur du débit buccal mesuré et de la pression déterminée dans le circuit. Selon d'autres particularités, l'appareil peut comporter l'une ou plusieurs des caractéristiques ci-dessous: - l'appareil comporte des moyens de mesure du débit buccal de gaz délivré au patient, de préférence dans la partie amont du circuit, - les moyens de contrôle sont aptes à estimer en temps réel le débit de gaz généré par les moyens de génération, en fonction du débit buccal mesuré ou estimé, de la pression déterminée de gaz dans le circuit et de la valeur prédéterminée de la compliance du circuit, - les moyens de contrôle sont aptes à estimer en temps réel la compliance Cp des poumons du patient et la résistance Rp des voies aériennes du patient, en fonction du débit buccal mesuré ou estimé et de la pression P mesurée de gaz dans le circuit, - les moyens de contrôle sont aptes à réguler en temps réel la pression P dans le circuit à une valeur consigne, en fonction de la valeur estimée en temps réel de la compliance Cp des poumons du patient, de la valeur estimée en temps réel de la résistance Rp des voies aériennes du patient et de la valeur prédéterminée de la compliance Cc du circuit, - les moyens de contrôle sont aptes à réguler en temps réel le débit buccal à une valeur consigne, en fonction de la valeur estimée en temps réel de la compliance des poumons du patient, de la valeur estimée en temps réel de la résistance des voies aériennes du patient et de la valeur prédéterminée de la compliance du circuit, - les moyens de contrôle sont aptes à réguler en temps réel le débit gazeux dans le circuit mesuré au niveau de la partie amont du circuit à un débit consigne, en fonction de la valeur estimée en temps réel de la compliance des poumons du patient, de la valeur estimée en temps réel de la résistance des voies aériennes du patient et de la valeur prédéterminée de la compliance du circuit, - les moyens de contrôle sont aptes à estimer en temps réel la pression alvéolaire du patient en temps réel en fonction du débit buccal du patient estimé ou mesuré, de la pression déterminée dans le circuit et des valeurs estimées en temps réel de la compliance Cp des poumons du patient et de la résistance Rp des voies aériennes du patient. L'invention concerne également une méthode de surveillance et/ou assistance de la ventilation d'un patient comprenant l'une ou plusieurs des caractéristiques ci-dessus. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront mieux à la lecture de la description ci-après, faite en référence aux figures, dans lesquelles: - la figure 1 représente schématiquement un exemple de réalisation d'un appareil de ventilation selon l'invention, -la figure 2 représente schématiquement un exemple de réalisation d'une architecture de calibrage et de test d'un appareil de ventilation selon l'invention, - la figure 3 représente schématiquement le circuit électrique équivalent au circuit d'un appareil de ventilation selon l'invention. - la figure 4 représente de façon schématique un exemple de système de régulation en boucle fermée pouvant être mis en oeuvre par l'appareil selon l'invention. L'appareil 1 de ventilation représenté à la figure 1 comporte des moyens 2 de génération d'un débit de gaz, tel qu'un ventilateur ou tout autre dispositif équivalent disposé dans le boîtier 9 de l'appareil. Un circuit 3 gazeux comprenant deux tubes 13, 23 parallèles est prévu pour relier les moyens 2 de génération d'un débit de gaz aux voies respiratoires d'un patient 5. Plus précisément, l'extrémité amont d'un premier tube 13 destiné à insuffler du gaz au patient est raccordée au boîtier 9 au niveau des moyens 2 de génération d'un débit de gazeux. L'extrémité aval du premier tube 13 est destinée à être raccordée au patient. De préférence, le ventilateur 2 est prévu pour générer une pression positive dans le circuit 3, pour délivrer un débit de gaz vers le patient 5. L'extrémité amont du second tube 23 destinée à permettre l'expiration du patient 5 est raccordée à une valve 8 d'expiration située par exemple dans le boîtier 9 de l'appareil. L'extrémité aval du second tube 23 est destinée quant à elle à être raccordée au patient. L'appareil 1 comporte également des moyens 6 de mesure de pression P pour déterminer la pression dans le circuit 3. Par exemple, au moins un capteur 6 de pression mesure la pression dans le circuit 3. L'appareil 1 comporte également classiquement des moyens 7 de mesure, tel qu'un ou plusieurs capteurs qui déterminent le débit D de gaz au sein du circuit 3. De préférence, des moyens 7 de mesure du débit mesurent le débit en amont ou dans la partie amont du circuit 3. Par exemple, les moyens 7 de mesure de débit D mesurent la différence de débit Di-De au niveau respectivement des extrémités amont des deux tubes 13, 23 (du côté du boîtier 9). L'appareil 1 comporte également des moyens 4 de contrôle, comportant par exemple des moyens de traitement de donnée tel qu'au moins un calculateur. Selon l'invention, les moyens 4 de contrôle sont aptes à estimer en temps réel au moins une condition biomécanique du patient telle que la résistance Rp des voies aériennes du patient, en fonction de la pression P déterminée dans le circuit, du débit D déterminé dans le circuit 3 et de la valeur de la compliance Cc du circuit 3. Selon l'invention, la valeur de la compliance Cc du circuit 3 utilisée par les moyens 4 de contrôle pour calculer en temps réel au moins une condition biomécanique du patient est une valeur prédéterminée fixe. De préférence, les moyens 4 de contrôle estiment en temps réel la compliance Cp des poumons du patient et la résistance Rp des voies aériennes du patient, en fonction de la pression P déterminée dans le circuit, du débit D déterminé dans le circuit 3 et de la valeur prédéterminée fixe de la compliance Cc du circuit 3. Les estimations en temps réel de la compliance Cp des poumons du patient et la résistance Rp des voies aériennes du patient peuvent être réalisées classiquement par la méthode des moindres carrés décrites ci-dessus et également dans la publication suivante intitulée Interval estimation of respiratory parameters using least squares techniques et publiée dans la revue Computers and Biomedical Research, Volume 12, Issue 2, April 1979, Pages 149-166 . Les moyens 4 de contrôle peuvent comporter des moyens de stockage d'information pour mémoriser au moins une valeur prédéterminée de la compliance Cc du circuit 3. Comme décrit plus en détail ci-après, la valeur prédéterminée de la compliance Cc du circuit 3 peut être estimée ou calculée par exemple lors d'un mode de fonctionnement de test de l'appareil, distinct de la ventilation d'un patient. Avantageusement, les moyens 4 de contrôle peuvent comporter des moyens de traitement de données aptes à permettre la saisie et/ou la modification automatique de la valeur prédéterminée de compliance Cc du circuit 3 utilisée par l'appareil, en fonction par exemple du circuit 3 utilisé. La figure 2 illustre un exemple de réalisation d'une architecture destinée notamment à déterminer sur banc d'essai la valeur prédéterminée fixe de la compliance d'un circuit 3 tel que celui illustré à la figure 1. Les extrémités aval des deux tubes 13, 23 sont reliées à un patient 5 artificiel ayant une compliance Cp de poumon et une résistance Rp déterminées. L'extrémité amont du premier tube 13 est reliée à une source de pression 11 tel qu'un réseau gazeux à haute pression (4 bars par exemple). Une première vanne proportionnelle 12 est disposée sur le premier tube 13 pour permettre la régulation du débit de gaz vers le patient artificiel 5. Des capteurs de débit inspiratoire 14 et de pression 15 sont disposés également sur le premier 13 tube. L'extrémité amont du second tube 23 est reliée à une valve 16 expiratoire pneumatique. La valve 16 est commandée en pression par une électrovanne 18 du type tout ou rien qui est branchée sur la source de pression 11 et est munie d'un dispositif 19 apte à réaliser une fuite réglable. La fuite 19 est réglée de façon à obtenir une valeur de pression qui permette une étanchéité idéale au cours du cycle inspiratoire. Les capteurs 14, 17 de débit sont par exemple des capteurs massiques et sont étalonnés. Le capteur 15 de pression est un capteur différentiel par rapport à la pression atmosphérique. Première phase: Estimation de la compliance du circuit pneumatique. Le patient 5 artificiel est remplacé par un bouchon obstruant les extrémités aval du circuit 3. Le processus d'estimation de la compliance du circuit Cc peut commencer. L'électrovanne 18 tout ou rien est ouverte de façon à fermer la valve 16 expiratoire. L'électrovanne proportionnelle est alors ouverte progressivement jusqu'à pressurisation du circuit 13, 23 et de façon à ne pas dépasser la valeur limite de fuite 19 par la valve 16 expiratoire. L'intégrale du débit mesuré au cours de la pressurisation fournit le volume insufflé dans le circuit 3. Le calcul de la compliance et/ou l'élastance du circuit est fourni par les formules suivantes: Elas tance circuit = Pression atteinte Volume _ insufflé Compliance _ circuit = Volume _insufflé Pression atteint e La valeur obtenue de compliance Cc du circuit 3 est ensuite mémorisée. La modélisation de l'estimation des paramètres biomécaniques du patient et la régulation de la pression dans le circuit peuvent ensuite être réalisées. Estimation des paramètres du patient et régulation de la pression: Le système peut démarrer un cycle respiratoire par les étapes suivantes: fermeture de la valve 16 expiratoire par ouverture de l'électrovanne 18, démarrage d'un cycle de régulation en utilisant comme paramètres biomécaniques du patient des valeurs initiales prédéterminées, l'actionneur utilisé étant l'électrovanne 12 proportionnelle, - fermeture de l'électrovanne 12 proportionnelle pour ne plus générer de débit vers le patient. . - ouverture de la valve 16 expiratoire par la fermeture de l'électrovanne 18 pour laisser expirer le patient - estimation des paramètres du patient (résistance Rp et compliance Cp 15 notamment) par la méthode connue des moindres carrés, Le système peut ensuite entamer le cycle suivant: - fermeture de la valve 16 expiratoire par ouverture de l'électrovanne 18, - démarrage d'un cycle de régulation en utilisant comme paramètres biomécaniques du patient les valeurs estimées par la méthode des moindres carrés au cycle précédent. La régulation sera alors adaptée au patient une fois que celui-ci est reconnu, - fermeture de l'électrovanne 12 proportionnelle pour ne plus générer de débit vers le patient. - ouverture de la valve 16 expiratoire par la fermeture de l'électrovanne 18,pour laisser le patient expirer. - nouvelle estimation des paramètres biomécaniques du patient par la méthode des moindres carrés. La méthode des moindres carrés utilise le modèle linéaire du patient en appliquant la formule suivante: Pression = Résistance x débit buccal + Elastance x volume insufflé + pression alvéolaire initiale. Les termes connus sont la pression, le débit buccal et volume. Les termes inconnus sont la Résistance, l'Elastance et la Pression alvéolaire initiale. La compliance estimée est l'inverse de l'élastance obtenue. La pression est mesurée par le capteur 15. Le débit buccal est calculé par la formule suivante: Dp=Di De CcÉdP dt Le volume insufflé depuis le début du cycle est donné par la formule suivante: volume insufflé (t) = JDp.dt début de l'inspi La pression alvéolaire initiale dépend du volume qui reste dans le poumon à la fin de l'expiration du cycle précédent. Ce paramètre n'est pas nécessaire pour réaliser une compensation de la régulation. Compensation de la régulation: Dans le cas de l'architecture de banc d'essai, une électrovanne 12 proportionnelle fournit un débit souhaité par le biais de la valeur de la commande envoyée à cet actionneur avec un temps de réaction t (15 milisecondes par exemple). La fonction de transfert de l'électrovanne 12 est donnée par la formule suivante: Di Kev Cev 1+t.s dans laquelle Di est le débit mesuré, Cev est la commande administrée à l'électrovanne, Kev est le gain de réponse de l'électrovanne, et s est la variable de Laplace. L'équivalent de l'association du circuit 3 au patient peut être représenté par l'équivalent électrique illustré à la figure 3, dans laquelle: Di est le débit inspiratoire mesuré du côté amont, c'est à dire du côté des moyens 2 de génération d'un débit (ventilateur), Dp est le Débit buccal du patient, Cc est la compliance du circuit, Rp est la résistance des voies respiratoires du patient, Cp est la compliance des poumons du patient, P est la pression dans le circuit et Pa la pression alvéolaire du patient. La réponse en pression du patient est donnée par la fonction de transfert suivante: 2887777 13 s+ P Cc n Rp.Cp 1 Di ( Cp+Cc s. s + Rp.Cp.Cc La réponse globale du système est donc s+ P P Di Cc) Rp.Cp 1 Kev Cev Di Cev ( Cp + Cc (1 +t.$) s. s + Rp.Cp.Cc Le système de régulation en boucle fermée peut être représenté selon la figure 4 dans laquelle ConsP est la consigne de pression, RC le régulateur compensé, S la réponse du système ci-dessus, P la pression, la référence numérique 15 désignant le capteur de pression. La réponse du capteur 15 de pression est en général très rapide devant les autres grandeurs, ainsi elle est considérée comme valant l'égalité. Si H désigne le régulateur compensé et S le système, alors la fonction de transfert de la réponse en boucle fermée est donnée par la formule P HS T ConsP 1+ HS On considère que T est la fonction de transfert de la réponse en boucle fermée recherchée. On obtient donc pour H: H= T S(1 T) Le comportement global de la boucle fermée est donnée par la fonction de 20 transfert T(s) : P HS T ConsP 1 + HS 1+ 2.s +( s -\2 con acon On peut souhaiter que le système réponde comme un filtre d'ordre 2 dont les caractéristiques sont con et. con est la pulsation propre non amortie et est le facteur d'amortissement. Pour obtenir une réponse optimale, on prend généralement =0,7. Plus est grand et plus l'amortissement est important. On obtient pour satisfaire une telle réponse une fonction H qui vaut: (1+tis)(s+ Cp+Cc H= Cc Rp.Cp.Cc 1 Kev ( 1 s s+ + Rp.Cp / (on COI 12 Il suffit par la suite de numériser le filtre obtenu pour l'introduire dans une boucle de régulation temps réel. L'appareil de ventilation selon l'invention utilise alors les paramètres Cp et Rp obtenus par la méthode des moindres carrés sur le cycle précédent et, d'autre part, la valeur de la compliance du circuit 3 Cc obtenue par le premier test d'estimation. L'appareil peut donc utiliser ce mode d'estimation en temps réel de la compliance Cp des poumons du patient et la résistance Rp de ses voies aériennes. Sur ce même principe, l'appareil peut également réaliser la régulation du débit buccal du patient en utilisant comme actionneur un générateur de pression pure. De même, l'appareil peut également réaliser la régulation du débit buccal ou de la pression en utilisant un actionneur qui soit un générateur d'énergie pneumatique dont la réponse est connue par avance et reste constante au cours de la ventilation. Ainsi, tout en étant plus simple que les solutions de l'art antérieur, l'invention permet une estimation en temps réel plus satisfaisante des paramètres biomécaniques d'un patient et en particulier de la compliance Cp des poumons et de la résistance Rp des voies aériennes. L'estimation de la résistance des voies aériennes du patient et de la compliance des poumons peuvent être réalisés au cours de la ventilation en temps réel. C'est à dire que les calculs d'estimation sont réalisés à la vitesse du déroulement de la ventilation. L'estimation ne nécessite pas de test particulier qui aurait un impact sur le caractère continu de la ventilation. La valeur prédéterminée fixe de la compliance Cc du circuit utilisée selon l'invention n'est donc pas estimée en temps réel et est indépendante du patient et de la ventilation du patient. Cette simplification du fonctionnement de l'appareil (une inconnue de moins à calculer en temps réel) améliore paradoxalement les performances de l'appareil. L'appareil selon l'invention peut ainsi réaliser un contrôle et/ou une régulation au cours de la ventilation du débit et/ou de la pression administrés au patient qui ne soit ni trop lente, ni excessive, ni instable. De plus, l'appareil peut réaliser une estimation correcte du débit buccal effectif du patient par mesure indirecte du débit à l'extrémité amont du circuit, côté ventilateur, et de la pression dans le circuit. En outre, l'appareil peut ainsi réaliser une estimation de la pression alvéolaire au cours de la ventilation par mesure indirecte du débit à l'extrémité amont du circuit, côté ventilateur, et de la pression dans le circuit. REVENDICATIONS 1. Appareil (1) de ventilation d'un patient, apte notamment à surveiller etlou assister la ventilation d'un patient, comprenant: - des moyens (2) de génération d'un débit de gaz pour la ventilation assistée d'un patient - un circuit (3) gazeux dont une partie amont est raccordée aux moyens (2) de génération d'un débit de gazeux, et dont une partie aval est destinée à être raccordée au patient, - des moyens (6) de mesure de pression (P) pour déterminer la pression dans le circuit (3), - des moyens (7) de mesure de débit (D) pour déterminer le débit de gaz dans le circuit (3), - des moyens (4) de contrôle aptes à estimer en temps réel au moins une condition biomécanique du patient telle que la résistance (Rp) des voies aériennes du patient, en fonction de la pression (P) déterminée dans le circuit, du débit (D) déterminé dans le circuit (3) et de la valeur de la compliance (Cc) du circuit (3), caractérisé en ce que les moyens (4) de contrôle comportent des moyens de stockage d'information et / ou des moyens de traitement de données utilisant une valeur de la compliance (Cc) du circuit (3) prédéterminée fixe pour estimer en temps réel au moins une condition biomécanique. 2. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens (4) de contrôle comportent des moyens de traitement de données aptes à estimer en temps réel la compliance (Cp) des poumons du patient et la résistance (Rp) des voies aériennes du patient en fonction de la pression (P) déterminée dans le circuit, du débit (D) déterminé dans le circuit (3) et de la valeur prédéterminée de la compliance (Cc) du circuit (3). 3. Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que les moyens (4) de contrôle comportent des moyens de traitement de données aptes à estimer en temps réel la pression alvéolaire (Pa) du patient en fonction du débit (D) déterminé dans le circuit (3), de la pression (P) déterminé dans le circuit (3), de la valeur de la compliance prédéterminée (Cc) du circuit (3), de la résistance (Rp) des voies aériennes du patient estimée en temps réel et de la compliance (Cp) des poumons du patient estimée en temps réel. 4. Appareil selon la revendication 2 ou 3, caractérisé en ce que les moyens (4) de contrôle comportent des moyens de traitement de données aptes à réguler en temps réel la valeur de la pression (P) dans le circuit (3) à une valeur consigne, en fonction de la valeur estimée en temps réel de la compliance (Cp) des poumons du patient, de la valeur estimée en temps réel de la résistance (Rp) des voies aériennes du patient et de la valeur prédéterminée de la compliance (Cc) du circuit (3) . 5. Appareil selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que les moyens (7) de mesure de débit dans le circuit (3) comportent des moyens aptes à mesurer le débit gazeux au niveau de la partie amont du circuit (3). 6. Appareil selon la revendication 5, caractérisé en ce que les moyens (4) de contrôle comportent des moyens de traitement de données aptes à estimer en temps réel le débit buccal de gaz délivré au patient en fonction du débit (D) gazeux mesuré au niveau de la partie amont du circuit (3), de la pression (P) déterminée dans le circuit, et de la valeur de la compliance (Cc) prédéterminée du circuit (3). 7. Appareil selon la revendication 6, caractérisé en ce que les moyens (4) de contrôle comportent des moyens de traitement de données aptes à réguler en temps réel la valeur estimée du débit buccal de gaz délivré au patient à une valeur consigne, en fonction de la valeur estimée en temps réel de la compliance (Cp) des poumons du patient, de la valeur estimée en temps réel de la résistance (Rp) des voies aériennes du patient et de la valeur prédéterminée de la compliance (Cc) du circuit (3). 8. Appareil selon la revendication 6, caractérisé en ce que les moyens (4) de contrôle comportent des moyens de traitement de données aptes à réguler en temps réel la valeur du débit mesuré dans le circuit (3) au niveau de la partie amont du circuit à une valeur consigne, en fonction de la valeur estimée en temps réel de la compliance (Cp) des poumons du patient, de la valeur estimée en temps réel de la résistance (Rp) des voies aériennes du patient et de la valeur prédéterminée de la compliance (Cc) du circuit (3). 9. Appareil selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que les moyens (4) de contrôle comportent des moyens de stockage d'information pour mémoriser au moins une valeur prédéterminée de la compliance (Cc) du circuit (3). 10. Appareil selon la revendication 9, caractérisé en ce que les moyens (4) de contrôle comportent des moyens de traitement de données aptes à permettre la saisie et/ou la modification de la valeur prédéterminée de compliance (Cc) du circuit (3) utilisée par l'appareil. 11. Appareil selon la revendication 10, caractérisé en ce que les moyens (4) de contrôle comportent des moyens de traitement de données aptes à estimer ou calculer la compliance (Cc) prédéterminée du circuit (3) lors d'un mode de fonctionnement de test de l'appareil, distinct de la ventilation d'un patient. 12. Appareil selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que les moyens (2) de génération d'un débit de gaz comportent un ventilateur. 13. Appareil selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le circuit (3) gazeux comprend au moins un tube (13, 23). 14. Appareil selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le circuit (3) gazeux comprend un premier tube (13) destiné à insuffler du gaz au patient comprenant une extrémité amont raccordée aux moyens (2) de génération d'un débit de gazeux et une extrémité aval destinée à être raccordée au patient, un second tube (23) destiné à permettre l'expiration du patient comprenant une extrémité amont raccordée à une valve (8) et une extrémité aval destinée à être raccordée au patient. 15. Appareil selon la revendication 14, caractérisé en ce que les moyens (7) de mesure de débit (D) comportent au moins un capteur de pression mesurant la différence de débit (Di-De) au niveau respectivement des extrémités amont des deux tubes (13, 23).