FR 2726191 A1 19960503 FR 9512695 A 19951027 Cette invention se rapporte au traitement du syndrome d'apnée pendant le sommeil et plus particulièrement à un agencement destiné à traiter un patient par ventilation afin de surmonter des limitations de commande critiques créées par un effort d'inspiration insuffisant, une obstruction, un blocage, un rétrécissement ou une constriction des voies respiratoires d'un patient. La présente invention se rapporte au traitement du syndrome d'apnée pendant le sommeil, un désordre caractérisé par des épisodes répétitifs d'obstruction partielle ou complète des voies respiratoires supérieures pendant le sommeil. Des centaines d'épisodes d'apnée peuvent apparaître pendant la période de sommeil, et sont habituellement associées a une désaturation en oxygène du sang et un réveil consécutif. Les conséquences du syndrome d'apnée pendant le sommeil comprennent: des problèmes sociaux dus aux ronflements, une somnolence excessive pendant la journée, des accidents accrus dus à la somnolence, et une sérieuse désaturation en oxygène du sang qui peut conduire au développement de problèmes cardio- pulmonaires, y compris une mort soudaine pendant le sommeil. Depuis le début des années 80, un traitement efficace est couramment utilisé pour le syndrome d'apnée pendant le sommeil est la pression positive continue des voies respiratoires (appelée par la suite CPAP). La CPAP consiste en une alimentation en air sous pression positive délivrée à un patient au moyen d'un masque respiratoire étanche. Sans thérapie à pression d'air positive, les tissus dans les voies respiratoires supérieures s'affaissent du fait d'une pression d'inspiration négative, produisant ainsi une obstruction. La pression positive continue des voies respiratoires procure un apport d'air aux les voies respiratoires supérieures, empêchant ainsi l'affaissement des tissus du pharynx. Les dispositifs CPAP fournissent un écoulement prédéterminé d'air avec une pression entre 196,13 et 1961,28 Pa, afin d'empêcher cet affaissement par aspiration des tissus. Le dispositif CPAP est préréglé à la pression la plus élevée nécessaire pour empêcher le degré le plus sérieux d'obstruction des voies respiratoires du patient. Ce niveau de pression maximum est déterminé pendant une étude d'étalonnage CPAP d'une nuit. Toutefois, les exigences de pression varient avec chaque patient et dépendent de l'état physique du patient (par exemple congestion nasale, effet de l'alcool, fatigue, stade du sommeil, position du corps, etc.). Par conséquent, le niveau approprié déterminé pendant l'étude du sommeil est habituellement la pression maximum nécessaire pour surmonter le niveau le plus sérieux d'obstruction des voies respiratoires supérieures pendant un test. Ces dispositifs sont insuffisants du fait que la pression maximum avec la CPAP n'est pas idéalement adaptée à toutes les occasions ou à chaque nuit. Du fait des limitations techniques, la pression doit être prédéterminée à un niveau plus élevé que nécessaire pendant la majeure partie de la période de sommeil. Ceci crée différents problèmes pour l'utilisateur. Premièrement, les effets à long terme de la thérapie CPAP sont inconnus, de sorte qu'il est souhaitable de maintenir la pression des voies respiratoires supérieures aussi faible que possible. Deuxièmement, un écoulement d'air élevé continu conduit à une sécheresse nasale, un inconfort, une ingestion d'air, etc., toutes choses qui tendent à abaisser l'adaptation à l'utilisateur. Enfin, le fait que les exigences de pression CPAP varient avec le temps avec des changements de la physiologie du patient nécessite un suivi et des coûts croissants afin de s'assurer que le niveau optimal de pression est délivré. Par ailleurs, le patient peut être soumis au risque de traitement insuffisant ou aux dangers du surtraitement. Il y a plusieurs dispositifs CPAP qui ont été développés, tels que ceux décrits dans les brevets U.S. numéro 5 117 819 au nom de Servidio et autres et 5 199 424 au nom de Sullivan et autres, et qui essayent d'améliorer l'adaptation à l'utilisateur en augmentant progressivement la pression depuis le moment o l'unité est mise en route une première fois, avec une augmentation choisie jusqu'à un niveau thérapeutique prédéterminé et prescrit. Ceci permet au patient de s'endormir à une pression plus faible plus confortable. Toutefois, cette pression prescrite est toujours la pression la plus élevée nécessaire pour traiter le pire cas d'obstruction, ce dernier pouvant se rencontrer uniquement pendant une fraction de la période de sommeil totale. Le patient est ainsi surtraité pendant la majeure partie de sa période de sommeil. D'autres dispositifs CPAP brevetés, tels que le brevet U.S. numéro 5 239 995, au nom de Estes et autres, permet un préréglage indépendant des pressions prescrites d'inspiration et d'expiration. Ceci permet au patient une pression d'expiration plus confortable, alors que la pression d'aspiration reste la même qu'avec la CPAP traditionnelle. Le patient est toutefois également surtraité pendant la période de sommeil. Des dispositifs CPAP, qui ajustent automatiquement les niveaux de pression CPAP comme le ferait un technicien du sommeil professionnel pendant une étude d'étalonnage CPAP traditionnelle, sont disponibles. Par exemple, le brevet U.S. numéro 5 245 995 au nom de Sullivan et autres divulgue un appareil qui détecte en continu des " modèles " de respiration du patient au moyen d'un ou plusieurs capteurs. Lorsque ce dispositif détecte des " modèles " de respiration anormale, il augmente le niveau CPAP afin de rétablir la respiration normale du patient, et empêcher l'affaissement des voies respiratoires. Ce brevet décrit un dispositif à base de microprocesseur qui détecte et évalue des modèles de respiration sur une période prolongée. Le dispositif accumule, stocke, analyse et récupère des données afin de déterminer les changements de niveau de pression requis. Le brevet au nom de Sullivan, au contraire de la présente invention, exige des microprocesseurs, des logiciels et une programmation, ce qui est complexe, coûteux et sujet à des problèmes tels que la nécessité de stocker des données pendant toute brève interruption de l'alimentation électrique. Le syndrome d'apnée pendant le sommeil (SAS) est défini comme une réduction critique de l'écoulement d'air qui dure au moins 10 secondes. 10 secondes est le temps minimum nécessaire pour entraîner une désaturation en oxygène du sang significative et des réveils consécutifs. Par conséquent, la tentative pour empêcher toutes les réductions d'écoulement d'air sur la base des modèles de respirations passés n'est pas bonne. Par exemple, le brevet U.S. numéro 5 245 995 décrit un dispositif qui utilise le ronflement et des modèles de ronflement comme paramètre précis afin de détecter des épisodes d'apnée imminents. Une fois détecté, ledit dispositif augmente la pression afin d'éliminer le bruit de ronflement. Toutefois, tous les gens qui ronflent n'ont pas nécessairement de syndrome d'apnée obstructive pendant le sommeil et tous les bruits de ronflement produits par un patient avec un syndrome d'apnée pendant le sommeil ne sont pas forcément associés à une réduction gênante de l'écoulement d'air. Dans la dernière situation, les dispositifs de l'état de la technique peuvent délivrer une pression d'air excessive à des voies respiratoires fonctionnant " normalement ". Le rétrécissement des voies respiratoires supérieures doit être mesuré et seulement alors traité par thérapie. Jusqu'à ce que le temps optimum soit atteint, la pression positive des voies respiratoires pour le patient doit être limitée. Le brevet U.S. 5 570 631 au nom de Durkan montre un système qui délivre des impulsions ou pics discontinus de thérapie par pression. Le brevet Durkan cependant ne divulgue pas de capacité d'auto- ajustement de la pression délivrée au patient. Le brevet Durkan ne traite également pas les problèmes de limitation d'écoulement critiques qui sont caractérisés par une chute de pression de la même amplitude qu'une respiration normale, mais qui sont d'une courte durée de sorte que le volume d'inspiration du patient est réduit de façon gênante. Le système du brevet Durkan utilise un agencement de commutateur basé sur un seuil atmosphérique statique. Le système du brevet Durkan n'arrive également pas à compenser l'inhalation basée sur la présence d'une fuite de masque qui abaisserait la pression du masque en dessous du seul statique. Cette pression réduite dans le brevet Durkan serait interprétée comme une inhalation, empêchant ainsi le système du brevet Durkan d'administrer correctement la pression. C'est par conséquent un but de la présente invention que de procurer un dispositif qui détecte et répond de manière interactive sur une base respiration par respiration, et surmonte les réductions d'écoulement d'air gênantes dans le voies respiratoires d'un patient. C'est un autre but de la présente invention que de procurer un dispositif respiratoire qui s'ajuste automatiquement de lui-même à des exigences de pressions diverses du patient afin de corriger efficacement les limitations d'écoulement critiques. C'est encore un autre but de la présente invention que de procurer un dispositif respiratoire qui génère la pression moyenne la plus basse possible afin d'éviter le surtraitement du patient avec une pression d'air excessive. C'est encore un autre but de la présente invention que de procurer un dispositif respiratoire qui peut ajuster automatiquement sa sensibilité afin de déterminer une réduction d'écoulement critique en présence de fuites de masque anticipées. La présente invention comprend un système respiratoire destiné à surmonter une limitation d'écoulement d'air critique lorsque cela est exigé par un patient relié au système, comportant des moyens de génération d'écoulement d'air; une conduite d'alimentation en communication avec les moyens de génération d'écoulement d'air afin de diriger une pression d'air de niveau de base vers les voies respiratoires du patient; des moyens de détection d'air disposés en communication de fluide avec la conduite d'alimentation afin de détecter, sur une base continue, tout changement dans l'écoulement d'air vers les voies respiratoires du patient; des moyens de détection disposés en communication avec les moyens de détection d'air afin de délivrer en continu à un circuit central un signal d'attribut de respiration d'inspiration en temps réel du patient; des moyens de signal de référence agencés avec les moyens de détection afin de procurer en continu un signal de suivi dynamique en temps réel à partir du signal d'attribut de respiration d'inspiration en temps réel; et des moyens de décision du circuit central prévus pour utiliser le signal d'attribut de respiration d'inspiration en temps réel et les moyens de suivi dynamique en temps réel afin d'identifier une limitation d'écoulement d'air critique vers les voies respiratoires du patient, les moyens de décision étant prévus avec les moyens de génération d'écoulement afin d'augmenter en continu la pression d'air provenant des moyens de génération d'écoulement d'air afin de rétablir l'état ouvert des voies respiratoires, et afin d'arrêter instantanément l'augmentation et afin de commencer la diminution de la pression d'air, à une vitesse plus faible et d'une manière curviligne, lors de la détection d'un écoulement d'inspiration normal de l'air vers les voies respiratoires du patient. L'invention prévoit également que les moyens de décision soient prévus pour augmenter en continu la pression d'air provenant des moyens de génération d'écoulement d'air lorsque le signal d'attribut de respiration d'inspiration en réel dépasse le signal de suivi de référence dynamique en temps réel pendant une durée prédéterminée, les moyens de décision étant prévus pour arrêter l'augmentation et commencer la diminution, à une vitesse nettement plus faible, des moyens de génération d'écoulement d'air lorsque le signal d'attribut de respiration d'inspiration en temps réel est inférieur au signal de suivi de référence dynamique en temps réel pendant une deuxième durée minimum prédéterminée. L'invention comprend des moyens de détection qui font la différence entre un attribut normal et un attribut anormal d'écoulement d'inspiration de respiration unique, les moyens de détection utilisant une mesure d'amplitude basée sur le temps afin de faire la différence entre les attributs normaux et anormaux de respiration. L'invention comprend également une première durée pouvant être prédéterminée qui est la durée maximum pendant laquelle un patient peut tolérer une limitation d'écoulement d'air et ne pas souffrir d'une désaturation d'oxygène du sang fâcheuse et d'interruptions physiologiques du sommeil, et une deuxième durée pouvant être prédéterminée qui est la durée minimum d'écoulement d'inspiration de crête nécessaire pour être caractérisée comme un attribut normal de respiration d'inspiration. L'invention comprend en outre d'autres moyens destinés à déclencher les moyens de génération d'écoulement d'air afin d'arrêter l'augmentation de la pression d'air et commencer la diminution, d'une manière curviligne et à une vitesse nettement plus faible, lorsque les moyens de génération d'écoulement d'air atteignent le niveau de sortie de pression maximum prédéterminé avant que le signal d'attribut de respiration unique en temps réel soit inférieur au signal de suivi de référence dynamique en temps réel pendant une deuxième durée minimum pouvant être prédéterminée, et comprenant des moyens destinés à ajuster l'amplitude de la pression de niveau de base. L'invention comprend un procédé destiné à surmonter une restriction ou une limitation d'écoulement d'air critique des voies respiratoires d'un patient relié à un système respiratoire, comportant les étapes consistant à: générer une faible valeur constante de pression d'air provenant d'un générateur d'écoulement d'air; diriger une valeur constante de pression d'air à travers un tube d'alimentation jusqu'à un masque nasal porté par le patient; recevoir un écoulement d'air provenant du patient par des moyens de détection dans le système; détecter une limitation d'écoulement d'air critique dans les voies respiratoires du patient en détectant, sur une base respiration par respiration, une absence prolongée d'un signal d'écoulement d'inspiration normal; signaler au générateur d'écoulement d'air d'augmenter de manière continue la pression d'air, lors de la détection d'une restriction, de façon à rétablir l'état ouvert des voies respiratoires du patient; arrêter l'augmentation de pression d'air vers le patient lors de la détection d'une inspiration normale dans les voies respiratoires du patient maintenant ouvertes; et déclencher un signal consécutif pour le générateur afin de diminuer la pression d'air vers les voies respiratoires du patient maintenant ouvertes, jusqu'à son niveau de base faible constant antérieur. Le procédé comprend également les moyens de décision qui sont prévus pour augmenter en continu la pression d'air provenant des moyens de génération d'écoulement d'air lorsque le signal d'attribut de respiration d'inspiration en temps réel dépasse le signal de suivi de référence dynamique en temps réel pendant une durée prédéterminée, les moyens de décision étant prévus pour arrêter l'augmentation et commencer la diminution, à une vitesse nettement inférieure, des moyens de génération d'écoulement d'air lorsque le signal d'attribut de respiration d'inspiration en temps réel est inférieur au signal de suivi de référence dynamique en temps réel pendant une deuxième durée minimum prédéterminée. Le procédé comprend des moyens de détection qui font la différence entre des attributs normaux et anormaux d'écoulement d'inspiration de respiration unique, et lorsque la première durée pouvant être prédéterminée est la durée maximum pendant laquelle un patient peut tolérer la limitation d'écoulement d'air et ne pas souffrir d'interruptions de sommeil physiologiques. Le procédé comprend également le fait de déterminer quand la deuxième durée pouvant être prédéterminée est la durée minimum d'écoulement d'inspiration de crête nécessaire pour être caractérisée comme un attribut de respiration d'inspiration normal. L'invention comprend un système destiné à surmonter à la demande une obstruction ou une restriction des voies respiratoires, dans un patient relié au système, le système comportant: des moyens de génération d'écoulement d'air, une conduite d'alimentation en communication avec le générateur d'écoulement d'air et un masque porté par un patient de façon à diriger un écoulement d'air vers le patient, et des moyens de détection d'air en communication avec le masque et prévus pour modifier rapidement la pression d'air provenant des moyens de génération d'écoulement d'air lors de la détection d'un changement dans les voies respiratoires du patient portant le masque. Le système comprend: des moyens destinés à commander la pression d'air provenant des moyens de génération d'écoulement d'air lorsqu'elle est détectée par les moyens de détection, et le masque a une valeur constante de pression d'air dirigée vers lui, cette valeur étant augmentée lors de la détection d'une obstruction ou d'une restriction prolongée des voies respiratoires du patient portant le masque. L'invention comprend un procédé destiné à surmonter une condition de restriction ou d'obstruction des voies respiratoires d'un patient relié à un système de pression de voies respiratoires positive à la demande, ce système comprenant les étapes consistant à: générer une pression d'air constante provenant du générateur d'écoulement d'air, diriger une pression d'air constante provenant du générateur d'écoulement d'air par l'intermédiaire d'un tube d'alimentation jusqu'à un masque nasal porté par le patient; diriger un écoulement d'air du patient vers un capteur de débit; détecter une obstruction ou une restriction dans les voies respiratoires du patient en détectant une diversion prolongée de l'écoulement d'air à travers le capteur; et signaler au générateur d'écoulement d'augmenter la pression d'air de celui-ci afin de pousser en position ouverte l'obstruction ou la restriction dans les voies respiratoires du patient. Le procédé comprend également les étapes consistant à: réduire l'écoulement d'air vers le capteur de débit, du fait d'une diversion de l'écoulement d'air dans les voies respiratoires maintenant non obstruées du patient; et déclencher un signal consécutif vers le générateur d'écoulement d'air afin de diminuer la pression d'air vers le patient maintenant libéré à son niveau bas constant normal. Les buts et avantages de la présente invention apparaîtront mieux à la lecture de la description suivante faite en liaison avec les dessins annexés, dans lesquels: La figure 1 est une vue de dessus du dispositif, partiellement en coupe et partiellement sous une forme schématique; La figure 2a est un graphique qui représente la pression de masque du patient et le signal de référence dynamique en fonction du temps; La figure 2b est un graphique qui montre une représentation du signal du détecteur d'inhalation par rapport au temps; La figure 2c est un graphique qui montre une représentation du détecteur d'inhalation avec le circuit de protection contre les erreurs inclus dedans; et La figure 3 est un graphique qui montre une représentation de la façon dont la présente invention limite la pression d'air des voies respiratoires sur la base de l'inhalation du patient. Si l'on se réfère aux dessins en détail, et plus particulièrement à la figure 1, il y est représenté une vue de dessus et une représentation schématique d'un système de pression d'air positive à la demande des voies respiratoires 10, qui est utilisé afin de montrer un dispositif utile pour rétablir un écoulement d'air normal dans un patient avec une limitation d'écoulement d'air critique. Ce système de pression d'air positive à la demande des voies respiratoires 10 comporte une unité de ventilation 12 ayant un orifice d'entrée d'air 14 ou une source d'oxygène. L'unité de ventilation 12 est entraînée en rotation par un moteur électrique réglable 16 capable de procurer une accélération et une décélération. L'unité de ventilation 12 possède un orifice de sortie 18 qui est en communication d'écoulement de fluide avec un masque nasal 20 par l'intermédiaire d'une conduite d'alimentation à passage large 22. La conduite d'alimentation 22, courante dans ce domaine, est d'un diamètre d'environ 1,9 cm. Une conduite de détection plus étroite 26 est également en communication de fluide avec la conduite d'alimentation 22, comme cela est représenté sur la figure 1. La conduite de détection 26 est également en communication avec un capteur 28 par l'intermédiaire d'une première conduite 21, et d'un étranglement 32, qui est un étranglement d'écoulement tel que fabriqué par Bird Precision Co. de Waltham, Mass. (qui est un étranglement d'écoulement de 0,1 cm), un raccord cranté ayant un orifice central destiné à permettre une fuite commandée d'écoulement d'air sous pression de la conduite en aval 30. L'étranglement 32 crée une pression plus faible sur le côté de sortie (la conduite 30) du capteur d'écoulement 28 afin de polariser le capteur d'écoulement 28 pour une sensibilité maximum. La conduite en aval 30 continue à se diriger par l'intermédiaire d'une conduite de polarisation 19 dans l'orifice de sortie 18 de l'unité de ventilation 12. Les conduites 19, 30 et 21 comportent un pontage en ligne avec le capteur d'écoulement 28. Le capteur d'écoulement 28 peut ainsi avoir un écoulement d'air à travers, à cause du déséquilibre de la pression d'air entre la première conduite et la conduite en aval 21 et 30 respectivement. Ceci est une manière précise de mesurer la pression dans le masque 20. Il y a cependant la possibilité de lire la pression du masque/patient au niveau de ou près de l'extrémité proximale de la conduite d'alimentation 22. Le capteur d'écoulement 28 comporte une partie d'un circuit imprimé 36 dont les composants sont représentés sous une forme schématique sur la figure 1. Le circuit imprimé 36 comprend un circuit de filtrage de bruit électrique 23 composé d'un condensateur à film polypropylène à haute fréquence relié à la masse, d'une résistance en série suivie d'un deuxième condensateur à film polypropylène à haute fréquence et d'un condensateur à perle de tantale relié à la masse. Le signal provenant du capteur d'écoulement 28, qui est une représentation en tension qui reflète la pression et les changements en temps réel de celle-ci, passe à travers le circuit de filtrage 23 et dans un circuit de détection d'inhalation 24. Le circuit de détection d'inhalation 24 comporte un amplificateur opérationnel différentiel à gain élevé relié à un circuit de référence dynamique 25. Le circuit de référence dynamique 25 se compose d'un diviseur de tension comprenant un réseau résistance/condensateur, représenté sous une forme schématique sur la figure 1. Une caractéristique de retard est incorporée dans le circuit de référence dynamique 25 grâce à l'utilisation de deux condensateurs reliés à la masse. La sortie de ce circuit de référence dynamique 25 basée sur l'entrée du capteur d'écoulement 28 procure un signal de tension de référence " R " qui est légèrement en dessous de la sortie de tension du capteur d'écoulement 28, et retarde les changements en temps réel communiqués par l'intermédiaire de la conduite de détection et de la première conduite 26 et 21 et générés par le capteur d'écoulement 28. Le circuit de référence dynamique 25 envoie un signal à une entrée négative sur l'amplificateur opérationnel différentiel du circuit de détection d'inhalation 24. Le signal filtré provenant du circuit de filtrage de bruit électrique 23 attaque l'entrée positive de l'amplificateur opérationnel du circuit de détection d'inhalation 24. L'amplificateur opérationnel du circuit de détection d'inhalation 24 compare la sortie de capteur filtrée en temps réel à la référence dynamique générée par le circuit de référence dynamique 25. Lorsque le signal provenant du capteur d'écoulement 28 (tel que filtré par le circuit de filtrage de bruit électrique 23) est supérieur au signal de référence dynamique, la sortie de l'amplificateur opérationnel différentiel est basse ou un zéro " logique >". Lorsque le signal provenant de la sortie du capteur d'écoulement 28 (tel que filtré par le circuit de filtrage de bruit électrique 23) chute en dessous du signal de référence dynamique, la sortie de l'amplificateur opérationnel différentiel devient haute ou un un,, logique ". La réponse de ce circuit de détection d'inhalation est représentée sur les figures 2a et 2b. En présence d'une fuite de masque, un signal provenant du capteur d'écoulement 28 est réduit proportionnellement à la quantité de fuite d'air. Le diviseur de tension dans le circuit de référence dynamique 25 mentionné ci-dessus réduit automatiquement le signal de référence " représenté sous une forme schématique sur la figure 1. La résistance et le condensateur dans ce circuit 17 ralentissent la sortie de l'amplificateur opérationnel différentiel dans le circuit de détection d'inhalation 24 afin d'empêcher des impulsions de courte durée, qui caractérisent " des limitations d'écoulement critiques (inhalation réduite), d'être détectées comme une inhalation normale. Un circuit de temporisation 27, qui comporte un circuit NE556, dans une configuration monostable, agit afin de temporiser la durée entre les uns " logiques " provenant de la sortie du circuit de protection contre les erreurs 17. Le circuit de temporisation 27 envoie sa sortie à un circuit de sélection 31. Le circuit de sélection 31 est par exemple un relais Gordos modèle 836C-1, commandé par un transistor NPN du type 2N2102. Le circuit de sélection 31 choisit une des deux tensions de référence générées dans le circuit de référence de sortie 33, et l'envoie dans un circuit de diminution de pression 34 et ensuite dans une unité de commande de vitesse 38. Le circuit de référence de sortie 33, représenté sous une forme schématique sur la figure 1, se compose d'un potentiomètre multitours de 10 kn, en série avec une résistance fixe de 10 kn, branché entre une source de tension positive et la masse. Un condensateur électrolytique de 10 gF est relié au piquage de tension du circuit diviseur de tension dans le circuit de référence de sortie 33 afin de procurer une tension stable pour transmission au circuit de diminution de pression 34. Le circuit de diminution de pression 34 se compose d'un amplificateur opérationnel, par exemple un National Semiconductor LM-358, qui charge un condensateur électrolytique de 10 gF par l'intermédiaire d'une diode de signal, par exemple du type 1N4148, et d'un potentiomètre multitours de 100 kQ. Une résistance fixe de 4,7 M est placée en série avec un potentiomètre multitours de 5 MQ. Cette combinaison de résistance est placée en parallèle avec le condensateur électrolytique de 10 gF afin de procurer une chute réglable de la tension résultante. Cette tension est alors envoyée vers un deuxième amplificateur opérationnel, tel qu'un National Semiconductor d-358, afin de procurer le courant nécessaire pour commander l'unité de commande vitesse de ventilateur 38. L'unité de commande vitesse de ventilateur 38, qui fait partie du système, comprend l'unité de ventilation 12 et le moteur de ventilateur 16 et est fabriquée par exemple par Ametek Lamb Electric Division de Kent, Ohio. Un détecteur de pression maximum 29 est en communication avec la ligne de sortie du filtre de bruit 23 et la ligne d'entrée du circuit de temporisation 27. Le circuit détecteur de pression 29 se compose d'un amplificateur opérationnel différentiel à gain élevé, par exemple un National Semiconductor LM-339, avec une tension de référence appliquée sur l'entrée négative, représenté sous une forme schématique sur la figure 1. La tension est ajustée pendant l'assemblage/test de telle sorte que la sortie de l'amplificateur opérationnel à gain élevé devient " haute ", ou un un logique lorsqu'une pression maximum de 1961, 28 Pa est atteinte. La sortie de l'amplificateur opérationnel différentiel à gain élevé est envoyée vers le circuit de temporisation 27 afin de réinitialiser le temporisateur NE556 et sélectionner la tension de référence de sortie basse et ramener l'unité de ventilation 12 à son réglage de niveau de base de 245,16 Pa grâce aux composants décrits précédemment. Si l'on se réfère à nouveau à la figure 2a, la pression de masque en fonction du temps y représentée, pour une durée de respiration normale " X ", et une durée de respiration réduite " Y ". Cette respiration réduite est la représentation graphique de la " limitation d'écoulement critique >. Cette pression de masque est mesurée par le capteur d'écoulement 28 par l'intermédiaire de la première conduite et de la conduite de capteur 21 et 26. La pression est représentée sur l'axe vertical, de sorte qu'une pression accrue est représentée dans la direction dessous du signal de capteur d'écoulement d'air " M ". Les condensateurs dans le circuit de référence dynamique 25 procurent l'écoulement de temps afin d'établir la faible vitesse de changement du signal de référence dynamique " R ". Le diviseur de tension du circuit de référence dynamique 25 procure la force destinée à commander le signal de référence dynamique " R " en dessous du signal de capteur d'écoulement d'air " M ". A la fin du cycle d'inhalation du patient, indiqué par le point 3, sur la figure 2a, le diviseur de tension dans le circuit de référence dynamique 25 a ramené le signal de référence dynamique " R " bien en dessous du signal de capteur d'écoulement d'air " M ". Lorsque la patient commence à exhaler, le signal de capteur d'écoulement d'air " M " augmente rapidement jusqu'à une crête, indiquée par le point 4 sur la figure 2a. Les condensateurs dans le circuit de référence dynamique 25 ne permettent pas au signal de référence dynamique " R " d'augmenter à la même vitesse que le signal de capteur d'écoulement d'air " M ". A titre d'exemple, l'inhalation suivante représentée du patient n'est pas une inhalation complète et représente une limitation d'écoulement critique qui commence au point 5 sur la figure 2a. Le signal de capteur d'écoulement d'air " M " est représenté ayant tiré vers le bas le signal de référence dynamique " R " pendant une durée fortement réduite, au point 6, du fait que la pression réduite pendant l'inhalation permet aux voies respiratoires du patient de se contracter. Il est à noter que le creux d'amplitude du point 6 est le même que pour une respiration normale. Une fois que les voies respiratoires se sont rétrécies, au point 6, le signal de capteur d'écoulement d'air " M " augmente du fait que le patient n'aspire plus d'air (inhale suffisamment d'air) pour tirer le signal de pression d'écoulement d'air " M " vers le bas. La parie restante de la courbe représente le volume réduit d'air aspiré par le patient. Les deux respirations représentées peuvent être suivies par une répétition de chacune d'entre elles. Sur la figure 2b, il y a une représentation de la sortie du détecteur d'inhalation 24 par rapport au temps, correspondant à la base de temps, identifié sur la figure 2a. Sur la figure 2b, le signal d'inhalation y est représenté et est généré par l'amplificateur différentiel à gain élevé du circuit de détection d'inhalation 24. La sortie de cet amplificateur passe du zéro logique au un logique au point 1 de la figure 2b qui correspond à l'emplacement du point 1 de la figure 2a. La sortie de cet amplificateur reste un un logique jusqu'à ce que le signal atteigne le point 2, qui correspond à l'emplacement du point 2 sur la figure 2a. La sortie de l'amplificateur bascule au zéro logique à ce moment là, et y reste jusqu'à ce que le signal de capteur " M " tombe en dessous du signal de référence dynamique >, comme cela est indiqué par l'emplacement correspondant du point 5 sur la figure 2a. La sortie de l'amplificateur reste un un logique jusqu'à ce que le signal de capteur " M " monte au-dessus du signal de référence dynamique " R ", comme cela est indiqué à l'emplacement du point 6 sur les figures 2a et 2b. A ce moment la, la sortie de l'amplificateur chute à un zéro logique et y reste jusqu'à ce que l'inhalation du patient soit détectée par le capteur d'écoulement d'air. La figure 2b montre la détection d'inhalation erronée, correspondant au temps entre les points 5 et 6 des figures 2a et 2b, qui est une durée très courte (de l'ordre d'un dixième de seconde). La figure 2c montre comment le retard dans le circuit de protection contre les erreurs 17 modifie le signal envoyé vers le circuit de temporisation 27 en retardant le front montant " E " de l'onde carrée et en éliminant totalement l'onde de détection d'inhalation erronée " P " indiquée sur la figure 2b. A l'emplacement du point 1 sur la figure 2c, qui correspond au point 1 sur la courbe de temps des figures 2a et 2b, la sortie du circuit de protection contre les erreurs est un zéro logique à cause de la capacité qui provoque le retard dans le circuit de protection. Un point, indiqué sur l'échelle de temps en A, représente la sortie du circuit de protection contre les erreurs qui passe à un un logique. Ce un logique réinitialise le circuit de temporisation 27 et maintient l'unité de ventilation 12 à son niveau de base. A un emplacement qui correspond à peu près à l'emplacement du point 2 sur les figures 2a et 2b, la sortie du circuit de protection contre les erreurs revient au zéro logique et permet au temporisateur 27 de commencer à compter jusqu'à ce que l'inhalation suivante soit détectée, établissant ainsi une analyse respiration par respiration par le système 10 auquel est relié le patient. Les figures 2a, 2b et 2c représentent cc l'inhalation " qui est l'attribut de respiration contrôlé sur une base de respiration unique dans la présente invention. Le fonctionnement de ce système est basé sur la définition du syndrome d'apnée pendant le sommeil (SAS). Un patient présente un événement d'apnée si la respiration cesse ou est réduite de manière critique pendant au moins 10 secondes. Le système 10 le syndrome d'apnée pendant le sommeil (SAS) avec une augmentation continue de la pression des voies respiratoires afin de rétablir l'état ouvert des voies respiratoires. Le système 10 alimente le patient avec un écoulement d'air à pression basse constante (par exemple 245,16 Pa) pendant des périodes de respiration normale. Le système temporise l'intervalle d'une respiration à l'autre du patient pendant des périodes de respiration normale sur le capteur 28. Si le patient développe une limitation d'écoulement critique pendant une durée prolongée (par exemple 8 secondes), le système 10 répond par une augmentation continue de la pression vers le patient afin de rétablir l'état ouvert des voies respiratoires. Le système 10 peut atteindre la pression maximum, qui est d'environ 1961, 28 Pa, dans les 10 secondes qui suivent la dernière respiration normale. Cette pression est généralement acceptée comme la pression maximum nécessaire pour traiter les cas les plus sévères de SAS. Le capteur d'écoulement d'air 28 et le circuit associé détectent une inhalation normale. Le système 10 mesure alors l'intervalle entre inhalations afin de déterminer si une réponse est nécessaire. La détection et la temporisation d'une respiration à l'autre peuvent être réalisées avec l'exhalation ou avec des changements entre inhalation et exhalation. Le principe clé est le diagnostic et le traitement de " limitation d'écoulement critique >, indépendamment de la pression de voies respiratoires. Le système 10 répond à des limitations d'écoulement critiques (supérieures à 8 secondes) en augmentant la pression d'une manière continue jusqu'à un point d'inhalation normal tel que déterminé par la réponse physiologique du patient, à la suite de quoi le système 10 commence une diminution progressive de la pression sur une période prolongée (par exemple au moins environ 30 secondes) afin d'atteindre son niveau de base à basse pression constant de 245,16 Pa, comme cela est représenté sur la figure 3, cette diminution de pression étant commandée par le circuit de diminution de pression 34 représenté sur la figure 1. L'unité de ventilation 12 et le moteur 16 du système 10 peuvent passer de la sortie de base d'approximativement 245,16 Pa jusqu'à approximativement 1961,28 Pa en moins de 2 secondes. Le système 10 répond ainsi si il n'arrive pas à détecter une inhalation normale en environ 8 secondes. Cette réponse permet au système 10 de rétablir la capacité des voies respiratoires en moins de 10 secondes, empêchant ainsi un événement d'apnée. Le système 10 maintient une pression élevée pendant la diminution progressive, comme cela a été mentionné ci-dessus, afin de s'assurer que les voies respiratoires du patient restent valides apres que la restriction ou la limitation d'écoulement ait été surmontée, et afin de permettre au patient de continuer une respiration normale. Le détecteur d'inhalation 24 est capable de détecter une inhalation alors que l'unité de ventilation 12 augmente la sortie de 245,16 à 1961,28 Pa. La vitesse du détecteur d'inhalation 24 permet au système 10 d'administrer uniquement la pression appropriée afin de rétablir l'état ouvert des voies respiratoires. Le détecteur d'inhalation 24 peut arrêter l'accélération de l'unité de ventilation 12, et commencer la diminution de pression progressive mentionnée ci-dessus à des niveaux de sortie correspondants au moment o le patient a une inhalation normale entre la sortie de base et la sortie maximum, comme cela est représenté par exemple à l'emplacement " I " sur la figure 3. La figure 3 est une représentation graphique des changements de pression dans le masque 20, avec la " pression " représentée sur l'axe vertical et le " temps " sur l'axe horizontal. Le point " C " sur la courbe représente le début de la limitation d'écoulement critique, et le point " D " sur la courbe représente le début de l'augmentation de pression dans le système (8 secondes après le point " C "). Le point maximum, représenté à l'emplacement " I ", montre la chute de pression immédiate associée à une inhalation normale. La pression maximum atteinte est limitée par l'inhalation spontanée du patient. L'inhalation normale continue jusqu'au point " E " sur la courbe de la figure 3, et à ce point, la pression commence à augmenter du fait de l'exhalation du patient. Une respiration suivante commence au point marqué " SB " pendant la diminution progressive de la pression. Cette courbe de la figure 3 montre clairement comment le système 10 limite une augmentation de pression spécifique à celle exigée par les besoins physiologiques immédiats du patient. En fonctionnement, le système 10 génère une augmentation de pression uniquement à la pression nécessaire pour rétablir une respiration normale. Il est important d'utiliser un signal de référence dynamique afin de détecter l'inhalation d'un patient pour une thérapie de pression positive car le patient ne peut facilement créer une pression d'inhalation en dessous de la pression ambiante. La pression nécessaire pour rétablir la capacité des voies respiratoires d'un patient donné quelconque est différente à un instant quelconque et le circuit de référence dynamique 25 de la présente invention est nécessaire pour détecter ces limitations d'écoulement critiques alors que le patient subit une thérapie de pression positive des voies respiratoires. Lorsqu'une respiration normale est rétablie (inhalation normale continue à intervalles de moins de 8 secondes), le système 10 revient à la sortie de base à basse pression confortable (par exemple 245,16 Pa). Le système 10 ajoute une caractéristique additionnelle qui empêche l'unité de rester à la sortie maximum dans le cas o la respiration ne peut être rétablie. Ce circuit de coupure automatique utilise une référence fixe d'environ 1961,28 Pa afin de réinitialiser le temporisateur et réduire la sortie du ventilateur. Un nouveau système destiné à rétablir la capacité des voies respiratoires, respiration par respiration, d'un patient relié au système vient ainsi d'être présenté. REVENDICATIONS 1. Système respiratoire destiné à surmonter une limitation d'écoulement d'air critique lorsque cela est exigé par un patient relié au système, caractérisé en ce qu'il comporte: des moyens de génération d'écoulement d'air (12); une conduite d'alimentation (22) en communication avec lesdits moyens de génération d'écoulement d'air (12) afin de diriger une pression d'air de niveau de base vers les voies respiratoires du patient; des moyens de détection d'air (28) disposés en communication de fluide avec ladite conduite d'alimentation (22) afin de détecter, sur une base continue, tout changement dans l'écoulement d'air vers les voies respiratoires du patient; des moyens de détection (24) disposés en communication avec lesdits moyens de détection d'air (28) afin de délivrer en continu à un circuit central un signal d'attribut de respiration d'inspiration en temps réel du patient; des moyens de signal de référence (25) agencés avec lesdits moyens de détection (24) afin de procurer en continu un signal de suivi dynamique en temps réel à partir dudit signal d'attribut de respiration d'inspiration en temps réel; et des moyens de décision dudit circuit central prévus pour utiliser ledit signal d'attribut de respiration d'inspiration en temps réel et lesdits moyens de suivi dynamique en temps réel afin d'identifier une limitation d'écoulement d'air critique vers les voies respiratoires du patient, lesdits moyens de décision étant prévus avec lesdits moyens de génération d'écoulement (12) afin d'augmenter en continu la pression d'air provenant desdits moyens de génération d'écoulement d'air (12) afin de rétablir l'état ouvert des voies respiratoires, et afin d'arrêter instantanément l'augmentation et afin de commencer la diminution de la pression d'air, à une vitesse plus faible et d'une manière curviligne, lors de la détection d'un écoulement d'inspiration normal de l'air vers les voies respiratoires du patient. 2 Système respiratoire selon la revendication 1, caractérisé en ce que lesdits moyens de décision sont prévus pour augmenter en continu la pression d'air provenant desdits moyens de génération d'écoulement d'air (12) lorsque ledit signal d'attribut de respiration d'inspiration en réel dépasse le signal de suivi de référence dynamique en temps réel pendant une durée prédéterminée, lesdits moyens de décision étant prévus pour arrêter l'augmentation et commencer la diminution, à une vitesse nettement plus faible, desdits moyens de génération d'écoulement d'air (12) lorsque ledit signal d'attribut de respiration d'inspiration en temps réel est inférieur au dit signal de suivi de référence dynamique en temps réel pendant une deuxième durée minimum prédéterminée. 3. Système respiratoire selon la revendication 2, caractérisé en ce que lesdits moyens de détection (24) font la différence entre un attribut normal et un attribut anormal d'écoulement d'inspiration de respiration unique. 4. Système respiratoire selon la revendication 3, caractérisé en ce que lesdits moyens de détection (24) utilisent une mesure d'amplitude basée sur le temps afin de faire la différence entre les attributs normaux et anormaux de respiration. 5. Système respiratoire selon la revendication 4, caractérisé en ce que ladite première durée pouvant être prédéterminée est la durée maximum pendant laquelle un patient peut tolérer une limitation d'écoulement d'air et ne pas souffrir d'une désaturation d'oxygène du sang f&cheuse et d'interruptions physiologiques du sommeil. 6. Système respiratoire selon la revendication 5, caractérisé en ce que ladite deuxième durée pouvant être prédéterminée est la durée minimum d'écoulement d'inspiration de crête nécessaire pour être caractérisée comme un attribut normal de respiration d'inspiration. 7. Système respiratoire selon la revendication 6, caractérisé en ce qu'il comporte d'autres moyens destinés à déclencher lesdits moyens de génération d'écoulement d'air (12) afin d'arrêter l'augmentation de la pression d'air et commencer la diminution, d'une manière curviligne et à une vitesse nettement plus faible, lorsque lesdits moyens de génération d'écoulement d'air (12) atteignent le niveau de sortie de pression maximum prédéterminé avant que ledit signal d'attribut de respiration unique en temps réel soit inférieur au dit signal de suivi de référence dynamique en temps réel pendant une deuxième durée minimum pouvant être prédéterminée. 8. Système respiratoire selon la revendication 7, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens destinés à ajuster l'amplitude de ladite pression de niveau de base. 9. Système destiné à surmonter à la demande une obstruction ou une restriction des voies respiratoires d'un patient relié au système, le système étant caractérisé en ce qu'il comporte: des moyens de génération d'écoulement d'air (12), une conduite d'alimentation (22) en communication avec ledit générateur d'écoulement d'air et un masque (20) porté par un patient de façon à diriger un écoulement d'air vers le patient, et des moyens de détection d'air (28) en communication avec ledit masque (20) et prévus pour modifier rapidement la pression d'air provenant desdits moyens de génération d'écoulement d'air (12) lors de la détection d'un changement dans les voies respiratoires du patient portant le masque (20). 10. Système respiratoire selon la revendication 9, caractérisé en ce qu'il comprend: des moyens destinés à commander la pression d'air provenant desdits moyens de génération d'écoulement d'air (12) lorsqu'elle est détectée par lesdits moyens de détection (28). 11. Système respiratoire selon la revendication 10, caractérisé en ce que ledit masque (20) a une valeur constante de pression d'air dirigée vers lui, cette valeur étant augmentée lors de la détection d'une obstruction ou d'une restriction prolongée des voies respiratoires du patient portant le masque (20).