FR 3009788 A1 20150227 FR 1358133 A 20130823 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. 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. 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. 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 0, car dans le cas contraire, c'est-à-dire lorsque Qmoy 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. 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 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. REVENDICATIONS1. Equipement d'oxygénothérapie comprenant a) 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 b) 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 oeuvre 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). 2. Equipement selon la revendication précédente, caractérisé en ce que 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 (R) de la canule (20) 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 (2), 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 (3). 3. Equipement selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que 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 4. Equipement selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que les moyens de traitement des données (5) sont agencés 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 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). 5. Equipement selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que 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). 6. Equipement selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le dispositif de mesure et de traitement de données comprend en outre : - des moyens de fourniture de courant électrique (9), - des moyens de mémorisation (8) et - des moyens de communication (7). 7. Equipement selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que les moyens de mesure de débit (3) et de pression (2), les moyens de traitement des données (5), lesmoyens de fourniture de courant électrique (9), les moyens de mémorisation (8) et les moyens de communication (7) sont agencés dans un boitier unique (11), ledit boitier (11) étant traversé dans le passage interne (13). 8. Equipement selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend une source de gaz respiratoire (12) reliée fluidiquement (22) au passage interne (13) de gaz du dispositif de mesure et de traitement de données (1). 9. Equipement selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que la source de gaz respiratoire (12) délivre de l'oxygène en une proportion volumique d'au moins 21 % vol. 10. Equipement selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que les moyens de communication (7) comprennent une antenne émettrice. 15 11. Equipement selon la revendication 1, caractérisé en ce que 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 : 20 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 25 - 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). 12. Equipement selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que les 30 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 13. Equipement selon l'une des revendications 1 ou 11, caractérisé en ce que les moyens de traitement des données (5) sont agencés 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).