FR 2695320 A1 19940311 FR 9210593 A 19920904 La présente invention concerne un procédé de régulation de la pression d'un flux d'air distribué à un masque d'assistance respiratoire pour un patient, notamment pour le traitement du syndrome d'apnée du sommeil. Elle vise également un dispositif d'assistance respiratoire destiné à distribuer un flux d'air à un patient tout en régulant la pression du flux d'air distribué. Pour le traitement du syndrome d'apnée du sommeil, il est courant d'utiliser un appareil délivrant un flux d'air à un patient, à une pression positive constante par rapport à la pression atmosphérique. Cependant, ce flux d'air à pression constante, délivré au moyen d'un masque appliqué sur au moins une des voies respiratoires de ce patient, est peu adapté au cycle respiratoire de ce dernier et de nombreux patients ne supportent pas le traitement. Un dispositif décrit dans la demande européenne de brevet Ai 0 425 092, permet de délivrer un flux d'air à un premier niveau de pression pendant la phase inspiratoire du cycle respiratoire du patient et à un second niveau de pression pendant la phase expiratoire du cycle du patient, le premier niveau de pression étant plus élevé que le second niveau de pression. Le procédé de régulation de la pression consiste à appliquer le premier niveau de pression dès la détection du début de la phase inspiratoire et à appliquer le second niveau de pression dès la détection de la fin de la phase inspiratoire. Cependant, le début de la phase inspiratoire est détectée lorsque le débit d'air, mesuré par un capteur de débit situé au niveau du masque, croit d'une certaine valeur au-dessus du débit de fuite ou débit moyen d'air estimé sur plusieurs cycles respiratoires du patient. De même, la fin de la phase inspiratoire est détectée lorsque le débit d'air du patient est égal ou légèrement inférieur à une variable de compensation égale à la somme de la valeur du débit de fuite estimé et d'une valeur proportionnelle à l'intégration au cours du temps du débit d'air estimé du patient.Le débit d'air estimé du patient est égal au débit mesuré au niveau du masque, auquel on soustrait le débit moyen estimé. Le procédé de régulation de la pression de l'art antérieur utilise donc comme débit de référence, un débit moyen estimé ou débit de fuite qui est évalué sur plusieurs cycles respiratoires du patient et qui est indépendant du débit d'air du patient. Ce procédé ne permet donc pas de suivre au mieux le cycle respiratoire du patient. Ainsi, si le rapport de la durée de la phase inspiratoire sur la durée de la phase expiratoire varie, le débit moyen varie alors dans le même sens et les critères de détection du début et de la fin de la phase inspiratoire sont également modifiés. De plus ten présence de fuites d'air au niveau du masque appliqué sur le visage du patient, les fuites seront plus importantes au moment de la phase inspiratoire lorsque la pression est plus élevée : le débit moyen sera donc augmenté, rendant plus difficile la détection du début de la phase inspiratoire. Le but de la présente invention est de proposer un procédé de régulation de la pression d'un flux d'air qui permette de s'adapter au cycle respiratoire du patient et à ses variations. Un autre but de l'invention est de proposer un dispositif d'assistance respiratoire qui soit très bien toléré par le patient. Le procédé de régulation de la pression visé par l'invention permet de réguler la pression d'un flux d'air distribué à un masque appliqué sur au moins un orifice respiratoire d'un patient. Il est adapté à délivrer un premier niveau de pression pendant la phase inspiratoire du cycle respiratoire du patient et un second niveau de pression pendant la phase expiratoire du cycle respiratoire du patient et il comporte une étape de mesure, sensiblement en continu et à une fréquence d'échantillonnage prédéterminée, de la valeur du débit d'air distribué au masque. Selon l'invention, le procédé de régulation de la pression est caractérisé en ce qu'il comprend, à chaque cycle respiratoire du patient, les étapes successives suivantes a) détection du début de la phase inspiratoire lorsqu'une série de valeurs successives du débit d'air mesurées à ladite fréquence d'échantillonnage est croissante, le taux de variation du débit d'air sur ladite série croissante de valeurs dépassant une valeur seuil prédéterminée et une valeur de comparaison, choisie d'une manière prédéterminée, dans la série de valeurs successives du débit d'air, étant supérieure ou légèrement inférieure à une valeur de référence b) régulation de la pression du flux d'air audit premier niveau de pression c) calcul, pour chaque valeur de débit d'air mesurée à ladite fréquence d'échantillonnage, d'une variable associée selon la formule récurrente suivante Vfn = Vfn-1 + a Vn où Vn est la valeur de débit d'air mesurée à l'instant tn, Vfn est la valeur de la variable associée à Vn, a est une constante comprise strictement entre 0 et 1 et Vfo est égale à ladite valeur de référence, et comparaison à ladite fréquence d'échantillonnage de la valeur du débit d'air mesurée et de ladite variable associée d) détection de la fin de la phase inspiratoire lorsque la valeur de débit d'air mesurée est inférieure ou égale à ladite variable associée e) régulation de la pression du flux d'air audit second niveau de pression f) calcul de la valeur de référence utilisée pour le cycle respiratoire suivant, ladite valeur de référence étant égale à la moyenne arithmétique de ladite valeur de comparaison de l'étape a) et desdites valeurs de comparaison d'un nombre prédéterminé de cycles respiratoires précédents. Ainsi, la détection du début et de la fin de la phase inspiratoire est effectuée à partir de la valeur du débit d'air mesurée et d'une valeur de référence qui correspond sensiblement à la valeur du débit d'air mesurée au début de chaque phase inspiratoire. Ainsi, le procédé de régulation de pression selon l'invention permet de détecter de manière précise le début et la fin de chaque phase inspiratoire du patient et de s'adapter aux variations des cycles respiratoires, en utilisant une valeur de référence qui dépend étroitement du cycle respiratoire du patient. Selon une version avantageuse de l'invention, la valeur de référence utilisée à chaque cycle respiratoire est égale à la moyenne arithmétique des valeurs de comparaison utilisées dans au plus quatre cycles respiratoires précédents. Ainsi, la valeur de référence est ajustée à chaque cycle et est sensiblement égale à la moyenne arithmétique des valeurs du débit d'air au début des phases inspiratoires des quatre précédents cycles respiratoires. Cette dérive sur le temps de la valeur de référence permet de compenser les fuites éventuelles qui peuvent se produire au niveau du masque appliqué sur le visage du patient. Le dispositif d'assistance respiratoire visé par l'invention est destiné à distribuer un flux d'air à un masque appliqué sur au moins un orifice respiratoire d'un patient, le flux d'air ayant un premier niveau de pression pendant la phase inspiratoire du cycle respiratoire du patient et un second niveau de pression pendant la phase expiratoire du cycle respiratoire du patient. Le dispositif comporte un générateur de débit d'air, un capteur de débit d'air adapté à mesurer en continu la valeur du débit d'air distribué au masque et un contrôleur de pression adapté à réguler la pression du flux d'air à partir d'un signal de consigne de pression. Selon l'invention, le dispositif d'assistance respiratoire est caractérisé en ce qu'il comporte un module de calcul et de contrôle adapté à a) capter à une fréquence d'échantillonnage prédéterminée la valeur du débit d'air mesurée par le capteur de débit d'air b) détecter le début de la phase inspiratoire lorsqu'une série de valeurs successives captées à ladite fréquence d'échantillonnage est croissante, le taux de variation du débit d'air sur ladite série croissante de valeurs dépassant une valeur seuil prédéterminée et une valeur de comparaison, choisie d'une manière prédéterminée dans ladite série de valeurs successives du débit d'air, étant supérieure ou légèrement inférieure à une valeur de référence c) calculer, lorsque le flux d'air est délivré audit premier niveau de pression, une variable associée à chaque valeur de débit d'air captée selon la formule récurrente suivante Vfn = Vfn-1 + a Vn où Vn est la valeur du débit d'air captée à l'instant tn, Vfn est la valeur de la variable associée à Vn, a est une constante comprise strictement entre 0 et 1, et Vfo est égale à ladite valeur de référence d) comparer chaque valeur de débit d'air captée à ladite fréquence d'échantillonnage avec ladite variable associée et détecter la fin de la phase inspiratoire lorsque la valeur du débit d'air captée est inférieure ou égale à ladite variable associée e) calculer la valeur de référence utilisée à chaque cycle respiratoire du patient, la valeur de référence étant égale à la moyenne arithmétique desdites valeurs de comparaison d'un nombre prédéterminé de cycles respiratoires précédents f) délivrer le signal de consigne de pression audit contrôleur de pression, ledit signal de consigne étant égal au premier niveau de pression tant que le module de calcul et de contrôle n'a pas détecté la fin de la phase inspiratoire et étant égal au second niveau de pression tant que le module de calcul et de contrôle n'a pas détecté le début de la phase inspiratoire. Ainsi, le dispositif selon l'invention permet de distribuer un flux d'air à une pression adaptée au cycle respiratoire du patient. Il permet de suivre exactement l'évolution du cycle respiratoire du patient et de s'adapter aux variations existant d'un cycle à l'autre. Le dispositif selon l'invention est donc beaucoup mieux toléré par les patients lors du traitement du syndrome d'apnée du sommeil. Selon une version préférée de l'invention, le contrôleur de pression comprend - un capteur de pression adapté à mesurer la valeur de la pression du flux d'air délivré au niveau du masque - un moyen moteur adapté à actionner une soupape d'une chambre de pression située entre le générateur de débit et le masque - une boucle de régulation de pression adaptée à commander ledit moyen moteur afin d'annuler un signal proportionnel à la différence entre la valeur de la pression mesurée par ledit capteur de pression et la valeur du signal de consigne de pression délivrée par le module de calcul et de contrôle. Ainsi, le capteur de pression permet de connaître la pression délivrée au masque et d'ajuster cette dernière en continu en fonction du signal de consigne de pression délivré par le module de calcul et de contrôle. D'autres particularités et avantages apparaîtront encore dans la description ci-après. Aux dessins annexés donnés à titre d'exemples non limitatifs - la figure 1 est un schéma du dispositif selon l'invention, - la figure 2 est une courbe représentant l'évolution de la pression et du débit du flux d'air au cours du temps, - la figure 3 est une vue agrandie de la portion III de la courbe à la figure 2, - la figure 4 est une vue agrandie de la portion IV de la courbe à la figure 2, - la figure 5 est un schéma de fonctionnement du dispositif selon une première version de l'invention, - la figure 6 est un schéma de fonctionnement du dispositif selon une deuxième version de l'invention, - la figure 7 est un troisième schéma de fonctionnement du dispositif. Comme représenté sur la figure 1, le dispositif selon l'invention comporte un masque 9 destiné à être appliqué sur au moins un orifice respiratoire d'un patient. Un générateur de débit d'air 1 permet de distribuer un flux d'air au masque 9. Un orifice de fuite 10 est situé sur le masque 9 afin de provoquer un débit de rinçage qui évite au patient de ré-inspirer le gaz carbonique expiré. Un capteur de débit 3 est positionné sur le trajet du flux d'air, entre le générateur de débit 1 et le masque 9. Le capteur de débit 3 fonctionne en continu et mesure la valeur du débit d'air distribué au masque 9. Un module de calcul et de contrôle 4 capte, à une fréquence d'échantillonnage de 64 Hz, la valeur du débit d'air mesurée par le capteur de débit 3. Il est adapté à délivrer un signal de consigne de pression à une boucle analogique de régulation de pression 6, de telle sorte que le flux d'air soit délivré à un premier niveau de pression PIP pendant la phase d'inspiration du cycle respiratoire du patient et à un second niveau de pression PEP pendant la phase d'expiration du cycle respiratoire du patient. Cette régulation de la pression en fonction du cycle respiratoire du patient est représentée à la figure 2. Les premier et second niveaux de pression PIP et PEP sont compris entre 400 et 3 000 Pa. La boucle analogique de régulation de pression 6 compare en continu le signal de consigne de pression délivré par le module de calcul et de contrôle 4 et un signal de pression délivré par un capteur de pression qui mesure la pression du flux d'air au niveau du masque 9 grâce à un conduit 11 de prise de pression. Un courant de commande d'un électro-aimant 7 est délivré par la boucle de régulation de pression 6 de telle sorte que l'électro-aimant 7 ajuste la pression d'une chambre de pression 8 en ouvrant plus ou moins une soupape 12 placée sur un orifice de la chambre de pression 8. Le courant de commande de l'électro-aimant 7 est délivré de manière à annuler la différence entre la pression du flux d'air captée au niveau du masque 9 et la pression de consigne délivrée par le module de calcul et de contrôle 4. Le choix de la valeur du signal de consigne de pression entre le premier niveau PIP et le second niveau de pression PEP est effectué par le module de calcul et de contrôle 4 en détectant, grâce à la valeur du débit d'air transmise par le capteur 3, le début et la fin de chaque phase inspiratoire du patient. Le fonctionnement du module de calcul et de contrôle 4 est décrit ci-après conformément au procédé de régulation de la pression selon l'invention. Comme représenté figure 3, le début de la phase inspiratoire est détecté lorsque quatre valeurs consécutives Vn-3, Vn-2, Vn-1 et Vn du débit d'air captées par le module de calcul et de contrôle 4 forment une série croissante, que le taux de variation du débit d'air sur la série croissante dépasse une valeur seuil égale à 1,5 ls-1/s pour une fréquence d'échantillonnage de la valeur du débit de 64 Hz, et que la seconde valeur Vn-2 de la série croissante est supérieure ou légèrement inférieure à une valeur de référence Vr. Lorsqu'à un instant to, les trois conditions ci-dessus sont remplies, le module de calcul et de contrôle 4 délivre un signal de consigne égal à un premier niveau de pression PIP. Comme représenté figure 4, au même instant to, une variable Vfn est calculée à partir de la valeur du débit Vn à chaque instant tn de l'échantillonnage, selon la formule récurrente Vfn = Vfn-1 + aVn où a est une constante strictement comprise entre 0 et 1 et Vfo est égale à la valeur de référence Vr. Le module de calcul et de contrôle 4 compare à chaque instant tn la valeur de débit d'air mesuré Vn et sa variable associée Vfn et détecte la fin de la phase inspiratoire lorsqu'à un instant te, la valeur du débit Ve est égale ou légèrement inférieure à sa variable associée Vfe. A l'instant te, le signal de consigne de pression délivré par le module de calcul et de contrôle 4 bascule du premier niveau de pression PIP au second niveau de pression PEP. La valeur de référence Vr utilisée dans le module de calcul et de contrôle 4 pour détecter le début et la fin des phases inspiratoires est initialisée, à la mise en marche de l'appareil, à la valeur du débit d'air délivré au second niveau de pression PEP et mesuré sur l'orifice de fuite 10 du masque 9. Puis, après chaque détection de fin de phase inspiratoire de chaque cycle respiratoire du patient, la valeur de référence Vr pour le cycle respiratoire suivant est ajustée et est égale à la moyenne arithmétique des valeurs de comparaison Vn-2 acquises par le module de calcul et contrôle 4 lors des quatre cycles respiratoires précédents. Ainsi, le procédé selon l'invention permet de réguler la pression du flux d'air distribué au patient suivant les variations du cycle respiratoire du patient. Le fait d'ajuster, sur chaque cycle respiratoire, la valeur de référence Vr en fonction des valeurs du débit mesurées en début des phases inspiratoires de quelques cycles respiratoires précédents permet de suivre l'évolution des cycles respiratoires du patient qui peuvent varier au cours du sommeil. Le module de calcul et de contrôle 4 comporte également une temporisation constituée d'une horloge qui calcule la durée de chaque phase inspiratoire ou/et expiratoire, c'est-à-dire qui calcule la durée écoulée depuis une modification de la valeur de la consigne de pression. Lorsque cette durée atteint une valeur maximale prédéterminée, le module de contrôle et de calcul 4 bascule le signal de consigne de pression à l'autre valeur de consigne automatiquement, bien que le début ou la fin de la phase inspiratoire n'ait pas été détecté. Le procédé selon l'invention permet donc, outre le fait de s'adapter au cycle respiratoire spontané du patient, de contrôler ce cycle respiratoire et de provoquer chez le patient les phases inspiratoires et/ou expiratoires automatiquement, en fonction des durées maximales tolérées pour chaque phase ou pour un cycle respiratoire complet. Le dispositif d'assistance respiratoire selon l'invention fonctionne donc de la manière suivante, selon le procédé de l'invention et en référence à la figure 5. Lors de la mise en fonctionnement du dispositif, la valeur de référence Vr est initialisée à la valeur du débit d'air mesurée au niveau de l'orifice de fuite 10 du masque 9 lorsque la pression du flux d'air est égale au second niveau de pression PEP. Puis la valeur de la pression de consigne reste égale au second niveau de pression PEP tant que le module de calcul et de contrôle 4 n'a pas détecté le début de la phase inspiratoire. Lorsque le début de la phase inspiratoire est détecté, la valeur de la consigne de pression bascule au premier niveau de pression PIP. Puis, la valeur PIP de la consigne de pression reste inchangée jusqu'à ce que le module de calcul et de contrôle 4 détecte la fin de la phase inspiratoire. Alors, la valeur de la consigne de pression bascule de nouveau au second niveau de pression PEP. La valeur de référence Vr est alors ajustée pour le cycle respiratoire suivant. Un tel fonctionnement permet donc de suivre le cycle respiratoire spontané du patient, sans que celui-ci ne soit géné par un flux d'air à une pression s'opposant à ses phases spontanées d'inspiration et d'expiration. L'ajustement à chaque cycle respiratoire de la valeur de référence Vr permet au dispositif de s'adapter aux variations des cycles respiratoires du patient. Suivant la figure 6, lorsqu'un moyen de temporisation est intégré au module de calcul et de contrôle 4, une étape de temporisation peut être adaptée à provoquer la bascule du signal de consigne du second niveau de pression PEP au premier niveau de pression PIP lorsqu'une durée, incrémentée à partir de l'instant où la valeur de la consigne de pression est passée antérieurement du niveau de pression PEP au niveau de pression PIP, est égale à une valeur maximale. La temporisation permet donc d'imposer une durée maximale au cycle respiratoire du patient. Cette valeur maximale est fixée en fonction de la fréquence FR de cycles respiratoires que doit effectuer le patient en une minute. Cette fréquence FR peut varier entre 4 et 30 cycles respiratoires par minute. Ainsi, si FR vaut 10 cycles par minute, la temporisation permet de surveiller qu'une durée maximale de 6 secondes s'écoule entre deux modifications du signal de consigne de pression du niveau PEP au niveau PIP. Ainsi, le passage de la valeur de consigne de pression du niveau de pression PEP au niveau de pression PIP est commandé soit par la temporisation, soit par la détection du début de la phase inspiratoire. Ceci permet de contrôler le cycle respiratoire du patient et d'éviter ainsi le syndrôme d'apnée du sommeil, en délivrant de manière forcée un débit d'air au patient. La temporisation peut également être adaptée de la même manière à basculer le signal de consigne du niveau de pression PIP au niveau de pression PEP, même si la fin de la phase inspiratoire n'a pas été détectée. L'appareil décrit en référence à la figure 1 peut également fonctionner en mode contrôlé, comme représenté figure 7, où seuls les moyens de temporisation permettent de basculer le signal de consigne de pression d'un niveau à l'autre. Le patient est alors soumis à un cycle respiratoire forcé, où la fréquence FR de cycles respiratoires par minute est fixée dans un intervalle de 4 à 30 cycles par minutes et où la durée de la phase inspiratoire par rapport à celle de la phase expiratoire est fixée dans un rapport I/E de 0,2 à 1,2. Bien entendu, l'invention n'est pas limitée à l'exemple de réalisation décrit et de nombreuses modifications peuvent être apportées à celui-ci sans sortir du cadre de l'invention. Ainsi, le contrôleur de pression 2 peut être réalisé différemment du moment qu'il est adapté à répondre à une consigne de pression. REVENDICATIONS 1. Procédé de régulation de la pression d'un flux d'air distribué à un masque (9) appliqué sur au moins un orifice respiratoire d'un patient, adapté à délivrer un premier niveau de pression (PIP) pendant la phase inspiratoire du cycle respiratoire du patient et un second niveau de pression (PEP) pendant la phase expiratoire du cycle respiratoire du patient, ledit procédé de régulation comportant une étape de mesure, sensiblement en continu et à une fréquence d'échantillonnage prédéterminée, de la valeur du débit d'air (Vn) distribué au masque (9), caractérisé en ce qu'il comprend à chaque cycle respiratoire du patient les étapes successives suivantes a) détection du début de la phase inspiratoire lorsqu'une série de valeurs successives du débit d'air (Vn) mesurées à ladite fréquence d'échantillonnage est croissante, le taux de variation du débit d'air sur ladite série croissante de valeurs dépassant une valeur seuil prédéterminée et une valeur de comparaison, choisie d'une manière prédéterminée dans la série de valeurs successives du débit d'air, étant supérieure ou légèrement inférieure à une valeur de référence (Vr) b) régulation de la pression du flux d'air audit premier niveau de pression (PIP) c) calcul, pour chaque valeur (Vn) de débit d'air mesurée à ladite fréquence d'échantillonnage, d'une variable associée (Vfn) selon la formule récurrente suivante Vfn = Vfii-l + a Vn où Vn est la valeur de débit d'air mesurée à l'instant tn, Vfn est la valeur de la variable associée à Vn, a est une constante comprise strictement entre 0 et 1 et Vfo est égale à ladite valeur de référence (Vr), et comparaison à ladite fréquence d'échantillonnage de la valeur du débit d'air mesurée (Vn) et de ladite variable associée (Vfn) d) détection de la fin de la phase inspiratoire lorsque la valeur de débit d'air (Vn) mesurée est inférieure ou égale à ladite variable associée (Vfn) e) régulation de la pression du flux d'air audit second niveau de pression (PEP) f) calcul de la valeur de référence (Vr) utilisée pour le cycle respiratoire suivant, ladite valeur de référence (Vr) étant égale à la moyenne arithmétique de ladite valeur de comparaison de l'étape a) et desdites valeurs de comparaison d'un nombre prédéterminé de cycles respiratoires précédents. 2. Procédé conforme à la revendication 1, caractérisé en ce qu'au premier cycle respiratoire du patient, ladite valeur de référence (Vr) est égale à la valeur du débit d'air délivré audit second niveau de pression (PEP) et mesuré sur un orifice de fuite (10) situé sur le masque (9). 3. Procédé conforme à l'une des revendications 1 à 2, caractérisé en ce qu'à l'étape a), ladite série de valeurs croissante comporte quatre valeurs successives (Vn-3, Vn-2, Vn-1, Vn) de débit d'air mesurées à ladite fréquence d'échantillonnage, ladite valeur de comparaison étant égale à la deuxième valeur (Vn-2) de débit d'air desdites quatre valeurs successives (Vn-3, Vn-2, Vn-1, Vn). 4. Procédé conforme à la revendication 3, caractérisé en ce que, la fréquence d'échantillonnage étant égale à 64 Hz, ladite valeur de seuil est environ égale à 1,5 1 ses 5. Procédé conforme à l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que la valeur de référence (Vr) utilisée à chaque cycle respiratoire est égale à la moyenne arithmétique des valeurs de comparaison utilisées dans au plus quatre cycles respiratoires précédents. 6. Procédé conforme à l'une des revendications 1 à 5, caractérisé en ce qu'il comporte en outre une étape de temporisation adaptée à générer l'étape e) ou l'étape b) dudit procédé dès qu'une durée, incrémentée à partir d'une modification du niveau de pression, a atteint une valeur maximale prédéterminée. 7. Dispositif d'assistance respiratoire destiné à distribuer un flux d'air à un masque (9) appliqué sur au moins un orifice respiratoire d'un patient, ledit flux d'air ayant un premier niveau de pression (PIP) pendant la phase inspiratoire du cycle respiratoire du patient et un second niveau de pression (PEP) pendant la phase expiratoire du cycle respiratoire du patient, ledit dispositif comportant un générateur de débit d'air (1), un capteur de débit d'air (3) adapté à mesurer en continu la valeur (Vn) du débit d'air distribué audit masque (9) et un contrôleur de pression (2) adapté à réguler la pression dudit flux d'air à partir d'un signal de consigne de pression, caractérisé en ce qu'il comporte un module de calcul et de contrôle (4) adapté à a) capter à une fréquence d'échantillonnage prédéterminée la valeur (Vn) du débit d'air mesuré par le capteur de débit d'air (3) b) détecter le début de la phase inspiratoire lorsqu'une série de valeurs successives (Vn) captées à ladite fréquence d'échantillonnage est croissante, le taux de variation du débit d'air sur ladite série croissante de valeurs (Vn) dépassant une valeur seuil prédéterminée et une valeur de comparaison, choisie d'une manière prédéterminée dans ladite série de valeurs successives (Vn) du débit d'air, étant supérieure ou légèrement inférieure à une valeur de référence (Vr) c) calculer, lorsque le flux d'air est délivré audit premier niveau de pression (PIP), une variable associée (Vfn) à chaque valeur (Vn) de débit d'air captée selon la formule récurrente suivante Vfn = Vfn-1 + a Vn où Vn est la valeur du débit d'air captée à l'instant tn, Vfn est la valeur de la variable associée à Vn, a est une constante comprise strictement entre 0 et 1, et Vfo est égale à ladite valeur de référence (Vr) d) comparer chaque valeur de débit d'air (Vn) captée à ladite fréquence d'échantillonnage avec ladite variable associée (Vfn) et détecter la fin de la phase inspiratoire lorsque la valeur (Vn) du débit d'air captée est inférieure ou égale à ladite variable associée (Vfn) e) calculer la valeur de référence (Vr) utilisée à chaque cycle respiratoire du patient, la valeur de référence (Vr) étant égale à la moyenne arithmétique desdites valeurs de comparaison d'un nombre prédéterminé de cycles respiratoires précédents f) délivrer le signal de consigne de pression audit contrôleur de pression (2), ledit signal de consigne étant égal au premier niveau de pression (PIP) tant que le module de calcul et de contrôle (4) n'a pas détecté la fin de la phase inspiratoire et étant égal au second niveau de pression (PEP) tant que le module de calcul et de contrôle (4) n'a pas détecté le début de la phase inspiratoire. 8. Dispositif conforme à la revendication 7, caractérisé en ce que ladite valeur de référence (Vr) est initialisée dans le module de calcul et de contrôle (4) à la valeur du débit d'air délivré audit second niveau de pression (PEP) et mesuré sur un orifice de fuite (10) situé sur le masque (9). 9. Dispositif conforme à l'une des revendications 7 ou 8, caractérisé en ce qu'un moyen de temporisation est intégré audit module de calcul et de contrôle (4) et est adapté à basculer le signal de consigne de pression d'une valeur à une autre valeur dès qu'une durée maximale prédéterminée s'est écoulée depuis une modification du signal de consigne de pression. 10. Dispositif conforme à l'une des revendications 7 à 9, caractérisé en ce que le contrôleur de pression (2) comprend - un capteur de pression (5) adapté à mesurer la valeur de la pression du flux d'air délivré au niveau du masque (9) - un moyen moteur (7) adapté à actionner une soupape (12) d'une chambre de pression (8) située entre le générateur de débit (1) et le masque (9) - une boucle de régulation de pression (6) adaptée à commander ledit moyen moteur afin d'annuler un signal proportionnel à la différence entre la valeur de la pression mesurée par ledit capteur de pression (5) et la valeur du signal de consigne de pression délivrée par le module de calcul et de contrôle (4). 11. Dispositif conforme à la revendication 10, caractérisé en ce que le moyen moteur (7) est un électroaimant (7) commandé par un courant délivré par ladite boucle de régulation de pression (6).