FR 2694697 A1 19940218 FR 9209951 A 19920812 La présente invention concerne un dispositif d'assistance respiratoire, destiné notamment à des patients atteints du syndrome d'apnée du sommeil. Pour le traitement de ce syndrome, il est courant d'utiliser un appareil délivrant une pression positive continue (PPC) dans les voies aériennes supérieures du patient. La valeur de la pression positive continue est déterminée par le médecin traitant, et dépend du patient. Elle correspond généralement à la valeur de pression minimale permettant de faire disparaître les événements respiratoires anormaux. Cette pression ne doit pas être réglée à une valeur trop élevée, car cela augmenterait les risques de rejet de la thérapie par le patient. En outre, la valeur de pression délivrée par l'appareil doit être la plus stable possible pour qu'elle puisse remplir sa fonction thérapeutique sans gêner le patient. Plus la valeur de la pression positive continue est instable, plus l'inconfort et l'effort respiratoire du patient augmentent. Classiquement, un appareil délivrant une pression positive continue utilise un élément compresseur tel qu'une turbine commandée par un signal PAR réglé pour délivrer la valeur de pression désirée. Ces appareils ont habituellement une plage de fonctionnement de quelques centimètres d'eau à quelques dizaines de centimètres d'eau pour la pression délivrée. La variation de la valeur de pression P produite par l'élément compresseur en fonction du débit d'air D est représentée à la figure 1 pour différentes valeurs du signal PAR et pour un niveau de pression atmosphérique ambiante donné. La figure 2 montre les mêmes variations pour un autre niveau de pression atmosphérique ambiante. Chaque caractéristique P = f(D) présente des variations sensibles dans la plage de fonctionnement de l'appareil. Lorsque le patient inspire, le débit d'air D augmente, de sorte que la pression P diminue.Inversement, lorsque le patient expire, le débit d'air D diminue, de sorte que la pression P augmente. La valeur de pression délivrée par l'appareil n'est donc pas stable lors de son fonctionnement. Il est particulièrement gênant que la pression délivrée soit maximale lorsque le patient expire car cette pression maximale s'opppse à l'effort d'expiration du patient. De même, la pression minimale délivrée lorsque le patient inspire peut être insuffisante pour apporter l'assistance respiratoire voulue. En outre, la pression positive continue étant souvent appliquée au moyen d'un masque nasal, il se produit souvent des fuites dues à des problèmes d'étanchéité lorsque le masque se déplace, par exemple à cause des mouvements du patient dans son sommeil. Ces fuites font augmenter le débit D et diminuer la pression P délivrée par l'appareil, de sorte que l'effet thérapeutique de l'appareil est supprimé car la chute de la pression P ne fait qu'aggraver l'effet indésirable de la fuite. Avec ces appareils de traitement connus, et pour une pression de consigne typique de l'ordre de Il centimètres d'eau, on observe des fluctuations de la pression effectivement délivrée qui sont typiquement de l'ordre de 4 centimètres d'eau. Le but de la présente invention est de proposer un nouveau dispositif d'assistance respiratoire qui délivre une pression positive continue dont la valeur soit mieux stabilisée que celle des appareils connus. L'invention propose ainsi un dispositif d'assistance respiratoire, comprenant un masque à appliquer sur au moins un orifice respiratoire du patient, des moyens de compression reliés au masque par un conduit pour délivrer un gaz sous pression, et des moyens de commande pour adresser aux moyens de compression un signal de commande dépendant d'une consigne de pression, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un capteur de pression monté en aval des moyens de compression, et en ce que les moyens de commande comprennent des moyens d'intégration produisant au moins une valeur de sortie proportionnelle à une intégrale, sur un temps d'intégration prédéterminé, de l'écart entre un signal de consigne représentatif de la consigne de pression et le signal de sortie du capteur de pression représentatif de la pression mesurée par ce capteur, les moyens de commande faisant varier le signal de commande en fonction de la valeur de sortie des moyens d'intégration pour stabiliser la pression en aval des moyens de compression. On effectue donc une rétroaction sur la valeur du signal de commande pour s'adapter au niveau de pression positive continue désiré. La rétroaction peut avoir une constante de temps relativement longue (typiquement quelques dizaines de secondes) adaptée aux corrections nécessaires en cas de fuite apparaissant au niveau du masque, ou une constante de temps relativement courte (typiquement quelques dixièmes de seconde) adaptée aux corrections nécessaires pour tenir compte des cycles respiratoires du patient. La pression délivrée par le dispositif a donc une valeur stable en fonction du débit pour une consigne de pression donnée. Avantageusement, les moyens d'intégration produisent au moins deux valeurs de sortie respectivement proportionnelles aux intégrales de l'écart entre le signal de consigne et le signal de sortie du capteur de pression sur des temps d'intégration différents, ces valeurs de sortie étant ajoutées l'une à l'autre pour établir le signal de commande. On peut ainsi obtenir une rétroaction lente pour tenir compte des anomalies telles que les fuites en même temps qu'une rétroaction rapide pour tenir compte des cycles respiratoires du patient. De préférence, la valeur de sortie correspondant au temps d'intégration le plus court est limitée à une valeur maximale prédéterminée. On évite ainsi que le dispositif réagisse de manière trop rapide et brutale à un événement (fuite) qui est normalement pris en compte par la rétroaction lente. Dans une version préférée du dispositif selon l'invention, le capteur de pression est un capteur différentiel recevant d'une part la pression en aval des moyens de compression et d'autre part la pression atmosphérique ambiante. Ainsi, la pression différentielle de gaz appliquée au masque est la pression correspondant à la consigne, quelle que soit la pression atmosphérique ambiante, cette consigne étant normalement une pression qui doit s'ajouter à la pression atmosphérique ambiante pour produire l'effet thérapeutique recherché. Il est avantageux que le dispositif selon l'invention comprenne en outre des moyens pour limiter la valeur du signal de commande à une valeur maximale prédéterminée. Ceci permet d'une part de limiter le niveau de bruit du dispositif, et d'autre part d'éviter que le patient subisse une pression de gaz trop élevée, notamment lorsqu'une fuite est supprimée par une remise en place du masque. D'autres particularités et avantages de la présente invention apparaîtront dans la description ciaprès d'un exemple de réalisation préféré et non limitatif, lue conjointement aux dessins annexés, dans lesquels - les figures 1 et 2 sont des graphiques montrant des caractéristiques pression/débit pour des valeurs particulières du signal de commande d'une turbine - la figure 3 est un schéma d'un dispositif conforme à l'invention ; et - la figure 4 est un graphique montrant des caractéristiques pression/débit du dispositif de la figure 3 pour différentes valeurs de la consigne de pression. En référence à la figure 3, un dispositif selon l'invention comprend un masque 1 destiné à être appliqué sur le nez et/ou la bouche du patient, un élément compresseur 2 tel qu'une turbine reliée au masque 1 par un conduit 3, et des moyens de commande de l'élément compresseur 4. L'élément compresseur 2 sert à délivrer un gaz respirable sous pression, tel que de l'air, dans le masque 1 pour assister la respiration du patient. L'air délivré par l'élément compresseur 2 peut être de l'air directement prélevé dans l'atmosphère ambiante. L'élément compresseur 2 est commandé par un signal de commande PAR issu des moyens de commande 4, qui peut typiquement être une tension d'alimentation qui fixe la puissance de fonctionnement de l'élément compresseur 2. Pour une valeur particulière PAR1, PAR2, ... PARn du signal de commande PAR, le débit D et la pression P de l'air délivré par l'élément compresseur 2 obéissent aux caractéristiques tracées sur la figure 1 ou 2, ces caractéristiques dépendant de la pression atmosphérique ambiante.Par conséquent, pour obtenir une pression stable en sortie de l'élément compresseur 2 lorsque le débit D varie, il est nécessaire de modifier le signal de commande PAR pour passer d'une caractéristique à une autre. Le dispositif selon l'invention comporte en outre un capteur de pression 5 monté en aval de l'élément compresseur 2. Le capteur 5 est de préférence un capteur différentiel recevant d'une part la pression PPC prélevée dans la conduite 3, au masque 1 ou à la sortie de l'élément compresseur 2, et d'autre part la pression atmosphérique ambiante. Le capteur de pression 5 délivre un signal de sortie MP représentatif de la pression différentielle PPC mesurée par le capteur, qui est adressée aux moyens de commande 4. Les moyens de commande 4 comprennent un élément de réglage 6 pour entrer une consigne de pression REG. Cet élément 6 peut par exemple être un potentiomètre ou un clavier numérique par lequel le médecin traitant du patient peut introduire la valeur de la consigne de pression REG. L'élément 6 transforme la consigne de pression REG en un signal de consigne C, qui est typiquement une tension de consigne pour l'alimentation de l'élément compresseur 2. Les moyens de commande 4 comprennent en outre un soustracteur 7 ayant une entrée positive recevant la tension de consigne C et une entrée négative recevant le signal de sortie MP du capteur de pression 5. Le signal de sortie du soustracteur 7, représentant l'écart entre la tension de consigne C et le signal de sortie MP du capteur de pression 5 est adressé aux entrées de deux intégrateurs 8, 9. Chacun des intégrateurs 8, 9 est agencé pour produire une valeur de sortie SL, SR proportionnelle à l'intégrale de l'écart entre le signal le signal de consigne C et de sortie MP du capteur de pression. L'intégrateur 8 calcule cette intégrale sur un temps d'intégration TL qui est de l'ordre de quelques dizaines de secondes, tandis que 11 autre intégrateur 9 calcule cette intégrale sur un temps d'intégration TR qui est de l'ordre de quelques dixièmes de seconde.La valeur de sortie SR de l'intégrateur 9 ayant le temps d'intégration le plus court est traitée par un circuit limiteur 10 qui limite l'amplitude de cette valeur BR à une valeur maximale prédéterminée. Les moyens de commande 4 comprennent en outre un additionneur 11 ayant deux entrées recevant respectivement la valeur de sortie SL de l'intégrateur 8 et la valeur de sortie SL de l'intégrateur 9 après traitement par le circuit limiteur 10. La tension de sortie de l'additionneur 11 est adressée à un circuit limiteur 12 qui délivre la tension de commande PAR. Cette tension de commande PAR est en général égale à la tension de sortie de l'additionneur 11, sauf lorsque cette dernière dépasse une valeur maximale prédéterminée, auquel cas le circuit limiteur 12 délivre cette valeur maximale prédéterminée comme tension de commande PAR. Ainsi, le soustracteur 7, l'intégrateur 8 et l'additionneur 11 forment une boucle de rétroaction lente, ayant une constante de temps de l'ordre de TL, et le soustracteur 7, l'intégrateur 9 et l'additionneur 11 forment une boucle de rétroaction rapide ayant une constante de temps de l'ordre de TR. En fonctionnement, les moyens de commande 4 délivrent un signal de commande PAR dépendant de la consigne de pression REG, pour que la pression positive continue PPC soit stable, égale ou voisine de la consigne de pression REG. Lorsqu'une déviation de la pression délivrée par le compresseur 2 se produit, les deux boucles de rétroaction agissent pour modifier le signal de commande PAR de façon correspondante. La boucle de rétroaction lente comprenant l'intégrateur 8 agit pour compenser les variations de débit à échelle de temps de quelques dizaines de secondes, par exemple les variations de débit dues à des fuites résultant d'un déplacement du masque sur le visage du patient.La boucle de rétroaction lente fait augmenter la valeur du signal de commande PAR en cas de fuite, pour maintenir la pression conforme à la consigne malgré l'augmentation sensible du débit dans la conduite 3 (voir figure 1). La boucle de rétroaction rapide comprenant l'intégrateur 9 agit pour compenser les variations de débit à échelle de temps plus courte, de l'ordre de quelques dixièmes de seconde, c'est-à-dire notamment les variations de débit liées au cycle respiratoire du patient. Le signal de commande PAR est modifié par la boucle de rétroaction rapide de façon correspondante pour faire passer l'élément compresseur 2 d'une caractéristique de fonctionnement à une autre (figure 1). Les variations de débit dues au cycle respiratoire du patient sont normalement moins importantes en amplitude que celles résultant de fuites au niveau du masque. C'est pour éviter que le dispositif réagisse de manière trop brutale à une fuite provoquée par un mouvement du masque qu'on prévoit le circuit limiteur 10 en aval de l'intégrateur 9 pour limiter sa valeur de sortie SR à une valeur maximale prédéterminée.Cette valeur maximale prédéterminée est choisie pour être supérieure aux valeurs de correction représentatives d'une variation de débit de l'ordre de celle liée au cycle respiratoire, et inférieure aux valeurs de correction représentatives de variation de débit provoquée par une fuite au niveau du masque. A la mise sous tension du dispositif, la tension de consigne C est réglée à une certaine valeur et la pression différentielle mesurée est nulle. L'écart C-MP fourni aux intégrateurs 8, 9 est positif et l'intégrateur lent 8 délivre un signal SL qui croit sensiblement linéairement. En conséquence, le signal de commande PAR augmente, ainsi que la pression délivrée par l'élément compresseur 2. Lorsque celle-ci devient légèrement supérieure à la valeur correspondant au signal de consigne C, l'écart devient négatif et la valeur de sortie SL de l'intégrateur lent 8 commence à décroître, d'où il résulte une diminution de la pression appliquée. L'écart redevient alors positif. Après quelques fluctuations de ce type, la valeur de sortie de l'intégrateur lent 8 se stabilise autour d'une composante pseudocontinue (constante d'intégration) conforme à la consigne.L'autre intégrateur 9 fonctionne selon le même principe, mais son temps d'intégration plus court permet une compensation presque instantanée des brusques variations de pression. La composante pseudocontinue de cet intégrateur rapide 9 est pratiquement négligeable devant celle de l'intégrateur lent 8. Les consignes de pression prescrites par les médecins sont limitées à une valeur maximale PMAX qui est typiquement de l'ordre de 20 cm d'eau (1,96 kPa). Mais en général les performances de l'élément compresseur 2 seront telles qu'il puisse atteindre des valeurs de pression supérieures à PMAX, pour éviter qu'il ait un débit nul pour cette valeur de pression maximale. On peut par ailleurs attribuer au dispositif un débit maximal autorisé DMAX correspondant à la somme d'un débit de fuite et d'un débit d'inspiration, par exemple de l'ordre de 2 litres par seconde. On choisira alors la valeur maximale prédéterminée du signal de commande PAR imposée par le circuit limiteur 12 comme étant égale à la valeur PARn du signal de commande pour laquelle la caractéristique P = f(D) de l'élément compresseur 2 passe par le point de coordonnées (DMAX, PMAX)(voir figure 1). Cette limitation du signal de commande PAR limite la vitesse de fonctionnement de l'élément compresseur 2, et donc son niveau de bruit. Le dispositif décrit ci-dessus permet d'obtenir, pour différentes valeurs REG1, REG2, ... REGn de la consigne de pression REG, des caractéristiques pression/débit telles que celles représentées à la figure 4. On voit que ces caractéristiques sont sensiblement plates sur la quasi-totalité de la gamme de débit admissible par le dispositif. Par conséquent, la pression appliquée dans le masque 1 sera uniforme et déterminée par la valeur de la consigne de pression prescrite. Il s'agit bien d'une pression stable qui s'ajoute à la pression atmosphérique ambiantegrce au capteur différentiel 5. Bien qu'on ait décrit l'invention en référence à un exemple de réalisation préféré, on comprendra que cet exemple n'est pas limitatif et que diverses modifications peuvent lui être apportées sans sortir du cadre de la présente invention. REVENDICATIONS 1. Dispositif d'assistance respiratoire, comprenant un masque (1) à appliquer sur au moins un orifice respiratoire du patient, des moyens de compression (2) reliés au masque (1) par un conduit (3) pour délivrer un gaz sous pression, et des moyens de commande (4) pour adresser aux moyens de compression (2) un signal de commande (PAR) dépendant d'une consigne de pression (REG), caractérisé en ce qu'il comprend en outre un capteur de pression (5) monté en aval des moyens de compression (2), et en ce que les moyens de commande (4) comprennent des moyens d'intégration (8, 9) produisant au moins une valeur de sortie (SL, SR) proportionnelle à une intégrale, sur un temps d'intégration prédéterminé (TL, TR), de l'écart entre un signal de consigne (C) représentatif de la consigne de pression (REG) et le signal de sortie (MP) du capteur de pression (5) représentatif de la pression (PPC) mesurée par ce capteur, les moyens de commande (4) faisant varier le signal de commande (PAR) en fonction de la valeur de sortie (SL, SR) des moyens d'intégration (8, 9) pour stabiliser la pression en aval des moyens de compression (2). 2. Dispositif conforme à la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens d'intégration (8, 9) produisent au moins deux valeurs de sortie (SL, SR) respectivement proportionnelles aux intégrales de l'écart entre le signal de consigne (C) et le signal de sortie (MP) du capteur de pression (5) sur des temps d'intégration différents (TL, TR), ces valeurs de sortie (SL, SR) étant ajoutées l'une à l'autre pour établir le signal de commande (PAR). 3. Dispositif conforme à la revendication 2, caractérisé en ce qu'un temps d'intégration (TL) est de l'ordre de quelques dizaines de secondes tandis qu'un autre temps d'intégration (TR) est de l'ordre de quelques dixièmes de seconde. 4. Dispositif conforme à l'une des revendications 2 ou 3, caractérisé en ce que la valeur de sortie (SR) correspondant au temps d'intégration le plus court (TR) est limitée à une valeur maximale prédéterminée. 5. Dispositif conforme à l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que le capteur de pression (5) est un capteur différentiel recevant d'une part la pression (PPC) en aval des moyens de compression (2) et d'autre part la pression atmosphérique ambiante. 6. Dispositif conforme à l'une des revendications 1 à 5, caractérisé par des moyens (12) pour limiter la valeur du signal de commande (PAR) à une valeur maximale prédéterminée.