1. Réglage du poumon mécanique

1. Introduction

Une problématique actuelle concernant la ventilation non invasive consiste à comprendre les mécanismes d’apparition des asynchronismes qui se développent entre le patient et le ventilateur. L’objectif est de réduire leur incidence en ajustant les réglages des ventilateurs à la dynamique ventilatoire intrinsèque à chaque patient. Pour cela, les principaux ventilateurs de domicile présents sur le marché font l’objet d’évaluations grâce à des procédures de tests sur banc d’essai.

Nous avons choisi dans un premier temps de nous focaliser sur la modélisation des efforts inspiratoires fournis par les patients, c’est-à-dire la dynamique ventilatoire de telle façon à ce qu’elle puisse être implémentée dans l’ASL 5000 (IngMar Medical), un des poumons mécaniques les plus flexibles sur le marché. Ce dispositif, fréquemment utilisé pour tester les performances des ventilateurs de domicile, permet de simuler facilement la variabilité interindividuelle observée en clinique puisque la pression musculaire, témoin de l’effort inspiratoire, peut être paramétrée en utilisant des courbes prédéfinies ou générées par l’utilisateur. Dans l’objectif de conduire une étude paramétrique portant sur la qualité de la synchronisation entre les cycles ventilatoires du patient et les cycles de pression délivrés par le ventilateur, il nous paraît nécessaire de produire des séries temporelles de pression musculaire dépendant de plusieurs paramètres, plutôt que d’utiliser une unique représentation comme cela est habituellement réalisé.

2. Réalisation d'un effort inspiratoire physiologique

Afin d’être en mesure de reproduire la variabilité interindividuelle existant entre les patients, il est souhaitable de construire un modèle flexible permettant de faire varier l’amplitude comme la durée des phases de contraction et de relâchement musculaires. L’effort inspiratoire que nous souhaitons réaliser repose sur une analogie avec les phénomènes de charge et de décharge d’un condensateur dans une résistance. En effet, nous considérons l’ensemble des muscles inspiratoires comme un système alimenté via des influx nerveux capable de produire une contraction de manière ponctuelle suivie d’une relaxation une fois l’effort effectué. La contraction correspond à la charge et le relâchement à la décharge d’un condensateur de capacité Cm à travers une résistance Rm . La capacité Cm caractérise la propriété des muscles ventilatoires à se distendre et la résistance Rm correspond à la résistance produite à travers les tendons et les structures intramusculaires telles que les myofibrilles et les tissus conjonctifs. Le circuit électrique correspondant est représenté figure 1. Dans cette configuration, nous considérons que l’entrée du système est la tension U produite par le système nerveux central, et que la sortie est la tension Urm aux bornes du condensateur de capacité Cm , correspondant à la tension délivrée par les muscles inspiratoires. Dans le cas de la simulation d’un effort musculaire, la durée de la charge correspond à la durée de la phase de contraction musculaire que nous allons devoir fixer, et la décharge à la durée se développant jusqu’à la fin d’un cycle ventilatoire, sachant que cette durée est fonction de la fréquence ventilatoire fv du patient.

Figure 1 : Circuit électrique correspondant

3. Définition des paramètres de l'effort inspiratoire

a) Durées inspiratoire et expiratoire

Du point de vue de la pression musculaire, l’effort inspiratoire du patient débute lorsque la Pmus décroît, se développe durant cette décroissance et se termine en théorie lorsque le maximum Pmax est atteint : la remontée correspond ensuite au relâchement pour laisser place à l’expiration. Par souci de simplicité, nous assimilons la durée de la contraction musculaire τc à la durée inspiratoire τi , et de la même façon, la durée du relâchement musculaire τr à la durée expiratoire τe. Les durées inspiratoires généralement rencontrées chez l’adulte correspondent à une plage allant de 0,5 à 1,5 secondes. Nous choisissons de réaliser un balayage de la fréquence ventilatoire de 10 à 30 cycles par minute (cpm) par pas d'un cpm.

Par ailleurs, le rapport τi/τtot évolue en fonction de la fréquence ventilatoire fv. D’après les résultats de Scheuermann et al., il apparaît que ce rapport τi/τtot suit une évolution linéaire et proportionnelle à celle de la fréquence ventilatoire fv . Nous choisissons donc de faire varier le rapport τi/τtot de façon linéaire sur l’ensemble des fréquences choisies pour notre étude, selon la fonction affine τi/τtot = 0,0125 fv + 0,125. Le rapport τi/τtot est compris entre 0,25 (pour fv = 10 cpm) et 0,50 (pour fv = 30 cpm) ; les durées inspiratoires résultantes sont comprises entre 1,0 et 1,5 secondes, et les durées expiratoires sont comprises entre 1,0 et 4,5 secondes.

b) Évaluation clinique de l’effort inspiratoire

Par ailleurs, notre volonté de se rapprocher de la physiologie nous a conduit à exprimer l’effort inspiratoire comme cela est pratiqué en clinique, à savoir par l’intermédiaire de la pression musculaire développée au bout de 0,1 s, couramment notée P0.1 et correspondant à une pression d’occlusion mesurée à la bouche. La pression d’occlusion à 100 ms chez un adulte sain au repos est en moyenne située autour de 1 cmH2O, avec une importante variabilité interindividuelle.

Pour notre simulation de l’effort musculaire inspiratoire, nous avons retenu les caractéristiques reportées tableau 1, caractérisant de façon globale la diversité des patients rencontrés. Dans l’objectif de réaliser une étude paramétrique, nous choisissons de faire varier la P0.1 de 0,5 à 10 cmH2O par pas de 0,5 cmH2O, afin de balayer l’ensemble des amplitudes de l’effort inspiratoire rencontrées en clinique.

Situation physiopathologique Plage de P0.1 caractéristique
Sujet sains P0.1 < 1 cmH2O
Patients stables 1 ≤ P0.1 < 4 cmH2O
Situation aiguë P0.1 >= 5 cmH2O

Nous arrivons à 420 couples (fv, P0.1), soit 420 patients modélisés sur le poumon mécanique.

c) Paramètres de la courbe d'effort inspiratoire

Les équations régissant la courbe d'effort inspiratoire sont les suivantes :

avec Pmax l'amplitude maximale de la Pmusκc et κr les constantes de temps des phases de contraction et de relâchement musculaires, et Tc et Tr les instants auxquels se terminent les phases de contraction et de relaxation, respectivement.

La normalisation permet la concaténation des deux solutions proposées pour la phase inspiratoire (0 < tTi ) et la phase expiratoire (Ti < tTe ), sans avoir besoin de recourir à une expression mathématique supplémentaire pour modéliser cette transition. Enfin, la pression musculaire étant par convention négative, la fonction opposée de cette équation (−Pmus) sera injectée dans l’ASL 5000. La figure 2 illustre la forme de l’effort inspiratoire simulé.


Figure 2 : Courbe d'effort inspiratoire Pmus

4. Propriétés mécanique du modèle pulmonaire

Afin de réaliser les simulations, nous considérons deux types de modèles pulmonaires, correspondant globalement aux deux grands types de pathologies pulmonaires rencontrées en clinique, et un modèle de patient sain servant de référence. Le premier est un modèle pulmonaire restrictif, caractérisé par une compliance réduite, et le second est un modèle pulmonaire obstructif, avec une résistance accrue. Les valeurs retenues pour les différents modèles pulmonaires sont reportées tableau 2.

  Restrictif Obstructif Normal
R (cmH2O.s/l) 5 25 5
C (ml/cmH2O) 20 50 50

5. Conclusion

Ainsi, l’absence de standardisation concernant le réglage des poumons mécaniques servant à tester les ventilateurs nous a conduits à créer notre propre modèle d’effort musculaire inspiratoire. Pour cela, nous sommes partis des rares données bibliographiques disponibles dans la littérature pour définir les principales caractéristiques de la dynamique gouvernant l’évolution de la pression générée par les muscles ventilatoires. À l’aide d’une analogie électrique, nous avons défini deux équations exponentielles, une pour la contraction et la seconde pour le relâchement musculaires.

Afin de disposer d’une dynamique musculaire dépendant uniquement de la fréquence ventilatoire fv et de la pression d’occlusion à la bouche P0.1 — deux paramètres mesurables en clinique —, nous avons introduit une dépendance linéaire entre le rapport de la durée inspiratoire sur la durée totale du cycle et la fréquence ventilatoire, comme cela est suggéré par des études cliniques. Ces 420 efforts inspiratoires, associés à la modélisation d’une mécanique pulmonaire restrictive, obstructive ou normale via le réglage de la résistance des voies aériennes R et de la compliance thoraco-pulmonaire C sur l’ASL 5000, permettent ainsi de reproduire plus d’un milliers de conditions physiopathologiques. En faisant varier la fréquence ventilatoire et la pression d’occlusion, nous sommes désormais à même de reproduire la variabilité interindividuelle en termes d’efforts inspiratoires et, par conséquent, de tester les performances des ventilateurs sur une « cohorte » de modèles pulmonaires réalistes. Ce modèle d’effort inspiratoire réaliste a par ailleurs fait l’objet d’une publication disponible en libre accès (Fresnel et al., EPJ Nonlinear Biomedical Physics, 2:7, 2014), afin de pouvoir être utilisé par d’autres équipes disposant d’un ASL 5000 et souhaitant effectuer des tests des ventilateurs de façon paramétrique.