3. Analyse des simulations

1. Introduction

Il est nécessaire de définir un certain nombre de paramètres afin de décrire complètement un cycle de pressurisation. En mode Asservissement du Ventilateur au Patient (AVP), un cycle est caractérisé comme étant idéal s’il est synchrone, c’est-à-dire que le cycle de pression délivré par le ventilateur s’adapte parfaitement au cycle ventilatoire du patient. La figure 1 présente les différents événements présents au cours d'un cycle ventilatoire assisté et qui nous serviront à caractériser la synchronisabilité du ventilateur.

Figure 1 : exemple d’un cycle de pressurisation délivré par un ventilateur (Stellar 100, ResMed) connecté au poumon mécanique ASL 5000. Les paramètres du poumon sont R=5 cmH2O.s/l, C=50 ml/cmH2O, fv =15 cpm, P0.1 =1 cmH2O, et les paramètres du ventilateur sont Ph=20 cmH2O, Pb=5cmH2O, ηh=Très haut, ηb=Basse, τmp=900 ms.

Le déroulement d’un cycle d’assistance ventilatoire est décrit à l’aide des instants suivants:
T0 l’instant auquel débute l’effort inspiratoire du patient;
Th l’instant auquel le ventilateur déclenche la pressurisation haute;
T0.95P l’instant auquel la pression mesurée Pv a atteint 95% de la pression maximale délivrée Ph,max;
Tb l’instant auquel le ventilateur déclenche le retour à la pression basse;
Tf l’instant auquel se termine l’effort inspiratoire et débute le relâchement musculaire du patient.

Ces différents instants permettent de définir des paramètres permettant de caractériser la qualité de la synchronisation patient-ventilateur tels que:
– le délai de déclenchement de la pression haute δh = ThT0;
– la durée de la phase de pressurisation haute τh = TbTh;
– la durée de montée en pression, mesurée entre le début de la pressurisation haute et l’instant où la pression atteint 95% de la pression maximale délivrée, τmp = T0.95PTh;
– la durée de la phase de pressurisation basse τb = Th,(n+1) − Tb;
– le délai de déclenchement de la pression basse δb = TbTf.

Un cycle de pressurisation idéal est défini par un recouvrement parfait des durées de pressurisation haute τh et basse τb par rapport aux durées de contraction musculaire τc et de relâchement τr .

2. Détection et analyse des cycles

L’algorithme de détection et d’analyse des cycles a été développé sous Octave. La première étape consiste à réaliser un découpage cycle à cycle de l’enregistrement et à détectant les changements au niveau de la fréquence ventilatoire fv ou de la P0.1 apparaissant tous les 50 cycles ventilatoires simulés. La référence pour distinguer l’inspiration de l’expiration est la pression musculaire simulée Pmus qui est une entrée du système. Les variables mesurées sont la pression au niveau du piston notée Pv (représentant la pression mesurée au niveau des voies aériennes), le volume d’air Vp contenu dans la chambre du piston équivalant au volume contenu dans les poumons, ainsi que le débit patient Qp obtenu en dérivant le volume au cours du temps. Ces signaux sont récupérés depuis le logiciel de l’ASL 5000 avec une fréquence d’échantillonnage de 512 Hz. Les courbes obtenues sont filtrées par un filtre de Butterworth, c’est-à-dire un filtre linéaire agissant comme un filtre passe-bas dont la fréquence de coupure a été fixée à 10 Hz, et qui a pour but de diminuer le bruit (hautes fréquences) parasitant les signaux.

Les oscillations de la pression musculaire Pmus permettent d’identifier les instants T0 (début de l’effort inspiratoire) et Tf (fin de l’effort, début du relâchement). En observant le nombre de fois où la pression Pv passe au dessus d’un certain seuil (arbitrairement fixé à la moitié de la pression haute de consigne Ph/2), on obtient le nombre de pressurisations effectuées au cours du cycle. On détermine ainsi dans un premier temps s’il s’agit d’un cycle non déclenché, mono-déclenché, double déclenché, voire multi-déclenché. Tous ces déclenchements interviennent donc pour T0 < t < Tf . Les cycles auto-déclenchés sont quant à eux identifiés lorsque la phase de pressurisation haute débute alors que l’effort inspiratoire est terminé (ou n’a pas encore commencé, selon le cycle observé), c’est-à-dire en phase de relâchement musculaire : t > Tf . Ils sont ainsi naturellement distingués des cycles double déclenchés dans les cas où un cycle à déclenchement synchrone de la pression haute serait suivi d’un cycle auto-déclenché.

Afin de détecter la présence d’éventuels cycles de sécurité (si le ventilateur ne permet pas d’ignorer cette option), la durée entre chaque cycle de pressurisation est calculée. En effet, la fréquence de sécurité fs est paramétrée sur le réglage le plus petit possible (5 cpm pour le Vivo 50 et le Monnal T50 par exemple), et les cycles de sécurité apparaissent ainsi toutes les 60/fs secondes si aucun effort inspiratoire n’a été déclenché auparavant. Ces cycles sont considérés comme étant des cycles non déclenchés dans le programme, dans la mesure où ce n’est pas le patient qui a déclenché le cycle de pression du ventilateur.

Parmi les cycles où la pressurisation haute est déclenchée une fois en réponse à l’effort inspiratoire du modèle pulmonaire, on détermine ensuite si le retour à la pression basse s’est effectué de façon synchrone avec la fin de l’effort inspiratoire. Pour cela, on calcule la durée δb séparant l’instant Tf auquel l’effort inspiratoire se termine et l’instant auquel le ventilateur déclenche le retour à la pression basse. La valeur absolue de cette durée δb est comparée à un seuil σ = 300 ms. Le cycle est donc classé comme étant:
– globalement synchrone si |δb| < σ : il est qualifié de Cycle Synchrone (CS);
– synchrone sur la pressurisation haute (Dsh) mais avec un retour en pression basse en avance si δb < −σ : c’est un cycle à Déclenchement Avancé de la pression Basse (Dab);
– synchrone sur la pressurisation haute (Dsh) mais avec un retour en pression basse en retard si δb > σ : c’est un cycle à Déclenchement Retardé de la pression Basse (Drb).

Tous les cycles de chaque type sont comptabilisés et les proportions sont calculées pour chaque couple (fv, P0.1) pour lequel 50 cycles ventilatoires ont été simulés. Une fois les cycles détectés et classifiés, des marqueurs sont calculés afin de caractériser le comportement du ventilateur étudié. Ces marqueurs sont rassemblés sous trois grands axes. Le premier concerne l’analyse du déclenchement de la pressurisation haute. Le délai de déclenchement de la pression haute δh, défini comme la durée entre l’instant T0 auquel l’effort inspiratoire commence et l’instant Th auquel le ventilateur déclenche la pressurisation haute, est calculé tel que

δh = ThT0.

Ce marqueur permet de rendre compte de la « durée de réaction » du ventilateur et donc de caractériser la sensibilité du déclenchement. Étant donné notre méthode de calcul pour cette durée, à savoir que le début de l’effort inspiratoire est connu précisément, nous considérerons qu’un délai δh inférieur à 200 ms constituera une performance correcte du ventilateur. Sont mesurés deux marqueurs supplémentaires : le débit Qp (Th) et la pression musculaire Pmus (Th) à l’instant Th du déclenchement de la pression haute. Nous calculons également le travail inspiratoire du modèle pulmonaire noté Wh à partir du débit et de la pression, afin de caractériser l’effort depuis son initiation jusqu’à l’instant auquel le ventilateur débute la pressurisation, tel que:

Ainsi, les ventilateurs testés présentant des stratégies différentes de détection de l’effort inspiratoire, la réalisation de mesures objectives permet de comparer la sensibilité des trois valeurs du réglage testées (niveaux minimum, médian et maximum de la sensibilité du déclenchement de la pression haute ηh) et de déterminer si l’échelle proposée est pertinente.

Nous nous sommes ensuite focalisés sur l’analyse de la montée en pression et le retour à la pression basse. Le premier marqueur de cette catégorie est la durée de montée en pression réelle τmp , mesurée entre l’instant auquel la pressurisation haute est initiée et l’instant T0.95P auquel la pression Pv atteint 95% de la pression maximale générée au cours du cycle, telle que

τmp = T0.95P - Th.

Il est ainsi possible d’apporter une quantification aux réglages sans unité de la durée de montée en pression présents sur les ventilateurs, et de comparer les amplitudes de réglage proposées. Nous calculons ensuite la pression haute moyenne délivrée Ph entre l’instant T0.95P auquel la pression Pv a atteint 95% de la pression haute maximale générée et l’instant T0.95P où elle repasse en dessous de ces 95% lors du retour à la pression basse. Ce marqueur permet de vérifier si la pression haute de consigne Ph est bien respectée lorsque les réglages du ventilateur sont changés. Enfin, le délai de déclenchement de la pression basse δb, décrit précédemment et tel que

δb = T0.95PTf,

est ajouté afin d’étudier la transition entre pressurisation haute et retour à la pression basse. Nous considérons qu’un décalage de plus ou moins 300 ms par rapport à la fin de l’effort inspiratoire du patient constitue un asynchronisme.

Le troisième aspect de notre étude porte sur l’étude des performances du ventilateur. Nous calculons le travail délivré par le ventilateur durant la phase de pressurisation haute, c’est-à-dire entre les instants Th et T0.95P . Il est noté W0.95P et s’exprime en Joules (J). Ce marqueur caractérise le travail fourni par l’assistance ventilatoire durant l’inspiration du patient et la vitesse à laquelle la pression haute est atteinte, tel que

Nous y associons la puissance délivrée par le ventilateur, notée P0.95P et s’exprimant en Watt (W). Il s’agit du travail calculé précédemment ramené à une seconde en le divisant par la durée de pressurisation mesurée τmp. Enfin, nous calculons le volume minute Vm insufflé dans le poumon mécanique, soit

Vm = VmaxVR,

Vmax est le volume maximal atteint au cours du cycle et VR le volume résiduel. Nous vérifions notamment si le volume délivré est supérieur à 8 l/min, ce qui satisfait normalement aux besoins d’un patient au repos.

3. Cartes colorées et synchronisabilité

La partie précédente décrit comment les cycles de pressurisation sont détectés et analysés par le programme que nous avons développé. En particulier, le nombre de cycles de chaque catégorie est recensé, qu’il s’agisse de cycles synchrones (CS) ou des différents asynchronismes rencontrés. Afin de faciliter la lecture de ces résultats, nous proposons de synthétiser ces données sous la forme de cartes de synchronisabilité, où chaque pixel caractérise cinquante cycles simulés pour un couple (fv, P0.1). Une cartes de synchronisabilité contient donc 420 cases, chacune associée à une fréquence ventilatoire fv apparaissant en abscisse et une pression d’occlusion P0.1 en ordonnée. Une couleur parmi les 11 disponibles est attribuée à chaque pixel, représentant le comportement du ventilateur au cours des cinquante cycles simulés pour le couple (fv, P0.1), selon l’échelle colorée présentée figure 2 et récapitulée dans le tableau 1.

Figure 2 : légende du code couleur attribué aux couples (fv, P0.1)

  CS/Dsh Dab Drb DD ND
Indigo CS≥85% Dab<10% Drb<10% DD<10% ND<10%
Violet Dsh≥85% Dab<85% Drb<85% DD<10% ND<10%
Bleu Dsh≥85%   Drb≥85% DD<10% ND<10%
Azur Dsh≥85% Dab≥85%   DD<10% ND<10%
Cyan Dsh≥85%     10%≤DD<50% ND<10%
Vert d'eau Dsh<85%     0%<DD<50% ND<10%
Vert Dsh≤50%     50%≤DD<85% ND<10%
Vert anis Dsh>ND     DD<50% 10%≤ND<85%
Jaune       DD≥85%  
Orange Dsh≤ND ou 50%≤DD<85% 10%≤ND<85%
Rouge         ND≥85%

Ce code couleur permet de présenter les résultats de façon visuelle, et d’observer l’apparition progressive des asynchronismes selon les couples (fv, P0.1) grâce aux dégradés de couleurs. De grandes zones unies correspondent à un comportement stable du ventilateur avec la prédominance d’un type de cycles (cycles synchrones pour les zones indigo, cycles double déclenchés pour les zones jaunes, cycles non déclenchés pour les zones rouges, etc.) ; si plusieurs de ces zones coexistent sur une carte, il est probable qu’elles soient séparées par des cases formant un dégradé progressif entre les couleurs, ce qui indique qu’il s’agit d’une zone de transition où plusieurs types de cycles coexistent. Enfin, des zones présentant une alternance de pixels de différentes couleurs peuvent traduire un comportement instable du ventilateur, qui ne parvient pas à s’adapter de manière stable à la dynamique pulmonaire caractérisée par les couples (fv, P0.1). Une carte permet ainsi de caractériser la synchronisabilité du ventilateur étudié en réponse à un modèle pulmonaire et pour une cohorte de 420 dynamiques ventilatoires, chacune caractérisée par un couple (fv, P0.1).

Afin de synthétiser davantage les résultats, nous souhaitons quantifier la synchronisabilité du ventilateur sur l’ensemble d’une carte, c’est-à-dire pour un modèle pulmonaire et un profil de réglages ventilateur donné. Pour cela, nous calculons tout d’abord une synchronisabilité εij (où i et j sont les valeurs discrètes respectivement retenues pour la fréquence ventilatoire fv et la P0.1) sur l’ensemble des 50 cycles simulés, soit

Nc est le nombre de cycles ventilatoires simulés (Nc=50 dans notre cas) et en est un coefficient tel que

Il s’agit ici d’obtenir une synchronisabilité optimale égale à 1 (correspondant à 100% de cycles synchrones), et de la réduire en fonction du nombre d’asynchronismes rencontrés en leur affectant un coefficient inférieur ou égal à 1, en accord avec notre code couleur. Une synchronisabilité globale est ensuite calculée pour chaque carte, c’est-à-dire pour chaque jeu de réglage machine étudié, soit

i et j représentent les couples (fv, P0.1) étudiés, M et N représentant respectivement le nombre de valeurs de fréquence ventilatoire et de P0.1 retenues pour construire les cartes de synchronisabilité. Une synchronisabilité ε proche de 1 (100%) indique une excellente synchronisabilité du ventilateur au modèle pulmonaire concerné et pour le jeu de réglages machine donné ; à l’inverse, une synchronisabilité proche de 0 indique une absence de synchronisabilité et donc la présence de nombreux asynchronismes.

4. Synthèse des résultats

Pour chaque ventilateur testé, une fiche synthétique de 8 pages est rédigée, rassemblant l’essentiel des résultats des obtenus. Ces fiches sont structurées de la façon suivante. Un premier en-tête précise les conditions de réalisation des tests : ventilation avec ou sans fuites non intentionnelles, ainsi que le mode de ventilation testé (dans notre cas il s’agit toujours du mode Asservissement du Ventilateur au Patient). La partie gauche de l’en-tête reprend le nom du ventilateur et celui du fabriquant, la date de sortie de l’appareil, la version du logiciel au moment où les tests ont été réalisés. Sur la partie droite sont indiqués la date de fin des tests, ainsi que les synchronisabilités moyenne, minimum et maximum respectivement obtenues pour les modèles pulmonaires restrictif et obstructif.

La première partie des ces fiches décrit les caractéristiques techniques du ventilateur. Les modes de ventilation disponibles sont identifiés et la nomenclature présente sur l’appareil est répertoriée. Cette nomenclature est mise en regard des termes génériques que nous avons choisi par souci d’homogénéisation. Le même travail est effectué sur les réglages et plages disponibles sur le ventilateur : les nomenclatures machine sont associées aux termes génériques désignant les réglages, et les plages de réglage sont précisées. Les types de circuits de ventilation compatibles avec le ventilateur sont indiqués, ainsi que la présence ou non de batteries internes ou externes avec les durées d’autonomie correspondantes. Cette première page permet ainsi de visualiser rapidement les performances du ventilateurs sur les tests effectués, mais également de faciliter sa prise en main grâce au rappel sur les modes de ventilation et les réglages disponibles.

Les pages 2 et 3 présentent la synthèse des performances obtenues. Elles regroupent une synthèse générale ainsi qu’une synthèse pour chacun des modèles restrictif et obstructif. La carte avec la meilleure synchronisabilité obtenue pour chacun des deux modèles pulmonaires est affichée et accompagnée du jeu de réglages machine correspondant. Il est ainsi possible de visualiser directement quels réglages ont permis d’obtenir la meilleure synchronisation patient-ventilateur et dans quelle mesure. Les pages 4 et 5 présentent les cartes de synchronisabilité réalisées pour l’ensemble des tests et les synchronisabilités associées, ainsi que des commentaires sur l’évolution de ces cartes en fonction des différents réglages parcourus. Les pages 6 et 7 présentent en détail tous les marqueurs calculés pour réaliser cette synthèse. Elles regroupent la synchronisabilité, les débit patient, pression musculaire et travail ventilatoire du modèle observés au déclenchement de la pression haute, le délai de déclenchement de la pression haute, la durée de montée en pression réelle mesurée, la pression haute moyenne mesurée, le délai de déclenchement de la pression basse, le travail et la puissance délivrés par le ventilateur, ainsi que le volume minute insufflé, et ce pour chaque jeu de réglages testé et chaque modèle pulmonaire. Enfin, la page 8 reprend brièvement les conditions de réalisation des tests et d’analyse des données.

L’ensemble des fiches réalisées est disponible sur le site internet, sur la page consacrée à chaque ventilateur.