Supervision automatique de la ventilation artificielle en soins intensifs

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THÈSE

pour obtenir le grade de

docteur de l’université PARIS-EST

Spécialité : Sciences de l’Ingénieur

SUPERVISION AUTOMATIQUE DE LASUPERVISION AUTOMATIQUE DE LA

VENTILATION ARTIFICIELLE EN SOINS VENTILATION ARTIFICIELLE EN SOINS

INTENSIFSINTENSIFS : INVESTIGATION D’UN : INVESTIGATION D’UN

SYSTÈME EXISTANT ET PROPOSITIONS SYSTÈME EXISTANT ET PROPOSITIONS

D’EXTENSIOD’EXTENSIO NSNS

par Fabrice Galia

JURY

M. Jordi Mancebo Rapporteur M. Pierre Baconnier Rapporteur M. Laurent Brochard Directeur de thèse M. Michel Dojat Co-Directeur de thèse M. Claude Guérin Examinateur M. Laurent Heyer Examinateur

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REMERCIEMENTS

Ce travail a été effectué au laboratoire de recherche Respiratory Team du service de

réanimation médicale de l’hôpital Henri Mondor de Créteil, dirigé par le Pr. Brochard.

Cette thèse a été financée par la société Dräger Medical via une bourse CIFRE (ANRT).

Je souhaite exprimer mes remerciements à :

Monsieur le Professeur Brochard, pour avoir initié et dirigé cette thèse, pour sa patience et

toute l’aide qu’il a pu m’apporter.

Monsieur Dojat pour avoir co-dirigé cette thèse, et pour son expérience du projet ainsi que

son soutien.

Messieurs les Professeur Mancebo et Professeur Baconnier pour leur difficile travail de

rapporteurs. Qu’ils trouvent ici le témoignage de ma reconnaissance.

Messieurs les Professeur Guérin et Docteur Heyer pour leur concours à ce jury de thèse.

La société Dräger Medical et plus particulièrement à Messieurs Mercier, Mersmann, Baier-

Loewenstein et Katschewitz pour leur contribution, leur patience et leur aide à ce projet de

thèse.

Tous les membres de la Respiratory Team durant ces trois années et plus

particulièrement à Aissam et Ferran pour m’avoir soutenu.

Résumé

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Résumé

Titre : Supervision automatique de la ventilation artificielle en soins intensifs : investigation

d’un système existant et propositions d’extensions.

Les objectifs de la thèse sont l'analyse approfondie d’un système de supervision

automatique de la ventilation artificielle destiné à des patients hospitalisés en réanimation et

l'élaboration de solutions pour améliorer et étendre son champ d’application. Ce système

adapte l’assistance de la ventilation spontanée en modifiant la pression délivrée en aide

inspiratoire (AI) grâce à un rétrocontrôle, basé sur la fréquence respiratoire du patient et,

utilisant aussi comme variables de "sécurité", le volume courant et le CO2 de fin d’expiration

(etCO2). Il établit ainsi une classification ventilatoire qui permet de régler un niveau de

pression d’AI. Il applique ensuite une procédure de sevrage consistant à réduire le niveau

d’AI jusqu’à un seuil minimal qui permet de tester la capacité du patient à respirer seul.

Sur la base d'études publiées rapportant des limitations de ce mode, de l'analyse

rétrospective d’une base de données acquises sur patient et générée à cette fin, d’études sur

banc-test et d’études observationnelles prospectives chez les patients, nous avons étudié en

profondeur le fonctionnement et explorer les limites du système automatisé. Des solutions ont

été proposées et évaluées sur banc-test. A partir de données cliniques, nous avons ainsi

proposé une amélioration de la procédure de traitement du signal etCO2. En nous basant sur

les observations de la base de données, nous avons décrit une procédure automatisée de

diminution de la PEP. Un niveau supérieur à 5 mbar empêchait le sevrage automatique par le

système. Sur le même principe, nous avons proposé d’automatiser en amont de l’AI un

changement de mode depuis la ventilation assistée contrôlée vers la procédure de ventilation

et de sevrage automatisés. Au travers d’une étude clinique, nous avons déterminé des critères

ventilatoires qui pourraient permettre d’automatiser ce changement de mode.

En conclusion, ce travail a défini et évalué un ensemble de procédures pour améliorer

et étendre la supervision de la ventilation artificielle des patients ventilés en réanimation

médicale.

Abstract

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Abstract Title: Automated supervision of mechanical ventilation in intensive care unit: investigation

into an existing system and proposals of extension

The objectives of this thesis are the detailed analysis of an automated system for the

management of artificial ventilation for patients in intensive care unit and the elaboration of

solutions to improve and upgrade its functioning. This system automatically adapts the level

of pressure support ventilation (PSV) through a feedback based on the respiratory rate of the

patient and, as “safety” variables, the tidal volume and the end tidal of expired CO2 (etCO2).

The system, called “SmartCare”, classifies the patients’ ventilation and sets a level of

inspiratory pressure. The system uses a weaning strategy, which automatically reduces the

pressure support level until a minimal threshold, which is used to test the ability of the patient

to breathe alone.

We studied in details the system functioning on the basis of published studies

reporting some limitations, on the analysis of a patients’ database generated for this purpose,

on bench-test studies and observational prospective studies performed at the patients’ bedside.

For the observed limitations, a solution was proposed and evaluated on bench. Using the

results of a clinical study, we proposed an improvement of etCO2 signal processing. From

observations of the database, we described a procedure for decreasing the level of positive

end expiratory pressure which hampers pressure support weaning if above 5 mbar. On the

same principle, upstream to PSV, we proposed to automate a change of ventilation mode from

assist control ventilation to automated system. Through a clinical study, we determined

ventilatory criteria which could allow automation of this procedure.

The whole project describes and evaluates a set of processes to improve and extend the

automation of mechanical ventilation of patients hospitalized in intensive care unit.

Sommaire

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Sommaire RESUME ------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- 3 ABSTRACT --------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- 4 SOMMAIRE --------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- 5 LEXIQUE ------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------ 6 AVANT-PROPOS -------------------------------------------------------------------------------------------------------------- 8 I. GENERALITES SUR LA VENTILATION MECANIQUE ET LES MODES VENTILATOIRES --- 9

I.1. LA VENTILATION MECANIQUE ----------------------------------------------------------------------------------- 9 I.2. MODES DE VENTILATION MECANIQUE, SEVRAGE ET SYSTEMES AUTOMATISES DE VENTILATION ------ 15

II. MOYENS D’ETUDE DES LIMITES DU SYSTEME ET DES SOLUTIONS D’AMELIORATION34 II.1. OUTIL POUR LA DEFINITION DES LIMITES D’UTILISATION --------------------------------------------------- 34 II.2. MOYEN POUR LA MISE EN PLACE D’ETUDES CLINIQUES PROSPECTIVES SPECIFIQUES -------------------- 37 II.3. MOYENS D’EVALUATION DES SOLUTIONS PROPOSEES ------------------------------------------------------- 39

III. ETUDES DES LIMITES DU SYSTEME DE VENTILATION ET DE SEVRAGE AUTOMATISES -------------------------------------------------------------------------------------------------------------- 49

III.1. CARACTERISATION DE L’ETAT DU PATIENT ------------------------------------------------------------------- 49 III.2. CRITERES POUR LA STRATEGIE DE SEVRAGE ------------------------------------------------------------------ 54 III.3. PERIODE D’UTILISATION ----------------------------------------------------------------------------------------- 56

IV. DESCRIPTION DES PRINCIPALES ETUDES S’INTERESSANT AUX LIMITES DU SYSTEME --------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- 60

IV.1. CARACTERISATION DE L’ETAT DU PATIENT ------------------------------------------------------------------- 60 IV.2. CRITERES ET STRATEGIE DE SEVRAGE ------------------------------------------------------------------------- 75 IV.3. PERIODE D’UTILISATION ----------------------------------------------------------------------------------------- 85

V. DISCUSSION DES RESULTATS TROUVES ------------------------------------------------------------------ 93 V.1. CARACTERISATION DE L’ETAT DU PATIENT ------------------------------------------------------------------- 93 V.2. CRITERES DE LA STRATEGIE DE SEVRAGE --------------------------------------------------------------------- 96 V.3. PERIODE D’UTILISATION ----------------------------------------------------------------------------------------- 99 V.4. CHOIX METHODOLOGIQUES ------------------------------------------------------------------------------------ 101

VI. PERSPECTIVES D’AMELIORATIONS DU SYSTEME ACTUEL ---------------------------------- 103 VI.1. CARACTERISATION DE L’ETAT DU PATIENT ------------------------------------------------------------------ 103 VI.2. CRITERES DE LA STRATEGIE DE SEVRAGE -------------------------------------------------------------------- 104 VI.3. PERIODE D’UTILISATION ---------------------------------------------------------------------------------------- 106

CONCLUSION -------------------------------------------------------------------------------------------------------------- 108 BIBLIOGRAPHIE ---------------------------------------------------------------------------------------------------------- 109 PUBLICATIONS ET ARTICLES --------------------------------------------------------------------------------------- 120 ANNEXES -------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- 164

Lexique

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Lexique AI : aide inspiratoire (mbar ou cmH2O)

BPCO : bronchopneumopathie chronique obstructive

bpm : beats per minute (battements par minute)

C: compliance (ml/mbar)

cmH2O : centimètre d’eau (≈ mbar)

CO2 : dioxyde de carbone

CPAP : Continuous Positive Airway Pressure (pression positive continue)

cpm : cycle par minute

CRF: capacité résiduelle fonctionnelle

CSV: Comma Separated Value

ESICM: European Society of Intensive Care Medicine

etCO2: end tidal CO2 (CO2 de fin d’expiration) (mmHg)

FECH: filtre échangeur de chaleur et d’humidité (HME)

FiO2: fraction inspirée d’oxygène (%)

FR: fréquence respiratoire (cpm)

fspn : FR spontanée

HB: hémoglobine (mmol/L ou g/dL)

HC : Humidificateur Chauffant

HTML : HyperText Mark-up Language

KB: Knowledge Base (base de connaissances)

O2: oxygène

P0.1: pression d’occlusion à 100 ms (mbar)

PACO2 : pression alvéolaire en CO2 (mmHg)

PaCO2 : pression artérielle en CO2 (mmHg)

Pasb : Pressure assist spontaneous breathing (AI)

PCO2: pression en CO2 (mmHg)

PEP: pression expiratoire positive (mbar)

PEPi: PEP intrinsèque (mbar)

PetCO2: Pression de CO2 en fin d’expiration = etCO2 (mmHg)

PFP : Pressure Frequency Product (FR*Pel en VAC, FR*AI en VSAI)

PiCO2: Pression inspiratoire en CO2 (mmHg)

PIM : pression inspiratoire maximale (mbar)

Pmus : pression musculaire (diaphragmatique) (mbar)

Lexique

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PSV : Pressure Support Ventilation (VSAI)

R: résistance (mbar / (L.s-1))

RSB: Rapid Shallow Breathing (ventilation superficielle rapide)

SpO2: saturation artérielle en O2 mesurée par oxymétrie de pouls (%)

UML: Unified Modeling Language

VA/Q: rapport ventilation alvéolaire sur perfusion

VAC: Ventilation Assistée Contrôlée

VC: Ventilation Contrôlée

VCO2: production de CO2 (ml/min)

VD_alv: espace mort alvéolaire (%)

VM: Ventilation Mécanique, Ventilation Minute

VNI: Ventilation Non Invasive

VS: Ventilation Spontanée

VSAI: Ventilation Spontanée avec Aide Inspiratoire

Vt: tidal volume (volume courant) (ml)

Avant-propos

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Avant-propos

Cette thèse applicative a bénéficié d’une bourse d’état (CIFRE) permettant une

nouvelle collaboration entre l’équipe de recherche à l’origine du système ciblé et la société

exploitante par l’intermédiaire du thésard se situant à l’interface. Le sujet porte sur l'analyse

avancée d’un système existant pour la supervision automatique de la ventilation artificielle

des patients hospitalisés en réanimation et l'élaboration de solutions alternatives pour

améliorer et étendre le fonctionnement de ce système. Le projet initial a été conçu et

développé il y a plus de 20 ans et commercialisé en 2007 sans qu’il n’y ait eu d’améliorations

fondamentales depuis lors. L’analyse et les extensions proposées du système ont donné lieu à

des études, bibliographiques et cliniques, ainsi qu’au développement et à l’utilisation d’outils

logiciels pour la caractérisation et les tests du système et ses améliorations.

En premier lieu, nous situerons le système étudié dans le contexte de la ventilation

mécanique. Ensuite, nous aborderons les outils utilisés pour déterminer les limites du

système. Nous verrons alors les améliorations apportées au système et leurs résultats par le

biais d’études cliniques ou de tests spécialement conçus. Enfin nous discuterons de ces

extensions et de leurs perspectives.

Généralités sur la ventilation mécanique et les modes ventilatoires

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I. Généralités sur la ventilation mécanique et les modes ventilatoires

Dans cette partie, une brève description de la ventilation mécanique, des différents

modes ventilatoires et du sevrage sera effectuée en premier. Le système de ventilation et de

sevrage automatisé sera ensuite présenté.

I.1. La Ventilation Mécanique

Nous décrirons d’abord la respiration, avant d’aborder la ventilation mécanique, ses

indications, et ses complications.

• La respiration

La respiration correspond à deux phénomènes : la ventilation, phénomène mécanique,

et les échanges gazeux qui ont lieu au niveau alvéolaire. La ventilation correspond à

l'ensemble des phénomènes physiologiques qui concourent à apporter l’oxygène (O2)

nécessaire à l’organisme et à évacuer le gaz carbonique (CO2). En ventilation spontanée,

pendant l’inspiration, le volume de la cage thoracique augmente et l’air ou le mélange gazeux

inspiré est conduit jusque dans les poumons. Cette augmentation de volume est permise par la

contraction du diaphragme et éventuellement des muscles accessoires de la respiration

(scalènes, intercostaux…). Le poumon « profond » sert aux échanges gazeux, sa fonction

principale étant de permettre à l’oxygène du gaz inspiré de pénétrer dans le sang capillaire et

au gaz carbonique d’en sortir. La structure du poumon est élastique et peut facilement se

distendre. C’est à son niveau que des valeurs d’élastance ou compliance vont être

déterminées et au niveau des voies aériennes de conduction du gaz que le caractère résistif ou

obstructif va apparaître [1]. Les voies aériennes sont composées d’une série de tubes ramifiés

se rétrécissant à mesure qu’ils pénètrent plus profondément dans le poumon. La trachée se

divise et se subdivise en 23 générations jusqu’à atteindre les canaux alvéolaires bordés

d’alvéoles. L’O2 et le CO2 se déplacent entre l’air et le sang par simple diffusion, c'est-à-dire

d’une zone de haute pression partielle à une zone de basse pression partielle. Ceci s’effectue

au niveau des alvéoles recouverts de capillaires pulmonaires. Le gaz est conduit d’un côté de

l’interface gaz-sang par les voies aériennes, et le sang est amené de l’autre côté par les

vaisseaux sanguins


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• La ventilation mécanique

o Principe de la ventilation mécanique

En médecine, la ventilation mécanique [2] consiste à suppléer ou assister la respiration

spontanée à l'aide d'un appareil nommé ventilateur ou respirateur artificiel. Elle se pratique

dans un contexte d’urgence (médecine d'urgence, réanimation) ou d'anesthésie générale, mais

peut aussi être dispensée à domicile à des patients atteints d'une insuffisance respiratoire

chronique.

o Bref rappel historique de la ventilation [3, 4]

L’intérêt pour les phénomènes respiratoires et plus particulièrement la ventilation est

très ancien ; de grandes civilisations s'y intéressaient déjà il y a 2000 ans. Par exemple, les

premières trachéotomies sont indirectement référencées dans le rig veda, ensemble de textes

de sciences indiens écrits entre 1000 et 2000 avant JC. La civilisation grecque et romaine

s'est également intéressée au phénomène de la ventilation, notamment par Claude Galien

(Claudius Galenus) vers 161 après JC qui a commencé à décrire le phénomène de la

respiration. Le monde a continué à s’intéresser à la respiration au fil des âges, mais c’est au

16ème siècle que l’on comprend l’importance de la ventilation avec les travaux d’Andreas

Vesalius sur un modèle expérimental de porc, concluant à la nécessité de la ventilation pour

la vie [5]. Au cours du 17ème siècle, on a vu apparaître les premières utilisations du soufflet

pour insuffler de l’air dans la cage thoracique, notamment aux noyés, mais son utilisation fut

suspendue par l'académie de médecine de l'époque à cause des effets indésirables qu'il pouvait

provoquer (trop grands volumes ou « volotraumatismes » décrits par James Leroy d’Etiolles

au début du 18ème siècle [6]). Ceci mit un terme provisoire aux débuts de la ventilation par

pression positive mais ouvrit la porte au concept de ventilation à pression négative avec le

patient à l’intérieur d'un soufflet générant dépression et surpression. A la fin du 19ème siècle,

un premier ventilateur mécanique par application externe d’une variation de pression négative

fut créé, le « tank respirator » (1864) d’Alfred Jones qui fonctionnait avec une super seringue

[4]. Quelques années après, le médecin français Eugène Woilliez, suite à des essais concluants

sur son modèle expérimental porcin de poumon ventilé par application d’une pression

négative externe, créa le Spirophore, un dispositif basé sur le principe de pression négative

externe. L’avènement de la ventilation mécanique fut réalisé grâce au « poumon d’acier » de

Drinker et Shaw, créé en 1929, qui fonctionnait par application d’une pression négative


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externe sur la paroi thoracique pour générer la ventilation [7]. Ce type de ventilateur fut utilisé

pour le traitement des épidémies de poliomyélite pour de la ventilation de longue durée en

1948 aux USA. En 1952 à Copenhague, la forte mortalité (80%), due à l’épidémie de

poliomyélite et à la paralysie respiratoire associée des patients, ne diminua que quand

l’anesthésiste Bjorn Ibsen décida de trachéotomiser et de ventiler les patients par pression

positive au ballon [8]. Au vu du succès de la ventilation à pression positive et du nombre de

soignants que cela avait nécessité pour ballonner les patients, le développement des

ventilateurs à pression positive en dehors du bloc opératoire commença. Le premier

ventilateur à pression positive avait été créé au début du 20ème siècle (Pulmotor d’Henrich et

Alexander-Bernhard Dräger en 1907) et fonctionnait en mode de pression contrôlée à 20 mbar

pour l’inspiration et facilitait également l’expiration par l’application d’une pression négative

de -20 mbar [9]. De 1948 à 1993 de nombreux ventilateurs furent développés (Figure 1). Créé

suite à l’épidémie de polio, en 1954, l’Engström 150, premier ventilateur moderne, autorisait

plusieurs réglages tels la fréquence respiratoire, le débit, le monitorage mécanique de la

pression et du débit ou la possibilité de pression expiratoire négative pour faciliter

l’expiration. Par la suite dans les années 70-80, avec les ventilateurs électroniques et

l’augmentation du nombre de patients ventilés, les ventilateurs évoluèrent (séparation du

circuit patient et machine, temps inspiratoire paramétrable, temps de pause, cyclage

inspiration à expiration, système de déclenchement à l’effort du patient, pression expiratoire

positive…).

Figure 1: Ventilateurs de 1948 à 1993 (tiré de l’exposé de Colice GL [4])


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Concomitamment à la ventilation, la connaissance des phénomènes respiratoires et

circulatoires évoluèrent notamment grâce aux travaux de Clark, Staw et Severinghaus sur des

électrodes pour mesurer la pression sanguine en O2 et en CO2 [10]. Ceci permit en 1973 la

production d’un premier dispositif de mesure des gaz du sang (ABL de Radiometer). Cela

simplifia la méthode pour évaluer la pertinence de la ventilation en observant les altérations

dans les gaz du sang prélevés [11]. On put, grâce à ce type de dispositif, avoir un retour direct

de l’effet de la pression expiratoire positive (PEP) sur l’hypoxie des patients, étudiée en détail

par Ashbaugh [12]. En 1972, le Servo 900 A (Siemens-Eléma) fut le premier ventilateur pour

lequel le niveau de PEP était réglable. C’était un ventilateur moderne pour l’époque avec de

nombreux réglages possibles : forme du débit, ventilation minute, fréquence respiratoire,

durée du temps inspiratoire... Ce ventilateur était doté d’une servovalve (valve inspiratoire

contrôlée électroniquement) qui contrôlait l’inspiration et calculait le débit à délivrer en

fonction du volume courant réglé. Il disposait également d’un mélangeur à FiO2, de la

possibilité de régler une pression de plateau et d’un système de déclenchement de

l’inspiration réglable en pression.

Avec les ventilateurs il y eut aussi une évolution dans les modes ventilatoires. Les

premiers modes ventilatoires effectuaient un contrôle en pression mais il y eut bientôt des

modes plutôt orientés vers le sevrage avec la liberté laissée au patient de respirer entre ses

cycles contrôlés par le ventilateur (Intermittent Mandatory Ventilation, Mandatory Minute

Ventilation). Ces modes furent rapidement écartés avec l’arrivée de l’aide inspiratoire au

début des années 80 [13, 14]. L’idée de l’aide inspiratoire était d’assister le patient dans sa

ventilation, et non plus de la contrôler, dès que celui-ci était capable d’avoir une certaine

ventilation spontanée. Le principe était de fixer un niveau de pression d’assistance et de

laisser le patient libre de la fréquence, du débit et du volume courant, lui permettant ainsi une

activité diaphragmatique spontanée et un meilleur confort respiratoire. Les servovalves

précédemment développées permirent une bien meilleure synchronisation entre le patient et le

ventilateur, que ce qui était possible auparavant [15]. Des années 80 à nos jours, l’évolution

de la ventilation en terme médical a suivi l’évolution technologique, parallèle à celle de

l’informatique [16]. De nos jours, les capteurs sont devenus assez précis (10 ml en volume et

0.1 mbar en pression) et les ventilateurs intègrent des microprocesseurs plus performants. De

nombreux modes ventilatoires sont apparus depuis 1990 mais tous n’ont pas montré un intérêt

et une efficacité clinique, voire ont pu s’avérer délétères [17, 18]. Lellouche indique que seuls

quatre systèmes ventilatoires, reposant sur une réflexion physiologique, ont présenté de

réelles innovations technologiques, pointant peut-être une limite à la progression

technologique des ventilateurs tout comme le souligne Thille dans sa comparaison sur banc


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des ventilateurs de réanimation [16, 19]. Ces modes complexes basés sur des boucles de

rétrocontrôle évoluées [20] seront présentés dans la partie I.2.3.

• Indications de la ventilation mécanique [21]

Un patient peut être ventilé artificiellement s’il ne peut plus maintenir une ventilation

minute satisfaisante par rapport à ses besoins (hypoventilation) ou s’il n’arrive plus à

s’oxygéner efficacement. Médicalement, la ventilation mécanique ou artificielle est donc

indiquée pour :

- Améliorer les échanges gazeux ;

- Aider à la ventilation d’un patient pendant une certaine durée, ce patient étant exposé à

une pathologie plus ou moins sévère mais réversible ;

- Remplacer les muscles ventilatoires défaillants ;

- Palier à des voies aériennes compromises.

Elle a un rôle de support. La ventilation mécanique invasive peut être indiquée en cas de

détresse respiratoire hypoxémique (pneumonie, atélectasie, œdème pulmonaire, embolie...).

Les causes de l’hypoxémie peuvent être un shunt intracardiaque ou intrapulmonaire entraînant

une pression partielle et un apport d’oxygène insuffisants, une hypoventilation alvéolaire,

quelle que soit l’origine, ou des inégalités de rapport ventilation/perfusion. La ventilation

mécanique peut également être utilisée dans les cas de détresses respiratoires hypercapniques

causées par la faiblesse des muscles respiratoires ou une charge de travail respiratoire trop

importante par rapport à la capacité des muscles. Ces causes peuvent aussi provenir d’une

commande ventilatoire altérée et donc insuffisante pour épurer l’organisme du CO2. En

hospitalisation à domicile, certains patients peuvent recevoir de la ventilation non invasive

pour leur insuffisance respiratoire ou leurs symptômes d’apnée du sommeil.

• Ventilation invasive et non invasive

L’interface entre le ventilateur et le patient peut-être invasive ou non-invasive [22, 23].

Une interface invasive consiste en une sonde endotrachéale, ou plus rarement une

canule de trachéotomie, insérée dans les voies aériennes supérieures jusqu’à environ 3 cm au

dessus de la carène, où se divise la trachée en 2 bronches principales.

L’interface non-invasive peut être un masque facial englobant le nez et la bouche, ou

un masque facial total sur l’ensemble du visage. Au niveau du ventilateur ou du mode

ventilatoire, il existe des spécificités liées à la ventilation non invasive et notamment à ses

contraintes causées principalement par les fuites possibles au niveau du masque délivrant le

gaz au patient. Ces fuites sont la cause d’une différence entre la quantité de gaz délivrée par le


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ventilateur et le gaz réellement inspiré par le patient ; elles ont imposé l’utilisation

d’algorithme de compensation dédiés ou de ventilateurs dédiés (ex : BiPAP Vision de

Respironics). Par contre au niveau de la ventilation invasive, de part son interface, ce

phénomène de fuites est beaucoup plus rare.

• Complications de la ventilation invasive

La ventilation mécanique peut être associée à de nombreuses complications. Elle

représente une agression envers les organes intrathoraciques (cœur, poumon…) [24]. Parmi

les principales complications on peut noter :

- Les pneumopathies acquises sous ventilation mécanique sont une cause de

morbidité et de prolongement de la durée de ventilation importante dans les services

de réanimation. De nombreuses études sur l’intubation, la réintubation, la

trachéotomie, le gonflage du ballonnet, l’humidification ou les retards à l’extubation

ont été faites pour comprendre et caractériser le phénomène [25]. Néanmoins, quoique

diminuées en nombre elles subsistent et constituent un facteur de risque de la

ventilation. Il faut tenter de réduire l’exposition au risque, c’est à dire la durée de

ventilation.

- Le contrôle total de la ventilation peut entraîner une atrophie des muscles

respiratoires (diaphragme, muscles accessoires…) [26]. La conséquence de ceci sera

une difficulté du patient à respirer spontanément et efficacement [27].

- La ventilation mécanique en fonction des réglages, de l’état du patient et de son

évolution peut induire sous l'effet de la distension un barotraumatisme, ou un

volotraumatisme responsable d’oedème pulmonaire de perméabilité [28]. Toutes ces

agressions peuvent être favorisées par des réglages inappropriés du ventilateur en

présence d’une détérioration de la mécanique ventilatoire du patient.

Le réglage de la fraction inspirée d’Oxygène est un facteur important pour

l’oxygénation des patients. Néanmoins, l’oxygène à forte concentration sur une longue

durée pourrait s’avérer délétère pour le patient. De plus peuvent survenir des

atélectasies de dénitrogénation ou de réabsorption [29].

• Définition des protocoles cliniques en ventilation et

automatisation

Un protocole est un descriptif de techniques de soins ou de réglages à appliquer et/ou

de consignes à observer en fonction de données mesurables. Il permet d’adapter les soins en


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fonction des besoins et de l’état de santé du malade. Son automatisation peut donc soulager les

soignants d’une tâche usuelle, parfois contraignante mais nécessaire pour le patient. Dans le

domaine de la ventilation mécanique, il existe de nombreux protocoles que ce soit pour les

réglages du ventilateur, l’utilisation de mode ventilatoire ou le sevrage. La modernisation

croissante des ventilateurs a conduit à les doter de capacités performantes d’acquisition et de

traitement des données. Ce sont devenus des plateformes puissantes de traitement d’information

connectables au réseau hospitalier. Des langages informatiques, permettant de formaliser les

protocoles ventilatoires et de représenter des connaissances médicales associées permettent

d’envisager leur implémentation au sein même des ventilateurs [30].

I.2. Modes de ventilation mécanique, sevrage et systèmes automatisés de ventilation

I.2.1. Description et objectifs des principaux modes conventionnels de ventilation

Schématiquement, la ventilation d’un patient est une succession d’étapes. Initialement,

si le clinicien estime que le patient n’arrivera pas à assurer convenablement sa propre

ventilation de manière efficace, le patient est placé en ventilation contrôlée en volume ou en

pression. Quand l’état du patient s’améliore, le clinicien peut alors le passer en ventilation

assistée contrôlée qui est proche de la ventilation contrôlée hormis le fait que le patient peut

déclencher les cycles ventilatoires. La ventilation spontanée avec aide inspiratoire, mode pour

lequel le clinicien règle l’aide en pression apportée par le ventilateur au patient, est ensuite

utilisée puis s’enchaînent le sevrage de la ventilation mécanique et le retour à la ventilation

spontanée sans assistance. Ceci correspond à une ventilation de type conventionnel [31]. Nous

allons détailler quelques modes ventilatoires que nous avons utilisés durant notre travail.

• La Ventilation Contrôlée ou Assistée contrôlée (VC/VAC)

La ventilation contrôlée (VC) est un mode où, du fait d’une sédation (et curarisation)

ou par incapacité du patient, la ventilation est totalement contrôlée par le ventilateur, selon les

réglages du clinicien. Le clinicien fixe l’ensemble des paramètres ventilatoires du patient. En

ventilation assistée contrôlée (VAC) est laissée au patient la possibilité de déclencher des


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cycles respiratoires avec une valeur minimum de fréquence respiratoire, fixée par le clinicien.

Le déclenchement dépend de la valeur du seuil de déclenchement réglé en débit ou en

pression ainsi que de la sédation du patient, de sa force musculaire et de son hyperinflation

pulmonaire.

o VC/VAC en volume

Le mode VC volumétrique est plus utilisé que le mode barométrique dans les

services de réanimation. Le clinicien règle le volume courant (tidal volume, Vt), la

fréquence respiratoire (FR), le débit inspiratoire (souvent de forme carrée), le niveau

de pression expiratoire positive (PEP, pression supérieure à la pression atmosphérique

au niveau des voies aériennes pendant l’expiration) et le temps d’inspiration contenant

le temps de pause télé-inspiratoire. Les pressions doivent être monitorées. Une

ventilation minute minimum est toujours assurée (FR x Vt). Pour éviter les risques de

barotraumatisme ou de volotraumatisme, de nombreuses recommandations quant à

l’utilisation, la surveillance et le réglage de ce mode existent. Notamment, la valeur de

pression de plateau (pression de fin d’inspiration à débit nul, qui représente la pression

alvéolaire de fin d’inspiration) doit être inférieure à 30 mbar. Certaines études

cliniques ont montré qu’un volume courant trop élevé (>12 ml par kilo de poids

prédit) favorisait, probablement par volotraumatisme, une surmortalité et que pour

certaines pathologies restrictives telles que le syndrome de détresse respiratoire aiguë,

6 ml/kg de Vt était recommandé [32]. La raison principale d’utiliser ce mode est la

décharge du travail respiratoire du patient et l’amélioration des gaz du sang et de la

fonction ventilatoire. La limitation de la VC/VAC en volume est qu’elle impose un

certain nombre de contraintes à la ventilation du patient (débit, volume, fréquence)

[33].

o VC/VAC en pression

En mode VC barométrique, le clinicien fixe la consigne de pression à atteindre,

la fréquence respiratoire (FR), le niveau de pression expiratoire positive (PEP), et le

temps inspiratoire par cycle à cette pression. La forme du débit inspiratoire est

décélérante due à la diminution du débit lorsque celui-ci atteint la consigne en

pression. Dans ce mode ventilatoire, le volume est surveillé car non contrôlé par le

ventilateur. La ventilation minute n’est pas contrôlée et dépend de la mécanique

respiratoire du patient qui peut changer au cours de la ventilation. En pratique, toute

augmentation des résistances des voies aériennes (encombrement, sonde bouchée,


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bronchospasme) se traduit par une diminution du débit inspiratoire et du volume

courant [34].

La VAC n’est pas un mode adapté pour le sevrage ventilatoire du fait de l’ensemble

des contraintes ventilatoires imposées au patient, de la sédation éventuellement associée, et de

son manque de liberté pour effectuer une activité respiratoire spontanée. Le sevrage

ventilatoire dans beaucoup de services de réanimation s’effectue via le mode de ventilation

spontanée avec aide inspiratoire.

• La Ventilation Spontanée avec Aide Inspiratoire (VSAI)

La ventilation spontanée avec aide inspiratoire est un mode en pression dit

d’assistance ventilatoire au patient. Le patient déclenche tous les cycles, et le ventilateur

l’assiste à l’inspiration en générant une pression fixée par le clinicien [27]. Quand le débit

inspiratoire diminue jusqu’à la valeur seuil de coupure du débit (trigger expiratoire, fixé par

défaut à 25% du débit de pointe pour la plupart des ventilateurs), le ventilateur termine la

phase inspiratoire et passe en phase expiratoire (transition inspiration-expiration ou cyclage).

Dans ce mode barométrique, le clinicien va fixer le niveau de pression d’aide inspiratoire

(AI), le niveau de PEP, la valeur du seuil de déclenchement (trigger inspiratoire) et la pente

de montée en pression. Le clinicien fixe les paramètres ventilatoires en fonction de la réponse

du patient en terme de fréquence ventilatoire, de volume courant et de tolérance clinique [34].

Etant un mode barométrique d’assistance, les données à surveiller vont être la fréquence

ventilatoire (spontanée) ainsi que le volume courant du patient. Ce mode peut être utilisé dans

un contexte de sevrage ventilatoire car, plus physiologique, associé avec des niveaux d’aide

assez bas (<10 mbar), il sera très proche de la ventilation spontanée. De plus, ce mode peut

aussi être utilisé dans une phase plus aiguë, avec une sédation minime, pour laquelle la

synchronisation patient-ventilateur sera satisfaisante.

I.2.2. Sevrage ventilatoire

Le sevrage est, idéalement, la dernière étape ventilatoire d’un patient intubé. On va

décrire ici son principe.

Principe

L’intubation et la ventilation mécanique peuvent être associées à des complications

majeures malgré leur rôle essentiel dans le support ventilatoire et la survie des patients. Il est


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communément reconnu qu’il est important d’arrêter la ventilation mécanique et d’extuber un

patient dès que celui-ci peut respirer spontanément convenablement et est en mesure de

protéger ses voies aériennes [35]. L’arrêt de la ventilation mécanique est plus facile chez les

patients nécessitant une aide ventilatoire brève mais peut être beaucoup plus difficile chez les

patients récupérant d’un épisode de détresse respiratoire aiguë ou chez les patients chroniques

ventilés pour une décompensation aiguë. Cela constitue une grande partie du travail de

réanimation car c’est une étape importante dans le soin au patient. Dans le sens strict du mot,

sevrage suggère un arrêt progressif du travail effectué par le ventilateur allant de pair avec une

récupération progressive de l’autonomie de ventilation par le patient. C’est l’étape qui précède

l’extubation du patient. Si le sevrage est retardé inutilement, il y a un risque de complications

liées à une ventilation prolongée. Si le sevrage a lieu prématurément, cela peut aussi entraîner

des complications telles qu’une réintubation d’urgence.

Cliniquement, la capacité d’un patient à supporter un sevrage de la ventilation

mécanique se traduit, d’une part, par une force musculaire suffisante pour déclencher le

respirateur et inspirer et d’autre part des gaz du sang satisfaisants traduisant le fonctionnement

du système des échanges gazeux [35]. Plus précisément, des critères ventilatoires et cliniques

simples peuvent être énoncés tels : un degré d’oxygénation satisfaisant (PaO2/FiO2>200

mmHg et PEP < 5 mbar), une hémodynamique satisfaisante sans besoin de vasopresseurs, un

degré de conscience satisfaisant, une capacité du patient suffisante pour tousser et ainsi

évacuer ses secrétions. Il existe aussi des critères basés sur des indexes prédictifs (FR/Vt,

P0.1…) mais aucun n’est validé et/ou accepté par tous pour différencier parfaitement le succès

de l’échec du sevrage.

Dans beaucoup d’unités de réanimation le sevrage s’effectue en ventilation spontanée

avec aide inspiratoire (VSAI). Ce mode permet au clinicien d’évaluer la capacité du patient à

déclencher ses cycles respiratoires et donc "évalue" sa force inspiratoire; il permet aussi

d’évaluer l’état de sa mécanique respiratoire en observant les volumes inspirés en fonction

des pressions. Enfin ce mode permet de renseigner sur l’autonomie ventilatoire du patient par

le monitorage de sa fréquence respiratoire, le niveau de PEP et la FiO2. Le sevrage de VSAI

se fera par une décroissance progressive, parfois trop rapide, du niveau d’assistance (niveau

d’aide) jusqu’à atteindre l’équivalent d’un test de ventilation spontanée qui est souvent réalisé

par débranchement du ventilateur. Ce test peut avoir une durée de 30 à 120 minutes. Il

s’effectue classiquement en déconnectant le patient du ventilateur tout en gardant un moyen

d’humidification des voies aériennes ainsi qu’un système d’oxygénation modéré pour une

saturation > 92% (pièce en T). Une alternative est donc de ne pas déconnecter le patient du

ventilateur mais de baisser l’aide jusqu’à un niveau minimal permettant de compenser les


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résistances du circuit du ventilateur et du système d’humidification, le tout sans PEP ou avec

une PEP faible [36].

I.2.3. Autres modes ventilatoires et systèmes de ventilation

• Les modes mixtes [37]

En plus de ces modes dits conventionnels, qui ne tentent de contrôler qu’une seule

donnée (la pression ou le volume) tout en monitorant la résultante, d’autres modes dits

« mixtes » (ou « dual modes » ») ont aussi été développés, tentant de contrôler les deux

variables volume et pression, dans le cycle ou cycle-à-cycle (Volume Assisté, Ventilation

Contrôlée à Régulation de Pression, Autoflow…). Pour les modes mixtes dans le cycle, la

phase inspiratoire correspond à de la VSAI ; en phase expiratoire si un Vt cible n’a pas été

atteint lorsque le débit inspiratoire atteint le seuil de cyclage, le ventilateur poursuit

l’insufflation au débit réglé jusqu’à obtenir le Vt cible. Pour les modes mixtes cycle à cycle, il

s’agit de mode assistés ou assistés-contrôlés en pression avec asservissement du niveau de

pression inspiratoire au Vt résultant. Si le Vt est inférieur au Vt cible, la pression inspiratoire

du cycle suivant est augmentée et au contraire diminuée si le Vt est supérieur au Vt cible. Ces

modes dits « mixtes » n’ont pas réellement prouvés leurs avantages cliniques voire ont pu

s’avérer délétères pour le patient [38].

• Les modes asservis [39, 40]

Avec l’avancée technologique, de nouveaux modes plus modernes, utilisant des

capteurs plus performants, ont été développés par les industriels parfois en collaboration avec

les cliniciens. Le principe de ces modes est d’être plus physiologiques et/ou de réduire la

charge du clinicien en terme de contrôle et de manipulation du ventilateur. Il s’agit d’asservir

les paramètres de contrôle du ventilateur sur une ou plusieurs données ventilatoires, en se

basant sur des modèles physiologiques plus ou moins complexes et en introduisant des règles

de prise en charge clinique. La base de ces modes de ventilation asservis est le

fonctionnement en boucle fermée. Ces modes s’autorèglent en fonction des données

ventilatoires mesurées, en ajustant leurs paramètres en fonction d’algorithmes cliniques. Les

modes asservis actuels sont la Ventilation Assistée par Neuro-Asservissement (NAVA®,


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Maquet) et la ventilation assistée proportionnelle (PAV+®, Covidien) ainsi que la ventilation

adaptative (ASV®, Hamilton) et NéoGanesh (SmartCare®, Dräger medical).

o Les deux premiers modes, en pression, basent leur boucle

de rétrocontrôle sur l’évaluation de l’effort inspiratoire du patient. Ils répondent par une

pression proportionnelle à l’effort du patient et nécessitent un réglage du gain d’assistance

ventilatoire.

• NAVA®[41] : En Ventilation Assistée par

Neuro-asservissement (Neurally Adjusted Ventilatory Assist, NAVA®), le signal de contrôle

de l’assistance correspond à l’activité électrique du diaphragme (EAdi) recueillie par un

cathéter oesophagien pourvu d’électrodes.

• PAV®[42] : En ventilation assistée

proportionnelle (Proportional Assist Ventilation, PAV®), la pression délivrée par le

ventilateur est proportionnelle à la demande ventilatoire ; plus l’effort du patient est important

plus la machine l’assiste et, à l’inverse, si la demande diminue, l’assistance diminue. Le

réglage de ce mode ne peut se faire que si l’on connaît précisément les caractéristiques de la

mécanique respiratoire (compliance, résistance) du patient.

o L’ASV® et NéoGanesh (SmartCare®) sont des modes

adaptatifs respectivement cycle à cycle et sur 2 à 5 minutes qui adaptent leur niveau

d’assistance en fonction des données ventilatoires des périodes précédentes et de consignes

cliniques de sécurité, d’optimisation de l’effort ou de sevrage. Ce sont des modes pouvant être

utilisés dès la phase aiguë de la maladie du patient jusqu’au sevrage.

• ASV [43] : La ventilation à aide adaptative

(Adaptive Support Ventilation) est un mode ventilatoire qui, en fonction de la fréquence

respiratoire et du volume courant va régler cycle à cycle son niveau d’aide inspiratoire en

fonction d’un algorithme basé sur les équations d’Otis et al. [44] et de Mead [45]. L'ASV se

propose de maintenir une ventilation minute prédéfinie, en tenant compte des cycles

respiratoires spontanés, tout en assurant une ventilation totale en apnée ou lors d'activité

respiratoire faible avec passage du contrôle au patient si son activité respiratoire le permet.


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• NéoGanesh (SmartCare®) [46, 47] : Ce

mode, sujet de la thèse, va être détaillé dans la section suivante. Il est basé sur la VSAI et

fonctionne en boucle fermée pour contrôler le niveau de pression d’aide à partir des données

ventilatoires (fréquence respiratoire, volume courant, pression partielle en dioxyde de carbone

(CO2) de fin d’expiration (etCO2)).

L’intérêt des modes asservis adaptatifs, outre leur caractère plus physiologique et en

accord constant avec la ventilation du patient, est qu’ils soulagent les cliniciens d’une

surveillance fréquente et de réglages ventilatoires qui sont alors réalisés avec une fréquence

bien plus importante que ne pourrait le faire un opérateur (par exemple toutes les 2 ou 5

minutes).

I.2.4. Système automatisé de ventilation et de sevrage (NéoGanesh)

A l’hôpital Henri Mondor, une collaboration entre cliniciens, physiologistes et

ingénieurs a permis de construire un système automatisé qui reproduit un raisonnement

clinique pour amener un patient ventilé artificiellement vers le sevrage.

Principes de fonctionnement du système Principe général

Une description détaillée de ce système a été effectuée dans un des articles de Dojat et

al. [48]. Ce système s’applique pour un mode de ventilation et a un intérêt supplémentaire

spécifique pour une période de la ventilation artificielle qui est le sevrage ventilatoire. Il a été

décrit et utilisé dans différentes études cliniques [46, 48-50]. Le système fonctionne avec le

mode ventilatoire cliniquement utilisé qui est la ventilation spontanée avec aide inspiratoire

(VSAI). Ce système permet de reproduire la démarche du clinicien pour : 1) adapter le niveau

d’assistance ventilatoire en fonction du profil respiratoire du patient et 2) appliquer une

stratégie de sevrage de la ventilation mécanique. La démarche clinique, basée sur les

recommandations de la littérature et l’expertise de l’équipe de Henri Mondor, est représentée

sous forme de base de règles (base de connaissance). Son fonctionnement repose sur trois

principes fondamentaux :

- le maintien du patient dans une zone de confort respiratoire en adaptant le niveau

d’aide inspiratoire ;


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- la décroissance progressive du niveau d’aide inspiratoire en cas de stabilité ;

- la réalisation automatisée des tests de sevrage avec un niveau d’aide inspiratoire

minimum suivis de l’affichage d’un message si ces tests sont positifs.

L’algorithme utilisé par le système automatisé de ventilation et de sevrage repose sur

la fréquence respiratoire (FR), le volume courant (Vt) et le CO2 expiré (etCO2) du patient,

obtenus à partir du monitorage du ventilateur et moyennés le plus souvent pendant 2 minutes

et, en cas de modification du niveau d’aide inspiratoire, pendant 5 minutes (pour permettre

une stabilisation du profil respiratoire avec le nouveau niveau d’assistance ventilatoire). En

fonction de ces données moyennées, un « diagnostic ventilatoire » est établi et, en fonction de

ce dernier, le niveau d’aide inspiratoire est automatiquement ajusté (augmenté, diminué, ou

maintenu) pour tenter de maintenir le patient dans une « zone de confort » ventilatoire

prédéfinie. Parallèlement, lorsque le patient est stable, le système implémente un protocole de

décroissance automatisée et progressive du niveau d’aide inspiratoire, ainsi que des tests de

sevrage automatisés lorsque le niveau d’aide inspiratoire du patient est suffisamment bas [16].

Le système développe un raisonnement temporel pour ajuster l’aide et sa stratégie en

fonction de l’évolution du patient et des actions qu’il réalise.

Approche médicale

Du point de vue médical, le mode ventilatoire utilisé est la VSAI qui délivre un

plateau de pression à niveau réglé à chaque inspiration du patient. Pour ce mode ventilatoire,

le paramètre principal de contrôle de l’assistance est le niveau d’aide inspiratoire au dessus du

niveau de PEP. Le rationnel médical exprimé dans l’article initial de Dojat et al. [48] est que

pour un haut niveau de pression, le travail respiratoire effectué par le patient est minimal, et

les muscles respiratoires sont à peine sollicités. A contrario, quand le niveau de pression est

bas, la plupart du travail respiratoire est effectué par le patient. Quand une pression

insuffisante est délivrée, le patient est en situation d’inconfort respiratoire et on observe un

type de respiration rapide et superficielle. Pendant la VSAI, le patient contrôle sa propre

fréquence respiratoire, son temps inspiratoire et son volume courant. Une corrélation positive

entre le volume courant et le niveau de pression ainsi qu’une corrélation inverse entre la

fréquence respiratoire et le niveau de pression ont été observées [14, 15]. Le principe du

système décrit ici est d’adapter le niveau de pression de manière à ce que la fréquence

respiratoire du patient reste dans un intervalle défini de confort respiratoire, le volume courant

soit au dessus d’un seuil minimal et la PetCO2 en dessous d’un seuil maximal. Enfin, le


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système essaie automatiquement de réduire le niveau de pression pour faciliter un sevrage

progressif mais potentiellement rapide du ventilateur.

Plusieurs évolutions du système ont été développées depuis sa création jusqu’à

maintenant.

Historique et évolution

De Ganesh (Figure 2) à la version commerciale SmartCare, un peu plus de 10 ans se

sont écoulés, durant lesquels quelques modifications ont eu lieu au niveau de la valeur des

différents seuils, au niveau du système et des appareils de mesure. Ganesh est le système

initial développé par Dojat M. et collaborateurs.

Figure 2: Système Ganesh (cette figure est tirée de l’article de Dojat et al. [48])

Schéma descriptif du système Ganesh comprenant un ventilateur artificiel

envoyant ses données (Vt, FR, AI, PEP) à un ordinateur qui, avec l’etCO2

fourni par un analyseur, détermine le nouveau niveau d’AI

♦ Ganesh

Description du système

Du point de vue technique, le système initial utilisait 3 ports de communication série

RS232 standard pour récupérer les données ventilatoires du ventilateur (FR, Vt) et d’un


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analyseur de gaz externe pour récupérer l’etCO2 (5200 Ohmeda, Maurepas, France). Il les

transmettait à un ordinateur externe au ventilateur sur lequel était installé le système (Figure

2). Ces données étaient recueillies avec une fréquence d’échantillonnage de 0.1 Hz et

moyennées sur des périodes de 2 à 10 minutes. Ce système fonctionnait avec un ventilateur de

réanimation médicale Veolar (Hamilton, Bonaduz AG, Suisse).

Les classifications du statut respiratoire du patient pour le système initial reposaient

sur les données du Tableau 1.

Tableau 1: Classifications ventilatoires du système

Ce tableau décrit les classifications délivrées par le système Ganesh en fonction des

seuils de sécurité des données de recueil.

Statut respiratoire FR Vt etCO2

Normal FRmin ≤ FR < FRhaut ≥ Vtmin < etCO2max Tachypnée FRhaut ≤ FR < FRmax ≥ Vtmin ≥ etCO2int

Tachypnée sévère ≥ FRmax ≥ Vtmin ≥ etCO2int

Ventilation insuffisante

≥ FRmin ou ≥ FRmin

- < Vtmin

> etCO2max -

Hypoventilation < FRmin - ≥ etCO2max Hyperventilation* ≤ FRmin - < etCO2max Hyperventilation

inexpliquée ≥ FRhaut ≥ Vtmin < etCO2int

FR : Fréquence Respiratoire, FRmin : seuil FR minimum, FRhaut : seuil FR haute, FRmax : seuil FR maximum, Vt : Volume

courant, Vtmin : seuil VT minimum, etCO2 : pression de CO2 en fin d’expiration, etCO2max : seuil etCO2 maximum,

etCO2int : seuil intermédiaire,*La classification « hyperventilation » utilisée dans le système ne correspond pas à sa

définition médicale classique, il s’agit dans ce contexte d’une respiration lente avec mesure d’etCO2 inférieure à son seuil

maximum

Initialement dans Ganesh, la valeur des seuils étaient définis ainsi : FRmin = 12 cpm

(ensuite monté à 15 cpm), FRhaut = 28 cpm (ensuite monté à 30 cpm) ; FRmax = 35 cpm,

Vtmin = 250 ml si le poids du patient < 55kg sinon 300 ml, etCO2max = 65 mmHg si patient

BPCO sinon 55 mmHg, etCO2int = 20 mmHg

Les effets sur le niveau d’aide inspiratoire sont les suivants : les classifications

« tachypnée », « ventilation insuffisante » provoquent pour la période suivante une hausse du

niveau d’aide inspiratoire de 2 mbar ; en cas de « tachypnée sévère », cette hausse est de 4

mbar. En cas d’ « hypoventilation » ou d’apnée le système repasse en VAC. En cas

d’« hyperventilation inexpliquée », le système ne change rien mais déclenche une alarme. En

cas d’« hyperventilation », le système diminue le niveau d’assistance de 4 mbar. Enfin dans la


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zone de statut respiratoire « normal », dite « zone de confort respiratoire », le système peut

baisser l’assistance par pas de 2 mbar, en fonction de l’évolution de la ventilation du patient

durant les périodes précédentes. En terme d’objectif de pression de sevrage par le système, si

le patient est intubé par voie endotrachéale l’objectif du niveau d’aide inspiratoire pour le

sevrage est de 9 mbar sinon, s’il est trachéotomisé, du fait de la moindre résistance

inspiratoire, l’objectif en pression est de 5 mbar.

Architecture

Le système à base de connaissance initial, Ganesh, fonctionnait à partir de règles

cliniques simples (base de connaissances) formalisées par des règles d’inférence d’ordre 0+

de type « SI-ALORS ». Le système reposait sur 142 règles qui représentaient la connaissance

médicale requise ; ces règles étaient organisées en 6 blocs.

Le premier bloc traitait des connaissances statiques à propos du patient et de sa

pathologie, saisies par le clinicien à l’initialisation du système. Le deuxième bloc évaluait la

sévérité de la pathologie du patient à partir du niveau de pression initiale fixé et déterminait

ainsi la période d’observation requise avant de déclarer le patient sevrable. Le troisième bloc

évaluait le statut respiratoire du patient à partir des données respiratoires et en fonction des

seuils cliniques internes au système. Le quatrième bloc évaluait l’évolution du statut

respiratoire en fonction du temps. Le cinquième bloc déterminait à partir des données des

précédents blocs le niveau de pression à fixer ainsi que la durée avant la prochaine expertise.

Le sixième bloc, plus dédié au deuxième objectif du système qui est le sevrage ventilatoire,

évaluait à partir du moment où le niveau de pression était à son minimum, si le patient pouvait

être séparable du ventilateur, ou bien s’il fallait continuer la période d’observation et la durée

avant la prochaine expertise. Un septième bloc dédié aux alarmes permettait de rebasculer sur

un mode de ventilation contrôlée en cas d’« hypoventilation centrale » ou d’apnée.

Utilisation clinique

Dans l’étude initiale de 1992 par Dojat et al. [48], 19 patients en début de sevrage

ventilatoire ont été inclus avec le système Ganesh. Les patients ont été séparés en 2 groupes

selon leur réussite au test de présevrage (groupe 1) ou non (groupe 2). A la fin de la période

de ventilation par le système, les 10 patients du groupe 1 furent extubés avec succès, comme

le préconisait le système tandis que les 9 patients du groupe 2 ont continué à être ventilés

comme également conseillé par Ganesh. Pour les patients du groupe 1, 95% de la durée totale

de ventilation mécanique était effectuée dans la zone dite de confort respiratoire versus 75%

du temps pour les patients du groupe 2. La conclusion de cette étude exprimait l’aspect positif


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de ces résultats préliminaires. Pour des développements futurs, une augmentation de la base

de connaissance pour y admettre d’autres paramètres physiologiques était envisagée, et ils

pensaient également à une architecture plus générale sur les systèmes à base de connaissance

qui supporterait plus de procédures cliniques.

♦ NéoGanesh [46]

Evolution du système

L’évolution du système s’est effectuée sur le plan de l’architecture et de la

représentation de connaissance. Pour produire ce nouveau système, Dojat et al. se sont

appuyés sur le système de représentation Néopus [51, 52] développé par F. Pachet et al. (thèse

92, Paris VI).

Cette évolution de Ganesh vers NéoGanesh s’est donc basée sur une abstraction plus

poussée en utilisant une logique formelle d’ordre 1. Une description de la représentation des

connaissances médicales a été décrite [53]. L’ « héritage » de base de règles a permis de

placer des règles génériques en haut de la hiérarchie et de les raffiner en fonction du contexte.

Cela va dans le sens de la réutilisation de base de règles. Les auteurs estiment, du point de vue

de l’efficacité, qu’il vaut mieux dédier et limiter un système à base de connaissance à un

domaine (e.g. NéoGanesh et le sevrage de la ventilation mécanique). Dojat et al. ont fait une

description exhaustive des principes de fonctionnement de NéoGanesh [46].


Dans l’article de 1996 [49], Dojat et al. décrivent les résultats de leur étude avec le

système NéoGanesh qui a porté sur 38 patients. Dans leur méthode, des tests de sevrage

usuels ont été effectués chez des patients semblant prêts à être sevrés selon le clinicien en

charge du malade. Ensuite, ils ont connecté le système pour une durée maximale de 24h ; ils

ont comparé les recommandations du système aux résultats des tests ainsi que le succès ou

l’échec de la déconnexion/extubation du patient. Un test de sevrage était considéré comme

positif quand 3 des critères suivants étaient remplis : FR ≤ 35 cpm, capacité vitale ≥ 10 ml/kg,

pression maximale inspiratoire ≥ 25 mbar, SpO2 ≥ 90% avec FiO2 ≤ 40%. Parmi les 38

patients inclus, 10 ont eu des tests de sevrage négatif et ont eu des durées de ventilation

prolongées (14h ± 5) avec le système sans aucune recommandation de séparation. Sur les 28

patients ayant eu un test de sevrage positif, 19 ont également eu des recommandations de

séparation par le système dont 17 ont réussi à l’épreuve de pièce en T. Chez les 9 autres

patients avec test de sevrage positif, le système avait émis un avis négatif quant à la

séparation. Parmi ces patients, 4 ont échoué à la pièce en T, et les 5 autres ont été reconnectés


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au ventilateur ou réintubés dans les 48h. Leur conclusion valide l’efficacité du système pour

le sevrage ventilatoire.

Dans l’étude clinique que Dojat et al. effectuent avec NéoGanesh en 2000 sur 10

patients dépendants du ventilateur, ils comparent par périodes de 24h l’utilisation de la VSAI

traditionnelle réglée par le clinicien à celle du système NéoGanesh [50]. De plus, pour

quantifier le travail respiratoire effectué avec les 2 modes de ventilation, ils mesurent la

pression d’occlusion à 100 ms (P0.1). Le temps passé en zone de confort respiratoire par

rapport au temps total de ventilation était plus importante avec le système NéoGanesh (93% ±

8%) qu’avec la VSAI conventionnelle (66% ± 24%) alors que le niveau d’aide était similaire

durant les 2 périodes (19 ± 6 mbar avec NéoGanesh vs 17 ± 4 mbar en VSAI). Enfin le temps

passé avec une P0.1 importante (> 4 mbar) était plus important avec la VSAI (34% ± 35%)

qu’avec NéoGanesh (11% ± 17%) laissant supposer des durées réduites de travail respiratoire

excessif avec NéoGanesh.

♦ Automedon Système

La collaboration avec la société Hamilton n’a pu se poursuivre. Cependant, la ténacité

des auteurs du projet NéoGanesh a permis à une société, Dräger Medical (Lübeck,

Allemagne), de connecter le système avec un ventilateur de réanimation, initialement sous

forme de prototype (Figure 3). Automedon est le nom du prototype pourvu du système

NéoGanesh (commercialement dénommé plus tard SmartCare par Dräger Medical). Ce

système a été initialement installé sur un ordinateur externe positionné au dessus du

ventilateur de réanimation Evita 4 de Dräger Medical. L’intérêt était la facilité d’utilisation du

système d’autant plus qu’un système de mesure d’etCO2 était incorporé au ventilateur

dispensant ainsi de l’utilisation d’un analyseur externe de gaz.

Fonctionnement

Dans l’équipe de recherche et développement de Dräger Medical, S. Mersmann et son

équipe, conjointement avec M. Dojat ont transféré la technologie et le savoir de NéoGanesh

vers un ventilateur Evita4 (Dräger Medical) équipé d’un ordinateur [54].


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Figure 3 : Système Automedon (Dräger Medical)

Photo du système Automedon composé d’un

ventilateur Evita 4 (Dräger Medical) connecté à

un ordinateur externe attenant.

Pour le développement du projet, la procédure de développement orientée objet dédiée

au logiciel embarqué Octopus / UML de Nokia fut utilisée. Ensuite, après analyse de tous les

composants, structure, parties fonctionnelles et non fonctionnelles du système, il leur fallut

modéliser la base de connaissance médicale. Ils utilisèrent alors la plateforme de

développement D3, composée en JAVA et dédiée aux systèmes à base de connaissance et

plus particulièrement aux expertises orientées diagnostic [55]. L’un des intérêts d’une telle

plateforme était l’interface homme-machine permettant de formaliser facilement la

connaissance médicale mise en oeuvre. Cela a abouti à un modèle de fonctionnement basé sur

une sectorisation bien établie des tâches du point de vue logiciel. Ainsi, le système était

pourvu de trois modules : un module (GUI) dédié à l’interaction avec l’utilisateur (le

clinicien) ; un module contenant la base de connaissance médicale (XPS) et déterminant les

classifications diagnostics en fonction des données courantes fournies ; un module

interagissant avec le ventilateur de réanimation (HOST). Pour effectuer la communication et

la commande de ces 3 modules parallélisés, un dernier supra-module (Master Control) pilotait

l’ensemble. L’ensemble du logiciel conversait avec le ventilateur via Medibus, un protocole


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de communication basé sur une connectique type RS232 et développé par Dräger Medical

[56].

Evolution par rapport au système antérieur

Outre la différence dans la technique mise en œuvre, à la lumière des résultats des

précédentes études cliniques, quelques modifications ont eu lieu au niveau de la base de

connaissance. Tout d’abord 4 différents objectifs en pression basse (objectif du système pour

le sevrage) ont été fixés en fonction du paramétrage initial du système sur les caractéristiques

du patient. Ainsi si le patient est trachéotomisé et a un humidificateur chauffant, l’objectif de

pression basse est de 5 mbar ; s’il est trachéotomisé et a un filtre échangeur de chaleur et

d’humidité, l’objectif de pression basse est de 9 mbar. Si le patient est intubé par voie

endotrachéale et qu’il a un humidificateur chauffant, l’objectif de pression basse est de 7

mbar ; enfin, si le patient est intubé par voie endotrachéale et qu’il a un échangeur de chaleur

et d’humidité, l’objectif de pression basse est de 12 mbar. Les modifications des objectifs en

pression pour l’échangeur de chaleur et d’humidité avaient été faites pour compenser l’espace

mort de ces filtres. Concernant la fréquence respiratoire, le seuil haut est passé de 28 cpm à 30

cpm avec un seuil maximal autorisé à 36 cpm. De plus, dans le cas d’un patient souffrant d’un

désordre neurologique, alors paramétrable, le seuil haut en fréquence respiratoire est de 34

cpm. Enfin, dans le cas de sur-assistance ventilatoire, classifiée par le système comme

« hyperventilation », il est possible pour le système de baisser le niveau d’aide inspiratoire en

deçà de son objectif de pression basse jusqu’à un minimum de 5 mbar.


Une fois le prototype et les évolutions cliniques mises en oeuvre, il fallut démontrer

son intérêt et son efficacité. Une étude multicentrique, comparant le sevrage ventilatoire usuel

mené par une équipe soignante, au sevrage du système Automedon, eut donc lieu. Cette étude,

réalisée par Lellouche et al. [47], fut menée dans 5 services européens de réanimation

médicale (Barcelone, Bruxelles, Genève, Créteil, Paris). Cette étude multicentrique

prospective et randomisée inclut 147 patients et compara un sevrage ventilatoire par le

système automatisé et par les médecins selon les habitudes locales propres à chaque centre. Le

système automatisé a permis de diminuer significativement le temps de sevrage ventilatoire (3

jours versus 5 jours), la durée totale de ventilation mécanique (7,5 jours versus 12 jours) et la

durée de séjour en réanimation (12 jours versus 15,5 jours). La mortalité en réanimation et

intra hospitalière était identique dans les deux groupes. Comparativement au groupe non

automatiquement supervisé, le système automatisé montrait une probabilité de rester sous


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ventilation assistée plus basse, un recours à la VNI en post extubation statistiquement moins

important et un nombre total de complications liées à la ventilation mécanique diminué de

30%. Cependant, ces résultats prometteurs avaient comme limites la faible proportion de

patients éligibles randomisés (14%, 147/1014) et le faible effectif des insuffisants

respiratoires chroniques.

Une autre étude clinique a été menée à la même époque avec le même système par

Jouvet et al. sur 20 patients pédiatriques [57]. Aucune différence significative entre la

méthode automatisée et la méthode standard clinique de sevrage ne fut trouvée exceptée la

durée de sevrage qui était plus courte de 1.5 jours en moyenne pour le système automatisé.

L’intérêt de cette étude a été de montrer que le système Automedon, avec des paramètres et

un ventilateur dédiés aux patients pédiatriques pouvait faire aussi bien que l’équipe clinique

dans la gestion du sevrage ventilatoire des patients.

♦ SmartCare (version industrielle de NéoGanesh)

Système

Après les essais concluants du prototype Automedon dans les différentes études,

Dräger Medical a commercialisé le système. Dès 2007, tous les ventilateurs Dräger Medical

Evita XL [58] (Figure 4) étaient pourvus de l’option SmartCare [59], ainsi que de l’option

CapnoSmart, que les utilisateurs pouvaient choisir. L’option CapnoSmart correspond au

dispositif de mesure et calcul de l’etCO2 par le ventilateur, elle est nécessaire au

fonctionnement de SmartCare.

Photo du ventilateur Evita XL fonctionnant

en mode VSAI/SmartCare

L’intérêt de la version commerciale par rapport au prototype est l’interface homme-

machine beaucoup plus conviviale et surtout le fait que le système soit « embarqué » au sein

Figure 4 : ventilateur Evita XL par Dräger Medical


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du ventilateur de réanimation. Le capteur de etCO2 est également une option avec un logiciel

également « embarqué » (CapnoSmart).

En terme de connaissance médicale, la version industrielle est pratiquement identique

au prototype précédemment décrit. Par contre, le fait que cela devienne un logiciel embarqué

à un ventilateur de réanimation a modifié la conception et les outils utilisés. Le logiciel libre

de modélisation de la base de connaissance (D3) a changé pour sa version commerciale,

SOLVATIO. Avec ce changement, les développeurs de Dräger Medical ont implémenté des

nouveaux outils et de nouvelles règles au système. La base de connaissance de SmartCare

(Annexe A) est composée de 264 règles, 64 « symptômes » et 50 « diagnostics » d’après

Mersmann et al. [60]. Selon eux, l’idée principale de SmartCare, outre la ventilation et son

sevrage automatisés, était que n’importe quel protocole clinique puisse être implémenté avec

la structure de SmartCare. De plus, le dispositif cible de SmartCare (ventilateur) devait être

totalement transparent (lecture des valeurs et des paramètres) et avoir un accès restreint au

système hôte (paramétrage spécifique) ; ils ont appelé ce dispositif RAWS (Read-All-Write-

Some). Ci-après un schéma descriptif du fonctionnement de SmartCare (Figure 5) ;

Figure 5 : Schéma du fonctionnement de SmartCare

Les données mesurées par le ventilateur sont fournies à SmartCare qui contrôle en

retour le niveau d’aide inspiratoire

Applications cliniques

Suite à l’accessibilité du système SmartCare sur les ventilateurs Evita XL, plusieurs

études cliniques ont été menées [61-68] démontrant parfois l’efficacité du système en terme

de réduction du temps de sevrage [62, 64, 65, 69]. Ces études ont également permis de

montrer quelques limites du système [61, 63, 69-71] ou ont montré que le système était aussi


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efficace que les pratiques cliniques usuelles [68, 69]. La Figure 6 montre le système

SmartCare en fonctionnement.

De plus, en terme économique, il a été présenté, au congrès MEDICA de Berlin en

2006, une étude menée en Allemagne par Kraft et al.[72]. Cette étude avait pour objet les

possibles économies par l’innovation technologique dans le milieu médical. L’une de ses

conclusions concernait les services de réanimation médicale et l’utilisation de SmartCare. Elle

concluait qu’en terme d’analyse coût-bénéfice, les économies potentielles grâce à l’utilisation

de SmartCare étaient approximées à 2000 € en terme de gain sur le temps de sevrage et 2000

€ en terme de médicaments et consommables soit 648 millions d’euros par an en Allemagne.

Des améliorations portées sur ce système seraient donc encore plus profitables pour les

systèmes de santé.

Figure 6 : Système SmartCare en fonctionnement

Interface utilisateur : en haut la courbe de pression caractéristique du

mode VSAI. A droite, il y a les mesures ventilatoires courantes. Dans le

panneau de données, on peut voir la durée de fonctionnement en mode

SmartCare, la phase ventilatoire SmartCare et la dernière classification

ventilatoire (diagnostic SmartCare). A droite du panneau, il y a les mesures

et données SmartCare précédemment déterminées. En bas du panneau, on

peut voir les caractéristiques de la session en cours (filtre humidificateur

avec sonde endotrachéale, pas de pathologie neurologique ou pulmonaire,


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poids du patient, option de repos nocturne, AI initial et AI minimum

(objectif du sevrage).

♦ SmartCare+

Pour étudier les améliorations et les limites trouvées à SmartCare, le système sera

utilisé dans une version dédiée à la recherche permettant d’insérer les modifications et de les

évaluer, cette version a été appelée SmartCare +.

Moyens d’étude des limites du système et des solutions d’amélioration

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II. Moyens d’étude des limites du système et des solutions d’amélioration

Du fait de l’avancée technologique, de la modernisation des appareils médicaux et du

nombre de patients constamment croissant dans les services médicaux, la tendance médico-

technologique est naturellement à l’automatisation de certaines procédures ou protocoles

cliniques. Cependant l’évaluation de telles procédures automatisées est complexe. La

ventilation mécanique et son sevrage sont des activités cliniques demandant des

connaissances et une expertise médicale poussées. Grâce au perfectionnement des

ventilateurs, certaines parties ou périodes ventilatoires ont pu être automatisées. C’est

notamment le cas de la ventilation en VSAI et du sevrage ventilatoire. Nous avons donc tenté

d’établir, en nous appuyant sur un système automatisé de ventilation artificielle (SmartCare),

une évaluation du système et le cas échéant de proposer des améliorations dudit dispositif.

Notre travail de thèse a donc consisté à :

1) formaliser ces limites sur la base des résultats de la littérature, de la base de

données que nous avons pu organiser et d’expérimentations spécifiquement

destinées à évaluer ces limites.

2) mettre en place des études cliniques pour tenter de dégager des indexes nouveaux,

fiables et utilisables par le système pour étendre son champ d’application.

3) évaluer les solutions proposées en fonction de leur stade d’avancement grâce à des

outils de laboratoire.

La méthode proposée pourrait être utilisée pour améliorer d’autres dispositifs

médicaux.

II.1. Outil pour la définition des limites d’utilisation

Pour évaluer les limites et améliorer le système, il nous a paru indispensable d’avoir

des données sur lesquelles nous appuyer. Certaines limites d’utilisation sont rapportées dans

les publications. Néanmoins, ces données publiées sont propres au contexte d’utilisation et ne

permettent pas toujours de connaître parfaitement le fonctionnement du système et de

reproduire les situations de dysfonctionnement. Une solution est d’avoir un journal de recueil

des données du système, enregistrant les données courantes ou les faits marquants pendant

l’utilisation de ce système. Ainsi, en récupérant ces journaux de données de l’ensemble des

appareils utilisant le système, cela permet de créer une base de données sur laquelle s’appuyer


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pour étudier de manière appropriée le système, ses faits contextuels et son comportement

général.

Le système SmartCare a été utilisé dans beaucoup d’études cliniques publiées. Chaque

article peut énoncer des limites de l’étude ou parfois du système. Cependant rien de

systématique n’avait pu jusqu’alors réellement caractériser ces limites. Le système SmartCare

enregistre dans un journal tout le déroulement de ses sessions. La récupération de toutes ces

sessions sur un ensemble de ventilateurs nous a permis de réaliser une base de données sur

laquelle nous appuyer pour caractériser les limites du système.

Etude rétrospective : Base de données

Le système SmartCare stocke l’ensemble des informations, données ventilatoires,

caractéristiques du patient et réglages du ventilateur1. Il enregistre ses données de

fonctionnement dans un fichier. Nous avons recueillis l’ensemble des sessions disponibles

dans différents hôpitaux équipés de SmartCare (Tableau 2). Lors d’une session SmartCare,

l’utilisateur saisit le poids du patient, le mode d’intubation et le moyen d’humidification,

précise si le patient est atteint de bronchopneumopathie chronique obstructive (BPCO) et s’il

est atteint d’un désordre neurologique ; il peut préciser une période de sevrage ralenti avec

l’option « Repos nocturne ». Ensuite l’utilisateur démarre la session et le système SmartCare

débute l’enregistrement des données à partir desquelles il officie.

Une nouvelle session est démarrée à chaque départ de SmartCare ainsi un même

patient peut avoir plusieurs sessions par jour. Une session se compose des caractéristiques de

la session (nom du fichier, date, nom du ventilateur, caractéristiques saisies pour le patient…),

de l’ensemble des données ventilatoires du patient moyennées sur 2 ou 5 minutes (équivalent

à 1 enregistrement), de la classification ventilatoire correspondante, des alarmes et réglages

du système et du prochain niveau d’aide inspiratoire dérivé de la classification.

L’étude des fichiers provenant de différentes études permet une analyse fine du

comportement du système. A partir de ces données, nous avons défini une base de données.

1 A notre connaissance, SmartCare est le seul des systèmes de ventilation automatisé (NAVA, ASV, PAV…) qui permet le recueil de l’ensemble des informations patients et réglages du ventilateur.


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Tableau 2: Sources de la base de données

Cette table présente les études spécifiques associées à

SmartCare et les centres hospitaliers associés.

Hôpital Etude Bichat (Paris) Etude multicentrique sur SmartCare Cantonal de Genève Etude multicentrique sur SmartCare Necker (Paris) Etude pédiatrique sur SmartCare Kiel (Allemagne) Diverses études Erasme (Bruxelles) CO2 et SmartCare Henri Mondor Diverses études

Pour la création de la base de données, nous avons choisi ACCESS de Microsoft.

Nous avons utilisé le langage Visual Basic pour réaliser des fonctions d’importation des

données contenues dans les différents fichiers. La base de données est organisée autour de la

notion de session (Figure 7). Les détails de sa structuration sont en Annexe C.

Figure 7: Organisation de la base de données

La base de données est composée de 5 tables : Identifications (identifiant du patient),

Session_Size (durée et nombre d’enregistrements de la session), Records (informations sur

la ventilation du patient), Settings (réglages du système) et Sessions qui regroupe

l’ensemble des sessions et permet la liaison entre les 4 tables précédentes.


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La diversité des centres et les différents réglages particuliers de SmartCare ont imposé

d’effectuer un filtrage sur l’ensemble des données de travail. Les patients pédiatriques ont été

étudiés à part, ayant une stratégie spécifique associée à SmartCare. Les sessions avec le mode

ATC (compensation automatique de la résistance de la sonde d’intubation) ont aussi été

écartées par soucis d’homogénéisation des données.

La base données est composée de 340 patients, 1201 sessions pour un temps total de

557362 minutes (387 jours) ce qui correspond à 219530 enregistrements de 2 ou 5 minutes.

Les données statistiques sont exprimées en médiane [25ème – 75ème percentiles] ou en

pourcentage du nombre d’enregistrements.

Chaque patient a eu 2 [1-4] sessions de 70 [18-201] enregistrements.

En terme de pathologies indiquées, 61 patients sont BPCO (20% des enregistrements),

55 patients ont un désordre neurologique (23% des enregistrements), 20 patients ont un

désordre neurologique et sont BPCO (10% des enregistrements), 253 patients n’ont aucune

pathologie indiquée (47% des enregistrements).

En terme ventilatoire, sur l’ensemble des enregistrements le niveau d’aide inspiratoire

a été de 9 [7-12] mbar, la PEP de 5 [5-8] mbar, la pression totale de 17 [13-21] mbar, la

fréquence respiratoire de 22 [17-26] cpm, le volume courant de 533 [428-637] ml et l’etCO2

de 33 [29-39] mmHg.

En terme de classifications par le système SmartCare, sur l’ensemble des

enregistrements, il y a 78% de « ventilation normale », 16% d’ « hyperventilation », 4% de

« tachypnée », 1% de « ventilation insuffisante » et 1% d’autres classifications.

II.2. Moyen pour la mise en place d’études cliniques prospectives spécifiques

Les limites du système ayant été évoquées dans leur principe, il nous a fallu réaliser

une exploration fine des données pour mieux les caractériser et mettre en œuvre des solutions.

Une étude clinique prospective permet de directement se focaliser sur l’objet de la

recherche, et permet donc de décrire précisément des phénomènes constatés. Il n’y a pas

d’intervention, il s’agit d’études observationnelles permettant de caractériser des phénomènes

qui viennent en complément de l’étude rétrospective.


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Monitorage de la ventilation avec VentView (Dräger Medical)

Nous nous sommes servis pour certaines de ces études du logiciel VentView de

Dräger Medical. C’est un logiciel pour la représentation graphique et numérique des

paramètres de ventilation et l’affichage des messages d’état et des alarmes des ventilateurs de

réanimation (Savina, Evita 2 dura, Evita 4, EvitaXL et Babylog 8000 plus) de Dräger

Medical. Il permet :

- un affichage simultané des courbes de ventilation ;

- un affichage de la boucle de deux paramètres de ventilation, par exemple, boucle

pression-volume ;

- un affichage séparé des tendances de ventilation ;

- un affichage successif en tableaux de 10 paramètres de ventilation ;

- une liste de toutes les valeurs de mesure et de réglage ;

- un affichage des courbes mémorisées ;

- une exportation des données en temps réel dans des logiciels externes (format .csv).

VentView enregistre les données à la fréquence de 0.1 Hz, soit une donnée toutes les

10s. Les données enregistrées correspondent aux mesures relevées lors du dernier cycle de la

période de 10s considérée. La Figure 8 présente la table d’enregistrement des données qui

pourra être ensuite exportée puis analysée.

Figure 8 : Table d’enregistrement des données sous VentView

Données enregistrées sous VentView : horaires d’enregistrement (séparés par 10s) et

données ventilatoires. Ceci permet de simuler le fonctionnement de SmartCare car le système

recueille les données du ventilateur avec la même période de 10s. Sur la droite de la figure,

on peut voir les mesures courantes, pendant l’enregistrement des données par VentView.


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II.3. Moyens d’évaluation des solutions proposées

En fonction des résultats obtenus aux études prospectives et rétrospectives, les

solutions proposées seront testées. Dans cette partie vont être décrits ces différents moyens de

tests ainsi que leurs limites et leur intérêt.

Dans le domaine de la ventilation comme dans beaucoup de domaines industriels, les

tests se font d’abord sur banc d’essai, qui permet de recréer des conditions standardisées, puis

en situation réelle.

Les solutions algorithmiques étant déterminées et développées, il faut alors les

évaluer. L’algorithme est évalué sur banc de test expérimental, puis sur patient. L’évaluation

sur patient est réalisée d’abord en boucle ouverte, le système reçoit les données du patient et

délivre des consignes à suivre sans effectuer les actions proposées. Ensuite, l’étape finale est

d’évaluer le système en boucle fermée, le système interagissant alors complètement avec le

patient.

Ce travail de thèse a nécessité la mise en place d’expérimentations spécifiques à la fois

rétrospectives et prospectives sur patient simulé, ainsi qu’en conditions réelles d’utilisation.

Les solutions proposées dans cette thèse n’ont pas été testées en boucle fermée.

II.3.1. Bancs d’essai mécanique (Figure 9)

Le laboratoire Respiratory Team du service de réanimation médicale de l’hôpital

Henri Mondor de Créteil a une longue expérience dans le domaine des tests ventilatoires. Il

possède plusieurs bancs d’essai mécaniques pour tester les ventilateurs (Michigan Dual Adult

TTL, ASL 5000, Siemens Test Lung 190).

Plusieurs types de bancs d’essai mécaniques pour ventilateurs existent. Il existe des

bancs utilisant des ballons (ex : Siemens Test Lung 190) servant à modéliser le système

respiratoire de façon passive. Un type de banc un peu plus moderne utilisant un modèle de

poumon à double compartiment (Michigan Dual Adult TTL), et qui va être décrit par la suite,

modélise le système respiratoire de façon passive ou active avec la possibilité de déclencher

les cycles respiratoires. Ce type de bancs est utilisé pour des études sur des ventilateurs de

réanimation [19, 73], des ventilateurs d’anesthésie [74], des ventilateurs de transport [75] ou

des ventilateurs de domicile [76]. La limitation de ce type de système est qu’un test sur banc

ne reflète pas nécessairement la réalité sur patient. Certaines études accompagnent parfois

leurs expérimentations d’un test sur sujets sains [76], la plupart concluant sur la nécessité

d’une vérification clinique des résultats trouvés sur banc. D’autres types de bancs de test plus


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modernes commencent à être utilisés dans les études [77]. Ce sont maintenant des

« simulateurs » (ASL 5000 ; Ingmar Medical) qui pilotent par ordinateur un piston, simulant

ainsi l’activité des muscles respiratoires et le poumon du patient. L’intérêt est la convivialité

par l’utilisation d’un ordinateur pour paramétrer le test ; la limite par rapport au poumon test

« standard » est que l’on ne peut pas observer les mouvements du piston ni le rapport entre les

valeurs (ex : résistance, compliance) paramétrées et la réalité. Cela peut imposer d’effectuer

une étude in vivo sur sujets sains [77] en plus d’une éventuelle vérification sur patients.

Principe des bancs d’essais mécaniques

Figure 9 : Banc d’essai mécanique (Cette figure est dérivée de l’article de Richard et al. [73])

Schéma du banc d’essai mécanique relié au ventilateur évalué. La chaîne d’acquisition est

composée de capteurs de pression et débit connectés à un ordinateur pour l’enregistrement

des données. Pour la simulation, le banc est composé de 2 soufflets, l’un représentant le

poumon du patient et l’autre, relié à un ventilateur moteur, permettant la simulation de

l’effort inspiratoire du patient en « soulevant via une cale de liaison» le soufflet « poumon »,

simulant ainsi un effort inspiratoire.

Ce banc test est composé du poumon test à double compartiment (Michigan Dual

Adult TTL), d’un ventilateur moteur et d’un banc d’acquisition qui enregistre les signaux via


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des capteurs pour la pression et le débit délivrés. Trois types de tests sont effectués, un test

évaluant le temps de déclenchement du ventilateur par rapport au début de l’"effort

inspiratoire" généré par le ventilateur moteur, un autre test évalue la qualité de pressurisation

en aide inspiratoire sous diverses conditions, enfin un dernier test quasi-statique en VC en

volume avec un poumon test simple (Siemens Test Lung 190) évalue les volumes délivrés.

L’avantage de ce banc est que l’on voit parfaitement ce que fait le ventilateur testé et que l’on

contrôle parfaitement tous les réglages. Deux études pertinentes, utilisées pour comparer entre

eux des ventilateurs de réanimation ont utilisé ce type de banc. L’étude de Richard et al. [73],

en 2002, a comparé 22 ventilateurs commercialisés (nouvelle et ancienne génération (après ou

avant 1993) ou nouveau avec piston) et a permis un classement des ventilateurs entre eux sur

des critères simples et avec des modes ventilatoires cliniquement conventionnels. Ils

concluaient que les ventilateurs de « nouvelle » génération avec et sans piston étaient

meilleurs sur les test techniques que leurs prédécesseurs. Dans l’étude de Thille et al. [19], en

2006, nous avons comparé entre eux 13 ventilateurs de dernière génération selon la même

méthode. Nous avons ensuite comparé nos résultats à ceux de l’étude de 2002; notre

conclusion fut que la technologie des ventilateurs semble avoir atteint une limite

technologique car il n’y a pas eu d’amélioration significative entre les résultats. De plus, les

ventilateurs de dernière génération à turbine sont équivalents aux ventilateurs à gaz

comprimés, et les résultats des ventilateurs de dernière génération sont assez hétérogènes.

Ces deux études ont donc permis d’évaluer les ventilateurs entre eux et les

améliorations techniques concernant les modes conventionnels. Elles ont rapporté des

limitations du banc d’essai concernant les aspects méthodologiques et techniques. En terme

technique, une qualité qui est aussi un défaut de ces bancs est la répétitivité continuelle des

efforts sans variation dans l’intensité ou le type de cycles. Ainsi, c’est une qualité quant à la

reproductibilité des tests entre tous les ventilateurs sur ce type de banc, mais c’est un défaut

car chez un patient aucun cycle n’est parfaitement identique. De plus, ces bancs d’essais

simulant des efforts, ont la possibilité d’être réglables en compliance ou résistance mais ne

simulent pas les échanges gazeux.

L’ensemble de ces limitations ne permet pas d’utiliser un poumon test mécanique de

type Michigan dual Test Lung TTL ou de type ASL 5000 pour évaluer les changements

avancés du système automatisé de ventilation et de sevrage. Nous avons donc dû tester les

changements par d’autres approches.


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II.3.2. Bancs d’essai informatiques à partir de fichiers patients

Nous avons créé un banc de test informatisé utilisant des enregistrements réels. Pour

cela, nous avons modifié le code du système SmartCare+ de façon à remplacer les données

acquises du ventilateur par celles recueillies via VentView. Certains fichiers JAVA de la

classe d’acquisition des données ont été modifiés dans le but de récupérer les données de

fichiers CSV et de les traiter comme des données de patient à la place d’une acquisition

temps-réel (Figure 10).

Figure 10 : Schéma de fonctionnement de SmartCare+ avec

les fichiers VentView

Les données fournies par le fichier VentView comme mesures

du ventilateur sont envoyées à SmartCare+ (au format texte

.csv) qui détermine alors l’aide inspiratoire qui devrait être

fournie.

Une modification de la durée des périodes utilisées dans la base de connaissance a

permis de réduire la durée des tests par un facteur 6.

Limites

Ce banc-test a permis d’évaluer des changements simples mais a montré ses limites,

imposant l’utilisation d’un simulateur informatique plus perfectionné ou patient virtuel.


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La principale limite est le fait qu’il n’y a aucune réponse ventilatoire du patient. Le

système SmartCare+ lit les données des fichiers spécifiés, effectue si nécessaire un

changement de niveau d’aide inspiratoire, mais cela n’a pas d’incidence sur le fichier qui

continue à fournir les données enregistrées automatiquement. Il faut également rechercher les

données pertinentes parmi les fichiers VentView. Pour tester une modification du système, il

faut des conditions ventilatoires particulières que ne possèdent que quelques fichiers

VentView de manières éparses. Ces conditions particulières sont des conditions limites du

système rarement voire jamais atteintes par la ventilation des patients enregistrée par

VentView.

II.3.3. Patient virtuel

Le SmartPatient (Figure 11) est un simulateur informatique de patient ventilé créé par

l’équipe de développement de Dräger Medical basé sur un modèle physiologique (Annexe D).

Le but est la formation d’utilisateurs aux ventilateurs et la visualisation des conséquences des

réglages sur la respiration et les gaz du sang d’un patient virtuel. Il est encore en phase de

prototypage et peut encore être amélioré mais est très utile pour les tests du système. On peut

régler manuellement pendant la simulation différents paramètres physiologiques et

ventilatoires. En terme de mode ventilatoire, 2 choix sont proposés, soit PCV+ (pressure-

controlled ventilation+, ventilation à pression contrôlée assistée) soit PSV (VSAI). Pendant la

ventilation les paramètres cliniques et ventilatoires sont accessibles par l’ordinateur au niveau

du programme et manuellement au niveau de l’interface homme-machine du SmartPatient.

L’hôte est alors un ventilateur virtuel dont SmartCare+ peut contrôler le niveau d’aide

inspiratoire en fonction des données ventilatoires du patient virtuel (Vt, etCO2, FR) et des

paramètres ventilatoires (AI, PEP) du ventilateur virtuel (Figure 12). L’intérêt est l’interaction

directe entre SmartCare+ et le patient via le ventilateur, car on peut

« contrôler manuellement» les paramètres cliniques du patient virtuel pendant la simulation.

De plus, on peut « accélérer » les réactions du patient et donc accélérer le déroulement d’une

session.


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Figure 11 : Présentation du patient virtuel SmartPatient

Interface du logiciel SmartPatient en fonctionnement. Sur le panneau de gauche se

situent les différents paramètres réglables du patient simulé. Sur le panneau principal se

situent les courbes ventilatoires du patient (de haut en bas : pression, débit, CO2 expiré, effort

inspiratoire, données d’etCO2 et PaCO2). Sur le panneau de droite se situent les données

mesurées par le ventilateur virtuel.


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Figure 12 : Schéma de fonctionnement du SmartPatient avec SmartCare+

Les mesures du patient virtuel sont fournies au ventilateur virtuel qui les

envoie à SmartCare+. En retour, SmartCare+ délivre un niveau d’aide

inspiratoire (ou d’autres paramètres de contrôle) au ventilateur virtuel qui les

modifie alors au niveau du patient virtuel.

Paramètres et mesures utilisés avec le Système SmartCare+

La physiologie du SmartPatient peut être divisée en 3 parties, l’une statique traite de la

mécanique ventilatoire, une deuxième plus dynamique traite des échanges gazeux, et une

troisième est la boucle de contrôle ventilatoire que nous avons introduite pour simuler des

boucles de contrôle de la ventilation par les centres respiratoires du patient (rétrocontrôles).

Paramètres cliniques réglables

Les paramètres réglés sont la fréquence spontanée du patient, la pression musculaire

d’effort, la résistance et la compliance. Les compliance et résistance, réglées en début de test

ne changeront pas et caractériseront le type de patient ventilé (obstructif, restrictif…). La

pression musculaire et la fréquence respiratoire sont fixées mais peuvent être modifiées en

cours de ventilation si les rétrocontrôles respiratoires sont utilisés.

Voici des exemples de paramètres cliniques réglés à l’initialisation du SmartPatient

(Tableau 3).


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Tableau 3 : Type de patient SmartPatient

Ce tableau présente chaque valeur paramétrée sur le SmartPatient selon que l’on ait

voulu simuler un patient BPCO ou non..

Type de patient BPCO Normal R 19 mbar/l/s 3 mbar/l/s C 89 ml/mbar 90 ml/mbar FR 25 cpm 20 cpm Pmus 7 mbar 4 mbar VCO2 325 ml/min 250 ml/min HB 15 g/dl 15 g/dl Shunt 10 % 5 % VD_alv 15 % 10%

R: résistance, C: compliance, FR: fréquence respiratoire,

Pmus: pression musculaire d’effort, VCO2: quantité de CO2

produite, HB: hémoglobine, VD_alv: espace mort alvéolaire

Paramètres ventilatoires

Au niveau du SmartPatient, le modèle emploie comme ventilateur par défaut un Evita

XL (Dräger Medical), utilisé justement avec le système SmartCare. Le mode ventilatoire sera

donc réglé en VSAI pour fonctionner avec le système SmartCare+.

Les paramètres ventilatoires ajustables sont la PEP, le niveau d’aide inspiratoire (AI) et la

FiO2, ainsi que d’autres paramètres mais sans intérêt pour les tests actuels.

Données mesurées

Au niveau du SmartPatient, beaucoup de données, résultantes des paramétrages

cliniques et ventilatoires, sont mesurées. Les gaz du sang, les mesures ventilatoires standards

en VSAI ainsi que quelques autres mesures sont ainsi monitorées. Les données intéressantes

pour le système seront donc la fréquence respiratoire monitorée, le volume courant et l’etCO2.

L’utilisation de la fréquence respiratoire monitorée plutôt que réelle est requise car on se

place ainsi dans les conditions d’utilisation du système qui récupère la fréquence ventilatoire

mesurée par le ventilateur.

Interaction avec SmartCare+ (Figure 12)

Dräger Medical a fourni, la plupart des méthodes d’accès au patient virtuel sans

toutefois fournir le code source gérant sa physiologie et son contrôle respiratoire.

Pour accéder au patient virtuel, la classe Registry du package RMI (Remote Method

Interface) a été utilisée et instanciée au niveau de SmartCare+ pour communiquer avec les


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paramètres et données ventilatoires du SmartPatient. La classe SPmonitor (moniteur du

SmartPatient) récupère ainsi les données ventilatoires mesurées au niveau du ventilateur du

SmartPatient à savoir la fréquence respiratoire, le volume courant, l’etCO2, mais aussi la

FiO2, la PEP et le niveau d’aide inspiratoire qui sont utilisés également par Smartcare+. La

classe SPDevice (ventilateur du SmartPatient) est chargée de communiquer au ventilateur

virtuel du SmartPatient les nouvelles données ventilatoires générées par la base de

connaissance médicale de SmartCare +.

Tests accélérés

L’intérêt du SmartPatient, outre son modèle physiologique sous-jacent, ses mesures et

ses réglages, réside dans le fait qu’il possède également une fonction d’accélération

temporelle. Cette fonction d’accélération permet de faire fonctionner le SmartPatient plus

rapidement, que ce soit au niveau du ventilateur, au niveau physiologique ou au niveau des

mesures. Ce qui revient à faire évoluer la ventilation d’un patient jusqu’à vingt fois plus

rapidement que la normale. Avec l’aide de Dräger Medical, un package d’"accélération" du

temps (mytime) a été créé au sein du système SmartCare+. Celui-ci créé une horloge virtuelle,

s’écoulant plus rapidement que l’horloge réelle. Elle utilise l’unité de base de l’ordinateur

(milliseconde) et accélère au sein de l’horloge virtuelle son écoulement par le biais d’un

facteur multiplicatif paramétrable. Ainsi, le système peut fonctionner au même rythme que le

SmartPatient et il est donc possible d’effectuer des tests proches de la réalité, tout du moins au

niveau logiciel, mais dans un temps accéléré.

Contrôle Respiratoire et Simulateur

Le SmartPatient initial était un système en boucle ouverte, dont il fallait contrôler

manuellement les paramètres cliniques réglables telles la fréquence respiratoire, ou la pression

musculaire, qui peuvent varier au cours de la ventilation normale, notamment en fonction du

niveau d’aide inspiratoire fournie et de l’etCO2. Des boucles de rétrocontrôle y ont donc été

intégrées ; leur principe est de faire varier la fréquence respiratoire ou la pression musculaire,

ou les deux, proportionnellement à la variation d’etCO2.

Conclusion

Le SmartPatient est un modèle expérimental jamais comparé à ce jour au

comportement d’un vrai patient mais néanmoins développé en collaboration avec des

cliniciens. L’inconvénient du SmartPatient sans rétrocontrôle est la régularité respiratoire du

patient simulé ; une fois fixés, le patient respirera toujours au même rythme avec le même


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effort inspiratoire et les mêmes paramètres à moins de les modifier manuellement en cours de

ventilation, mais il se pose alors le problème de la reproductibilité des tests. Au niveau du

ventilateur virtuel, on ne peut pas régler de seuil de déclenchement, le principe étant que tous

les cycles sont déclenchés. Une limite supplémentaire du système est la non prise en compte

du niveau de PEP sur la dynamique respiratoire que ce soit en volume ou au niveau des gaz

du sang. Enfin, les boucles de rétrocontrôle, créées lors de cette étude, sont au stade

expérimental et nécessitent d’être améliorées.

Le couplage SmartPatient – SmartCare+ nous offre un banc de test très évolué pour

évaluer les solutions proposées.

Etudes des limites du système de ventilation et de sevrage automatisés

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III. Etudes des limites du système de ventilation et de sevrage automatisés

Sur la base des études menées avec les outils mis en place et décrit précédemment,

nous allons dans ces paragraphes mettre en perspective les différentes limites mises en

évidence. Le système fonctionne continuellement en évaluant la ventilation du patient et en y

répondant selon ses critères définis. Sa finalité est de sevrer le patient, c'est-à-dire d’arriver

progressivement au niveau minimum d’aide inspiratoire avec une bonne tolérance clinique.

Les limites du système seront donc définies selon 3 axes: caractérisation de l’état du patient

comprenant les mesures et les seuils du système, critères de la stratégie de sevrage et enfin

période d’utilisation.

III.1. Caractérisation de l’état du patient

Le système SmartCare utilise les mesures du ventilateur pour caractériser l’état du

patient. En fonction de ces données et des seuils définis, il peut en déduire une classification

de la ventilation du patient.

III.1.1. Mesures physiologiques

Les trois mesures physiologiques utilisées sont la fréquence respiratoire, le volume

courant et l’etCO2. Chacune de ces mesures est envoyée par le ventilateur au système et

dépend donc de la qualité des capteurs et du traitement du signal du ventilateur. Les mesures

sont effectuées à une fréquence d’échantillonnage de 0.1 Hz ; le système relève les mesures

du dernier cycle ventilatoire pour chaque période de 10s. Ensuite, le système moyenne les

données sur la période respiratoire courante (2 minutes, 5 minutes)

♦ Fréquence respiratoire (FR)

La fréquence respiratoire spontanée du patient est l’élément principal qui caractérise la

ventilation du patient dans le système SmartCare. Si cette valeur est erronée, les

classifications du système issues de ces mesures pourront l’être également. En VSAI, une

fausse valeur de fréquence respiratoire peut correspondre à une mauvaise détection par le

ventilateur de l’effort inspiratoire du patient, qui doit théoriquement déclencher un cycle

ventilatoire. Il est alors question d’asynchronies patient-ventilateur. Le système SmartCare

pilotant le mode VSAI, les asynchronies peuvent fausser son raisonnement.


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o Les asynchronies

En ventilation mécanique, il existe 3 types principaux d’asynchronies patient-

ventilateur, les efforts inefficaces, les doubles déclenchements et les auto-déclenchements.

Les efforts inefficaces correspondent à un échec du ventilateur à détecter l’effort ou

déclenchement du patient ; ils sont associés à un faible effort et à la présence de PEP

intrinsèque (PEPi) qui augmente l’effort requis pour déclencher. Ce type d’efforts inefficaces

est défini par une chute en pression simultanée à une décroissance en débit pendant la phase

expiratoire, mais non associée avec le déclenchement d’un cycle. Les efforts inefficaces

peuvent aussi se produire en fin de phase inspiratoire, traduits par une augmentation en fin de

débit et un pic en fin de pression inspiratoire. Les doubles déclenchements se produisent

quand l’effort du patient est trop important et le temps d’insufflation du ventilateur trop court.

Les auto-déclenchements correspondent à un cycle délivré par le ventilateur sans effort du

patient. Plusieurs études ont essayé de caractériser les asynchronies.

Etudes sur les asynchronies

Thille et al. [78] ont étudié ce phénomène d’asynchronies chez 62 patients ventilés

mécaniquement dont 51 étaient en VSAI et 11 en VAC. L’étude était effectuée en enregistrant

les signaux de pression et de débit à l’extrémité du circuit patient-ventilateur. En terme de

résultat en VSAI, moyenné sur 51 patients et par minute, ils trouvaient 1.9 ± 3.8 asynchronies

dont 1.8 ± 3.7 efforts inefficaces. Sur l’ensemble de la population étudiée, ils trouvaient un

index médian d’asynchronies (nombre d’asynchronies/fréquence respiratoire réelle) à 2.1%

[0.8-7.6] et pour 15 patients un index d’asynchronies supérieur à 10% avec une médiane à

26% [18-37]. Les efforts inefficaces et les doubles déclenchements représentaient les 2

asynchronies les plus fréquentes (85% et 13% respectivement). En VSAI, les patients avec un

index d’efforts inefficaces ≥ 10% avaient une pression supérieure 18 mbar [16-20] par rapport

à 15 mbar [12-16] chez les autres patients. Enfin, ils montraient que les patients avec un index

≥ 10% sont ventilés plus longtemps, notamment en VSAI.

Dans l’étude antérieure de Chao et al. [79], chez des patients en VSAI en sevrage

difficile, il était trouvé des asynchronies chez 19 patients, soit un peu plus de 10% de leur

population (176). Parmi ces patients, 3 avaient été sevrés avec une durée de sevrage deux fois

plus longue comparée aux 90 patients sevrés sans asynchronies.

Plus récemment, l’étude observationnelle de De Wit et al. [80] sur 20 patients pour 35

observations retrouvait des asynchronies chez 17 d’entre eux pour 31 observations. Cela

représentait 11% ± 14% de l’ensemble des cycles respiratoires. Les efforts inefficaces


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représentaient 88% de ces asynchronies soit 9% ± 12% des cycles respiratoires. Les efforts

inefficaces étaient augmentés avec la sédation.

Dans toutes ces études, les asynchronies et notamment les efforts inefficaces en VSAI

sont loin d’être un phénomène mineur pouvant représenter plus de 10% des cycles spontanés.

Il est estimé que cela provoque une perte de travail respiratoire et que cela peut contribuer à

des lésions du diaphragme ainsi qu’au retard de sevrage. De plus, une fausse appréciation de

la fréquence respiratoire du patient peut entraîner des conclusions diagnostiques erronées sur,

par exemple, le calcul du "Rapid Shallow Breathing Index" (FR/Vt) [81], la capacité de

sevrage et la tolérance ventilatoire du patient.

SmartCare et asynchronies

Des efforts inefficaces trop nombreux peuvent fausser les classifications de SmartCare

et son sevrage si le ventilateur ne détecte pas la fréquence réelle du patient. Dans ce cas, le

système sous-évaluera l’état ventilatoire du patient et diminuera son niveau d’aide

inspiratoire. Dans l'étude clinique effectuée sur les aynchronies et la VSAI, nous avons voulu

évaluer la survenue des asynchronies et son implication sur le système. Dans la partie VI,

l'utilisation et la création d'un algorithme de détection des asynchronies sera évoquée ainsi

que la création d'une méthode comparative plus simple pour détecter les asynchronies.

o Etude: Réduction des asynchronies patient ventilateur

Les asynchronies peuvent induire le système en erreur, ce phénomène est donc à

étudier.

Dans cette étude de Thille et al. [82], nous avons cherché à évaluer les asynchronies

patient-ventilateur en VSAI, leur détection et les possibilités pour y remédier dans le service

de réanimation médicale de l’hôpital Henri Mondor. Pour chaque patient, différents réglages

ventilatoires étaient modifiés un à un (niveaux de PEP ou d’AI, temps d’insufflation) tandis

que des signaux respiratoires (pression oesophagienne, débit, pression) étaient enregistrés.

Ces enregistrements respiratoires ont permis de détecter les asynchronies avant et après

chaque changement.

Cette étude, publiée, sera détaillée dans la partie IV.

♦ etCO2

Le monitorage par le CO2 de fin d’expiration (etCO2) est utilisé dans différents

domaines hospitaliers (transport, anesthésie, réanimation…) [83, 84]. Bien qu’il ne reflète pas


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parfaitement le CO2 artériel [85], le monitorage de l’etCO2 permet de se faire une idée de la

ventilation alvéolaire des patients intubés et ventilés. La pression d’etCO2 devrait refléter la

PCO2 alvéolaire (PACO2), qui est déterminée par la vitesse à laquelle le CO2 s’ajoute aux

alvéoles et celle à laquelle il en est vidé. Le niveau de CO2 au niveau alvéolaire dépend de la

production de CO2 (VCO2) par les tissus ainsi que du débit veineux pulmonaire le

transportant (perfusion). L’expulsion du CO2 des alvéoles dépend de la ventilation alvéolaire.

Si le rapport Ventilation Alvéolaire/Perfusion (VA/Q) est bas, la PACO2 sera proche de la

pression veineuse (PvCO2), s’il est normal la PACO2 sera proche de la PaCO2, enfin si le

rapport VA/Q est élevé, la PACO2 se rapprochera de la pression inspirée de CO2 (PiCO2)

[86]. Ainsi, la PaCO2 a tendance à être plus haute que la pression du CO2 alvéolaire (PACO2)

du fait, entre autres causes, des disparités des rapports Ventilation/Perfusion. De plus la

PACO2 et l’etCO2 peuvent être différentes à cause de la ventilation du patient et de son état

pulmonaire (maladie pulmonaire restrictive ou obstructive). En laissant expirer complètement

un patient, l’etCO2 pourrait augmenter pendant des expirations prolongées par rapport aux

cycles normaux [87]. L’etCO2 est utilisée comme seuil de sécurité pour la zone dite de confort

respiratoire (Annexe B) par le système SmartCare [46, 50, 60]. Une valeur haute de etCO2

(>65 mmHg pour les BPCO, 55 mmHg sinon) diagnostiquera avec la fréquence respiratoire

(FR) et le volume courant (Vt) dans SmartCare, une « hypoventilation », une

« hypoventilation centrale » ou une « ventilation insuffisante ». Une valeur basse de etCO2

(<20 mmHg) diagnostiquera une « hyperventilation inexpliquée » caractérisée par une

FR>FRhaute (30 cpm ou 34 cpm si il y a des désordres neurologiques du patient) et un Vt

normal [59]. Ces données sont moyennées sur des périodes de 2 à 5 minutes échantillonnées

toutes les 10s. Dans la pratique clinique, il est connu que l’etCO2 peut sous-estimer une

hypercapnie ; cela peut se produire avec SmartCare. Ce phénomène n’est pas référencé,

néanmoins des cas anecdotiques existent. Lors d’une étude avec SmartCare, Rodriguez et al.

[71] trouvent ainsi 2 patients en état d’acidose hypercapnique avec des PaCO2 élevées (84

mmHg et 71 mmHg) ; le système SmartCare proposait une « Séparation » du ventilateur, ce

qui signifie que les mesures d’etCO2 acceptables pour SmartCare ne reflétaient pas

correctement l’état ventilatoire. La procédure de calcul de l’etCO2 dans le système peut donc

être améliorée.

o Etude : Procédure d’analyse de l’etCO2 [88]

Cette étude effectuée et analysée conjointement par les centres hospitaliers de Créteil

et de Bruxelles a eu pour but d’évaluer la mesure et l’utilisation de l’etCO2 par le ventilateur

Evita XL doté du système SmartCare. Pour chaque patient inclus, il était effectué plusieurs


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gaz du sang dont les horaires et résultats étaient enregistrés. De plus, pour chaque patient, le

logiciel VentView a enregistré toutes les données de façon concomitante à SmartCare. Pour

l’ensemble des sujets inclus, il y a donc à disposition des données précises de la ventilation et

des données cliniques pour la comparaison de l’etCO2-SmartCare à la PaCO2.

Cette étude, en attente de publication, sera détaillée dans la partie IV.

♦ Volume courant (Vt)

Les seuils de volume courant définis à l’époque de la conception du système étaient

basés sur le poids du patient. Ces valeurs étaient probablement les meilleurs seuils cliniques

pour l’époque (250 ml si poids < 55 kg ; 300 ml sinon), mais depuis, à la suite de nombreuses

études cliniques, le réglage du volume courant d’un patient a changé. Il a déjà été établi

depuis longtemps que le volume des poumons dépend de la taille du sujet plus que du poids

réel du sujet. Dans la pratique clinique et dans beaucoup d’études, le poids idéal, ou poids

prédit, est déterminé en fonction de la taille et du sexe du patient [89] pour exprimer un

volume en ml par kilo de poids idéal ou théorique. Cette mesure est utilisée pour caractériser

le volume courant du patient, notamment pour fixer des seuils à ne pas dépasser pour les

patients à risque (syndrome de détresse respiratoire aiguë, défaillance pulmonaire aiguë…)

[90]. Ainsi, une stratégie basée sur le volume courant par kilo de poids prédit serait

certainement plus adaptée aux réglages actuels.

III.1.2. Classification et seuils

♦ Fréquence respiratoire (FR) chez le patient atteint de BPCO

Les valeurs des seuils de fréquence respiratoire, caractérisant la variable principale du

système, sont importantes. Une différenciation est faite, au niveau du système selon que le

patient sera caractérisé comme souffrant d’un désordre neurologique ou non. Les patients

"neurologiques" auront un seuil haut de fréquence respiratoire (tachypnée, hyperventilation

inexpliquée) plus élevé (34 cpm) que les autres patients (30 cpm) du fait de leur pathologie

qui peut influer sur la commande centrale ventilatoire. Dans le système, il est également

possible de caractériser les patients BPCO, mais cela n’influe pas sur leur seuil de fréquence

respiratoire, seulement sur leur seuil d’etCO2. Or, les patients atteints de BPCO ont des

difficultés à inspirer leur volume courant et présentent des difficultés à expirer, ce qui peut

générer une hyperinflation. Ces difficultés à l’inspiration peuvent se traduire par une quantité


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de gaz inspirée insuffisante par rapport à leur demande provoquant une hypoventilation

alvéolaire. Au niveau du patient, la compensation se fera en augmentant sa fréquence

respiratoire afin de garder un volume minute constant et suffisant pour l’apport des gaz au

système respiratoire. De ce fait, les patients BPCO ont des fréquences respiratoires plus

élevées que les non-BPCO. Dans la revue de la littérature et des études cliniques sur les

indicateurs du sevrage faite par Meade [91], la fréquence respiratoire des BPCO échouant au

sevrage ventilatoire est souvent supérieure à 30 cpm, ce qui est la valeur utilisée dans

SmartCare. Dans la présentation au congrès ESICM 2007 de l’étude préliminaire de Schädler

et al. [69] sur la comparaison de SmartCare à un protocole clinique de contrôle, ils trouvent

que le système fait aussi bien que l’équipe clinique sauf pour le sous-groupe des patients

BPCO. Enfin dans l’étude de Dojat et al. [50], un des points de leur conclusion est qu’il serait

intéressant de rehausser les seuils en fréquence, notamment chez les patients avec des

insuffisances respiratoires chroniques ; pour cette étude le seuil de fréquence haute était à 28

cpm et le seuil maximum à 35 cpm. Un seuil haut de fréquence respiratoire plus élevé pour les

patients souffrant de cette pathologie pourrait être intéressant.

III.2. Critères pour la stratégie de sevrage

La stratégie de sevrage du système actuel est performante mais peut encore

certainement être améliorée. Dans trois études comparant le sevrage du clinicien à celui de la

méthode automatisée [68, 69, 71], le temps de sevrage n’est pas significativement différent

entre le système automatisé et les équipes cliniques. Cela signifie que, dans ces études, le

système est seulement équivalent aux équipes cliniques bien qu’il effectue un monitorage

continu et que ses actions sur la ventilation des patients soient plus nombreuses. Le but est de

faire mieux que les équipes cliniques. Dans le cadre de l’amélioration de la stratégie de

sevrage, nous avons déjà effectué l’amélioration de la qualité des mesures prises par le

système et nous avons réajusté certains seuils. De plus, il y a des améliorations à apporter à la

stratégie de sevrage, que ce soit dans les objectifs en pression, les périodes de sevrage, les

variables auxiliaires non contrôlées telles la PEP ou la FiO2, ou enfin le message final délivré

à l’utilisateur.


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♦ AI bas pour filtre échangeur de chaleur et d’humidité (FECH

ou HME)

L’objectif de pression minimale en sevrage est dépendant de paramètres définis à

l’initialisation, tels le type de système d’humidification ainsi que le mode d’accès aux voies

aériennes inférieures. Le seuil fixé en pression est censé compenser la résistance et l’espace-

mort induits par ces deux paramètres ; il a été défini à la création du système NéoGanesh. Or,

il est probable qu’avec l’amélioration de la technologie, la résistance et l’espace-mort définis

pour des filtres humidificateurs classiques aient diminué, ce qui impliquerait que les seuils

définis alors soient devenus trop hauts. Dans cette situation, un patient trop assisté quant à ses

besoins ralentirait sa fréquence respiratoire, mais serait mal évalué en terme de sevrabilité. De

plus, il pourrait alors avoir une fréquence respiratoire inférieure au seuil bas, et une mesure

d’etCO2 inférieure au seuil haut, la classification SmartCare serait alors de

l’ « hyperventilation » et le niveau d’aide serait diminué de 4 mbar, avec une limite minimum

en pression à 5 mbar. Dans l’étude de Rodriguez et al. [71], il est référencé qu’il y a eu chez 5

patients des difficultés à ajuster l’aide inspiratoire de fin de sevrage. Le niveau d’aide oscillait

entre 12 mbar et 8 mbar suite à l’existence de période d’ « hyperventilation ». Le niveau du

seuil pour le sevrage avec filtre HME et sonde d’intubation, fixé à 12 mbar, est sans doute

devenu trop haut.

♦ Sevrage et nuit

Dans le système actuel, il est laissé la possibilité à l’utilisateur de définir une période

durant la nuit pendant laquelle le système suspendra la stratégie de diminution de l’aide

inspiratoire pour le sevrage du patient. Or, même s’il s’avère que l’on n’extube pas

normalement un patient la nuit, l’être humain réduit sa ventilation pendant son sommeil [92].

Une ventilation à pression minimum ainsi que la poursuite de la stratégie de sevrage

pourraient être intéressantes durant la nuit si cela n’altère pas le repos du patient. Il apparaît

important de savoir si le système gère correctement le niveau d’aide pendant le sommeil sans

la modalité dite de « repos nocturne ».

♦ Sevrage et PEP

Dans le présent système, la PEP ne doit pas dépasser 5 mbar pour que la possibilité de

séparer le patient du ventilateur soit testée. En effet, pour certains patients la suppression


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brutale, lors de l'arrêt de la ventilation mécanique, d'un niveau de PEP supérieur à 5 mbar ne

sera pas supportée. Ces patients peuvent nécessiter une telle valeur de PEP pour maintenir

leurs alvéoles ouverts et donc faciliter les échanges gazeux. Pour d’autres patients cependant,

ce niveau de PEP peut être réglé par défaut ou ne pas être modifié par rapport au moment où

le patient en avait un réel besoin et devient donc un frein à leur sevrage. Kataoka et al. [64]

estiment qu’une des limitations du système est le niveau de PEP requis pour sevrage, fixé à 5

mbar, et le fait que le système n’adapte pas le niveau de PEP. Dans l’étude de Rose et al. [68],

ils estiment que le système ne fait pas mieux que leurs infirmières spécialisées dans le sevrage

entre autre en terme de temps de sevrage. Cependant dans leur étude, ils relèvent que les

niveaux maximaux de PEP sont similaires dans le groupe contrôle et le groupe SmartCare qui

est de 10 mbar [10-12]. Avec de tels niveaux de PEP, même si le système agit plus souvent

que les infirmières, il ne tente pas le sevrage. De plus et surtout, ils notent que dans leur

groupe contrôle, la non compliance aux règles de sevrage identique à SmartCare (AI 7 mbar,

PEP 5 mbar) s’est produite dans 39% des cas de sevrage, et à chaque fois la décision

d’extubation a été prise avant de réduire la PEP à 5 mbar. Dans l'étude de Schädler et al. [69]

comparant un protocole clinique de sevrage à SmartCare, il est noté, dans les deux protocoles

de gestion du sevrage, de baisser la PEP au moins trois fois par jour et d’ignorer les messages

d’alarme de PEP de SmartCare. Une méthode de diminution automatisée de la PEP ou un

changement du niveau de PEP minimal, sur la base de critères cliniques, serait intéressant

pour SmartCare.

♦ Messages

A la fin d’une procédure de sevrage standard, le système actuel affiche un message

d’information indiquant que le patient peut être sevré. Si ce message est un conseil, il devrait

être plus exhaustif quant aux paramètres cliniques à vérifier avant l’extubation. Dans l’étude

de Bouadma et al. [93], il est précisé que les patients extubés sur conseil du système ont

quand même nécessité une vérification sérieuse du clinicien.

III.3. Période d’utilisation

Le système actuel fonctionne en VSAI et est destiné à la ventilation et au sevrage du

patient. Le sevrage n’est qu’un des deux objectifs du système, le premier étant de piloter le

niveau d’aide inspiratoire en fonction de la ventilation du patient afin de maintenir celle-ci

dans une zone de confort. Ce système peut donc prendre en charge la ventilation au plus tôt,

avant la période de sevrage proprement dite.


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♦ Période ventilatoire avant le sevrage Rappel sur les étapes de la ventilation mécanique

La ventilation mécanique d’un patient en réanimation est composée schématiquement

de plusieurs étapes ventilatoires [94-96] (Figure 13). Lorsque le patient n’est pas apte à

respirer correctement, le respirateur contrôle toute sa ventilation, c’est un mode dit de

Ventilation Contrôlée (VC). Lorsque l’état du patient s’améliore un peu, on utilise alors un

mode de Ventilation Assistée Contrôlée (VAC). Quand l’état du patient s’améliore encore et

qu’il déclenche seul tous les cycles respiratoires, on utilise soit la VAC soit la Ventilation

Spontanée avec Aide Inspiratoire (VSAI) [97, 98]. Enfin quand le patient est apte à respirer

tout seul, il est alors en Ventilation Spontanée (VS). Ce passage de VC vers VAC puis VSAI

puis VS correspond au sevrage ventilatoire.

Figure 13 : étapes de la ventilation mécanique Schéma présentant les phases de la ventilation d’un patient de son intubation (t=0), quand il

est curarisé et sédaté en VC, à son extubation et remise en VS.

L’Automatisation, une aide pour le clinicien

Les ventilateurs de réanimation modernes sont aussi des ordinateurs ou automates et à

ce titre sont programmables [99, 100]. Les mesures qu’ils sont capables d’effectuer, telles

l’évaluation de la pression de plateau, de la PEP intrinsèque, l’évaluation de la pression

d’occlusion qui reflète l’activation des centres respiratoires (pression mesurée à 0.1 sec d’une

occlusion ou P0.1), peuvent être utilisées afin d’apprécier l’évolution de l’état du patient et

d’adapter le niveau de support ventilatoire à partir d’algorithmes cliniques paramétrés. Cette

automatisation constitue une aide pour le clinicien et peut permettre d’accélérer le sevrage de

la ventilation mécanique.


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Les changements de mode et l’automatisation

Tous les changements de mode ventilatoire sont effectués par le clinicien qui juge de

l’état du patient et de ses besoins. Néanmoins, certains changements ou passages pourraient

être automatisés en fonction des seules données respiratoires avec un contrôle possible par les

données cliniques du patient.

Le passage de VAC vers VSAI est actuellement conduit par le clinicien qui évalue

régulièrement sa faisabilité en fonction de données cliniques et de paramètres respiratoires

(par exemple : capacité à déclencher le ventilateur, fréquence respiratoire, volume courant,

pression de fin d’expiration, pression de plateau, pression d’occlusion, oxygénation, niveau de

sédation, paramètres hémodynamiques…). On pourrait envisager d’automatiser ce passage de

VAC vers VSAI en fonction de données respiratoires et cliniques du patient tout comme le

fait le système SmartCare en mode VSAI. Cette automatisation pourrait permettre de

progresser plus rapidement dans la conduite du sevrage de la ventilation mécanique.

Avant d’envisager une telle automatisation, il est nécessaire d’évaluer si certaines

conditions, faisant supposer que le patient pourra supporter ce changement, peuvent être

définies. Pour cela on pourrait définir un test de dépistage en mode VAC sur des données

respiratoires ; si ce test est positif, il serait alors validé par des paramètres recueillis lors des

premiers instants après le changement pour le mode VSAI. Les paramètres respiratoires

d’intérêt étant mesurés par le ventilateur, une automatisation de ces tests pourrait être

effectuée par celui-ci, en fonction de seuils prédéfinis. Si le test de dépistage est positif, le

ventilateur pourrait alors afficher un message informant le clinicien que, selon des critères

respiratoires, le patient peut tolérer le passage en VSAI avec une probabilité de succès élevée.

Cependant, aujourd’hui, les seuils des différents paramètres respiratoires permettant de définir

le test de dépistage et le test de validité sont mal formalisés bien qu’un certain nombre de

paramètres soient évalués en pratique courante et régulièrement au cours du sevrage

ventilatoire.

Les échecs

Il arrive que ces changements de modalités ventilatoires échouent et que l’état clinique

du patient s’aggrave. Afin de minimiser ces échecs, il serait intéressant de disposer de critères

prédéfinis à satisfaire avant de changer de mode ventilatoire, qui permettraient alors d’avoir

un taux de succès attendu élevé.


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o Etude du changement de mode ventilatoire vers SmartCare But

L’étude du changement de mode ventilatoire vers la VSAI/SmartCare a requis

d’effectuer une étude prospective, ouverte, monocentrique, évaluant un soin courant.

Les objectifs principaux étaient les suivants :

- Définir les paramètres respiratoires (réglages, données) en VAC prédictifs du succès

du passage en aide inspiratoire (test de dépistage).

- Affiner les valeurs des seuils et indexes ventilatoires définis pour la tolérance à l’aide

inspiratoire (test de validité).

Objectif secondaire:

- Vérifier si ce test de changement de mode ventilatoire est automatisable, c'est-à-dire

si on peut l’effectuer simplement à partir des données et réglages ventilatoires sans utiliser les

données externes cliniques (hémodynamique, gaz du sang, avis du clinicien…).

Les patients ont été inclus avant le changement de mode ventilatoire VAC vers VSAI, leurs

données ventilatoires ont été enregistrées via VentView tandis que leurs données cliniques

étaient relevées.

Cette étude, soumise pour publication, sera détaillée dans la partie IV.

Description des principales études s’intéressant aux limites du système

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IV. Description des principales études s’intéressant aux limites du système

Nous allons décrire dans cette partie les différentes études et tests pour améliorer le

système ainsi que leurs résultats, selon 3 grands thèmes. Les deux premiers thèmes,

concernant les limites, traiteront de la caractérisation de l’état du patient et des critères de la

stratégie de sevrage tandis que le dernier thème s’intéressera à l’extension de la période

d’utilisation du système en amont.

IV.1. Caractérisation de l’état du patient Pour caractériser l’état du patient, il faut s’intéresser aux mesures ventilatoires le

permettant et ensuite aux seuils et classification permettant l’analyse des mesures

ventilatoires.

IV.1.1. Mesures physiologiques

♦ FR

o Etude clinique sur les moyens de réduction des asynchronies (Etude

publiée, n°1)

Dans l’étude de Thille et al. [82], nous avons analysé l’incidence des réglages

ventilatoires sur les efforts inefficaces de patients en VSAI, sélectionnés pour présenter de

nombreuses asynchronies cliniques. Nous avons voulu évaluer l’incidence sur les efforts

inefficaces des réglages séparés de deux niveaux de PEP (0 et 5 mbar), de la baisse

progressive du niveau d’aide inspiratoire et de l’augmentation progressive du seuil de

déclenchement (trigger) expiratoire (baisse du temps inspiratoire). Le système SmartCare

(non utilisé dans ce travail) ayant pour but de sevrer le patient en diminuant progressivement

le niveau d’aide inspiratoire, pourrait donc avoir la même logique que l’étude. Un autre intérêt

pourrait être la détection d’asynchronies pendant la ventilation avec SmartCare.

Pour l’étude, les signaux de débit et de pression des voies aériennes étaient enregistrés

sur un ordinateur via des capteurs au niveau de la sonde d’intubation. Les pressions gastriques

et oesophagiennes étaient également enregistrées, via une sonde à double ballonnet,


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permettant ainsi d’avoir l’activité diaphragmatique, de calculer le travail respiratoire du

patient, et de déterminer sa PEP intrinsèque (PEPi). Les 12 patient intubés ventilés en VSAI

avaient des difficultés de sevrage, et ont été inclus à cause de leurs fréquents efforts

inefficaces (>10% des efforts respiratoires). La plupart des patients avaient des pathologies

pulmonaires dont la moitié étaient BPCO. A l’inclusion, les patients étaient ventilés selon les

réglages du clinicien en charge, le niveau d’aide réglé était de 20.0 mbar [19.5-20.0], la PEP

de 5 mbar et le trigger expiratoire à 25% du débit de pointe. L’application d’une PEP de 5

mbar a permis une réduction significative bien que petite de la PEPi, mais n’a rien changé sur

l’incidence des efforts inefficaces. Pour l’optimisation du niveau d’aide inspiratoire, celui-ci

était diminué graduellement tant que le patient ne montrait pas de signes d’intolérance ou de

changements dans sa ventilation alvéolaire. Cette réduction du niveau d’aide inspiratoire a

permis de diminuer significativement l’index d’asynchronies de 45% [36-52] à 0% [0-7],

p<0.01. Les efforts inefficaces étaient ainsi abolis chez 2/3 des patients. La réduction de la

pression d’AI a diminué le volume courant jusqu’à 6 ml par kilo de poids prédit, a un peu

diminué la PEPi, laissant inchangée la ventilation minute du fait du plus grand nombre de

cycles inspiratoires déclenchés par le patient. L’effort inspiratoire global des patients n’a pas

changé significativement avec la réduction de l’aide inspiratoire, le travail inefficace étant

diminué mais le travail efficace augmenté. Après la réduction du temps d’insufflation par

l’augmentation du trigger expiratoire, l’index d’asynchronies est passé de 45% [36-52] à 7%

[3-15], p<0.01, et la PEPi a également diminué. Néanmoins, des efforts inefficaces ont

perduré chez 75% des patients. Le travail respiratoire global du patient a diminué en réduisant

le travail inefficace sans augmenter la quantité de travail efficace. Apres l’étude, à 24h, le

réglage optimal de pression était en moyenne de 13 mbar au lieu de 20 mbar. Dans cette

étude, la meilleure méthode pour réduire les asynchronies, et surtout les efforts inefficaces,

était donc la réduction du niveau d’aide inspiratoire.

Puisque SmartCare réduit progressivement le niveau d’aide inspiratoire, il y a aura de

facto une diminution des asynchronies patient-ventilateur. Ceci pourra également coïncider

avec une augmentation de la fréquence respiratoire mesurée du patient qui ne traduira pas une

détresse respiratoire clinique conséquente. Si la fréquence respiratoire reste inférieure au seuil

haut de fréquence respiratoire, cette situation sera gérée correctement par SmartCare.


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♦ etCO2

o Méthode de calcul de etCO2 Le système utilise la valeur moyennée d’etCO2 dans son algorithme. L’idée est

d’explorer l’utilisation de la valeur maximale.

Justifications à partir de la base de données

Au niveau de la base de données, la justification d’un changement de méthode de

calcul de la valeur d’etCO2 peut se faire en regardant les valeurs limites. Ainsi, de hautes

valeurs d’etCO2, pouvant amener un changement de classification, pourront ne pas apparaître

continûment si la moyenne est utilisée. La valeur d’etCO2 sera alors proche du seuil, et cela

pourra se traduire par une alternance entre les valeurs d’etCO2 dépassant et ne dépassant pas

ce seuil, c'est-à-dire une alternance dans les classifications SmartCare. Par l’utilisation du

maximum, cette alternance pourra être réduite. Cette requête a été effectuée à partir de la base

complète (1201 sessions pour 219530 enregistrements) ; chaque session contient les

enregistrements des données ventilatoires, pendant 2 ou 5 minutes, à partir desquels

SmartCare a classifié la ventilation. Les données quantitatives sont exprimées en médiane

[25ème ;75ème percentiles] ou en pourcentage du nombre total d’enregistrements..

Dans l’Annexe E, il est présenté schématiquement les actions possibles du changement

d’etCO2 sur les classifications SmartCare.

Hyperventilation-hypoventilation

C’est l’alternance probablement la plus gênante. Ainsi, dans le cas d’une fréquence

respiratoire basse et d’une etCO2 juste sous le seuil haut limite, la classification sera

« hyperventilation » et le système diminuera le niveau d’aide de 4 mbar. Si la période d’après,

le niveau d’etCO2 augmente et qu’il se trouve alors au dessus du seuil, la classification

deviendra alors de l’ « hypoventilation » et le système augmentera l’aide inspiratoire de 2

mbar. Donc il pourrait y avoir une alternance entre une augmentation et diminution du niveau

d’aide.

Au niveau de la base de données, ce phénomène se produit dans 51 sessions chez 38

patients, soit pour 1986 enregistrements (0.9% du total). Pour ces enregistrements, l’etCO2 est

de 55 mmHg [54 ; 56]. Si l’on s’intéresse à la comparaison des valeurs d’etCO2 des 2

périodes consécutives, la différence d’etCO2 entre classifications « hypoventilation » et

« hyperventilation » est de 2 mmHg [2 ; 3].


63/187

Ventilation normale-ventilation insuffisante

Pour ces classifications le système alternera entre une etCO2 « normale » en

« ventilation normale » et une etCO2 au dessus du seuil limite, pour la classification

« ventilation insuffisante », qui fera augmenter l’aide inspiratoire de 2 mbar.

Dans la base de données, ce phénomène arrive dans 51 sessions chez 34 patients, soit

pour 958 enregistrements (0.4% du total). Pour ces enregistrements, l’etCO2 est de 55 mmHg

[53 ; 56]. Si l’on s’intéresse à la comparaison des valeurs d’etCO2 des 2 périodes

consécutives, la différence d’etCO2 entre classifications « ventilation insuffisante » et

« ventilation normale » est de 2 mmHg [1 ; 5].

Hyperventilation inexpliquée-Tachypnée

Pour ces classifications le système alternera, avec une fréquence respiratoire au dessus

du seuil « haut », entre une etCO2 en dessous le seuil bas, pour la classification

« hyperventilation inexpliquée » et une etCO2 « normale », avec la classification

« tachypnée ». En « tachypnée », le système augmentera l’aide inspiratoire de 2 mbar.



[19; 20]. Si l’on s’intéresse à la comparaison des valeurs d’etCO2 des 2 périodes consécutives,

la différence d’etCO2 entre classifications « tachypnée » et « hyperventilation inexpliquée »

est de 2 mmHg [1 ; 5].

Hyperventilation inexpliquée-Tachypnée sévère

Pour ces classifications le système alternera, avec une fréquence respiratoire au dessus

du seuil limite « maximal », entre une etCO2 en dessous du seuil bas, de classification

« hyperventilation inexpliquée », et une etCO2 « normale » de classification « tachypnée

sévère ». En « tachypnée sévère », le système augmentera l’aide inspiratoire de 4 mbar.



[18 ; 20]. Si l’on s’intéresse à la comparaison des valeurs d’etCO2 des 2 périodes

consécutives, la différence d’etCO2 entre classifications « tachypnée sévère » et

« hyperventilation inexpliquée » est de 2 mmHg [1 ; 4].


64/187

Conclusion

On constate, que le phénomène d’alternance à cause de valeurs limites d’etCO2

proches des seuils existe et qu’il serait probablement moins fréquent par l’utilisation du

maximum de l’etCO2 qui augmenterait alors cette valeur de quelques mmHg et rendrait la

classification plus constante.

o Etude clinique sur la PaCO2, l’etCO2 et SmartCare (Etude acceptée pour

publication dans Respiratory Care, n°2)

But

L’etCO2 a tendance à sous-estimer la PaCO2 et la PACO2, la procédure de recueil de

cette donnée au niveau du ventilateur étant standardisée, l’amélioration ne peut se faire que

sur la procédure d’analyse de l’etCO2. En partant de l’hypothèse que, sur un ensemble de

cycles respiratoires spontanés d’un patient, il peut y avoir un cycle reflétant mieux la PACO2

du fait d’une longue expiration, l’utilisation du maximum de l’etCO2 sur une période pourrait

être plus représentative de la ventilation du patient que la moyenne de l’etCO2 sur la même

période. Ainsi, dans le cas d’une ventilation normale, l’etCO2 pourra approcher la PACO2 et

donc, idéalement, refléter la PaCO2. Le but de cette étude a été d’évaluer l’intérêt de

l’utilisation de cette valeur maximum [101] de l’etCO2 à la place de valeurs moyennées au

cours des enregistrements de 2 à 5 minutes tels qu’ils sont effectués par SmartCare. D’une

part, cela pourrait améliorer sa précision par rapport à la PaCO2, et d’autre part améliorer la

pertinence des classifications trouvés par SmartCare.

METHODES

Patients

Cette étude [88] a été approuvée par le comité d’éthique de l’hôpital Erasme de

Bruxelles. Entre mars 2006 et juillet 2007, 36 patients sous ventilation mécanique ont été

inclus. Quatorze d’entre eux souffraient de bronchopneumopathie chronique obstructive

(BPCO). Trois patients étaient trachéotomisés tandis que les autres étaient intubés par voie

endotrachéale. Tous les patients avaient un humidificateur chauffant.

Mesures

Chaque patient était ventilé par un ventilateur Evita XL (Dräger Medical, Luebeck,

Allemagne) muni du système SmartCare et d’un capteur infrarouge de CO2 (CO2 mainstream


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sensor, ref Dräger 6871500) de fin d’expiration (etCO2) raccordé à une « cuvette» à CO2 (ref

Dräger 6870279) pour la mesure. Pendant la ventilation des patients en aide inspiratoire

(VSAI) avec SmartCare, le logiciel VentView (Dräger) sur un ordinateur externe connecté au

ventilateur Evita XL a permis l’enregistrement toutes les 10s des données de la ventilation,

dont l’etCO2. Pendant les sessions SmartCare, les données moyennées sur 2 ou 5 minutes qui

servent à la classification de la ventilation du patient sont enregistrées dans le ventilateur. Ces

fichiers de données ont été récupérés par téléchargement du ventilateur vers l’ordinateur. Les

gaz du sang ont été analysés par des analyseurs automatisés (ABL700, Radiometer,

Copenhague, Danemark et GEM®PremierTM4000, Instrumentation Laboratory, Lexington,

USA) quelques minutes après le prélèvement.

Procédure

SmartCare effectue la moyenne sur 2 ou 5 minutes de différentes données ventilatoires

(FR, Vt, etCO2…) échantillonnées toutes les 10s. VentView enregistre les données

ventilatoires avec une période d’échantillonnage de 10s. Les données enregistrées

correspondent aux données du dernier cycle ventilatoire de la période de 10s considérée. Une

étude préliminaire, sur les données utilisées, a comparé des mesures d’etCO2 VentView,

moyennées sur les périodes SmartCare, avec les données SmartCare et retrouve une différence

inférieure à 0.5 mmHg entre les valeurs moyennées de VentView et les valeurs moyennées de

SmartCare. Pour chaque période concernée, la moyenne et le maximum de l’etCO2 ont donc

été déterminés à partir des données VentView. L’étude de la PaCO2, de l’etCO2 et SmartCare

a porté sur 80 données pour des périodes de 2 ou 5 minutes selon les périodes définies par le

système SmartCare. La comparaison des données etCO2 de SmartCare avec la PaCO2 a été

faite sur des périodes concomitantes aux gaz du sang. Pour la comparaison des classifications

entre les deux méthodes, les nouvelles classifications ont été déterminées à partir des données

ventilatoires utilisées pour les classifications initiales (FR, Vt) et la valeur du maximum

etCO2 à la place de la valeur moyenne utilisée pour les classifications standard.

Analyse statistique

La relation entre la PaCO2 et l’etCO2 (moyennée et maximale) a été évaluée par

régression linéaire. Le test de Pearson a été utilisé pour évaluer la corrélation. Les variables

quantitatives sont présentées en moyenne ± écart-type ou médiane [1er quartile-3ème quartile].


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RESULTATS

La durée moyenne d’enregistrement de la ventilation par patient avec le système

SmartCare fut de 3h36min [3h09min-4h57min]. Parmi les 36 patients enregistrés et ventilés

en VSAI avec le système automatisé, 26 ont eu des mesures de gaz du sang concomitantes

aux enregistrements VentView et SmartCare.

Exclusion des valeurs aberrantes d’etCO2

Parce que l’utilisation d’une unique valeur maximale au lieu des valeurs moyennées

expose au risque d’obtenir des valeurs aberrantes, il a été procédé comme suit. Un seuil de 40

mmHg de différence entre 2 valeurs d’etCO2 consécutives (séparées de 10s) a été défini au

delà duquel la valeur est considérée comme aberrante. On retrouve, chez 6 patients, 32 valeurs

aberrantes (4 patients avec une seule, un patient avec 21 et le dernier avec 7) soit ramenées à

l’ensemble des données 0.04% de valeurs aberrantes sur l’ensemble des données etCO2

(N=74777). De part l’algorithme utilisé, ces valeurs aberrantes auraient été écartées par la

fonction de calcul de maximum etCO2.

Relation entre etCO2 et PaCO2

Un total de 80 paires de valeurs etCO2-PaCO2 a été analysé provenant de 26 patients

en VSAI avec le système SmartCare. Chaque patient a eu un nombre moyen de 3 ± 1 gaz du

sang.

Le Tableau 4 présente les différences entre la moyenne et le maximum d’etCO2 d’une

part, et la PaCO2 d’autre part, évaluées sur 49 périodes SmartCare de 2 minutes et 31 périodes

de 5 minutes. Il présente également la moyenne de chaque mesure pour chaque période. Les

données, en mmHg, sont présentées en moyenne ± écart-type de la différence étudiée.

L’utilisation du maximum par rapport à la valeur moyenne a diminué la différence de l’etCO2

par rapport à la PaCO2 de 4 mmHg. Le test de Wilcoxon entre les différentes méthodes de

mesure de la différence à la PaCO2 est significatif (Z=-7.65, p=0.000). La Figure 14 présente

la régression linéaire du maximum et de la moyenne de l’etCO2 par rapport à la PaCO2. Les

équations de régression linéaire sont indiquées sur la figure. Le coefficient directeur de

l’équation de régression par l’utilisation de la valeur maximum est supérieur à celui de la

méthode standard.


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Tableau 4 : Différence entre la moyenne, le maximum de l’etCO2 et la PaCO2 (mmHg)

Ce tableau présente la moyenne ± écart-type du maximum de l’etCO2, de l’etCO2

moyenné et de la PaCO2 ainsi que la différence entre ces valeurs chez 26 patients. Cela

représente 80 paires de valeurs pendant la ventilation avec SmartCare.

Périodes Différence étudiée (mmHg)

Moyenne ± écart-type

PaCO2 (mmHg)

Moyenne etCO2

(mmHg)

Maximum etCO2

(mmHg)

SmartCare (n=80, 26 pts)

PaCO2 – Moy etCO2

10 ± 6

43 ± 10 33 ± 7 37 ± 8 PaCO2 – Max etCO2

6 ± 6

Max etCO2 – Moy etCO2

4 ± 3

ET : écart-type, pts : patients, Moy etCO2: Moyenne de l’etCO2 sur la période considérée, Max etCO2 : maximum de l’etCO2

sur la période considérée

Figure 14 : Régression linéaire de etCO2 à la PaCO2 (n=80, 26 patients)

Cette figure présente la régression linéaire du maximum de l’etCO2

(ligne pointillée) et de l’etCO2 moyennée (ligne pleine) à la PaCO2. Les

triangles noirs correspondent à l’etCO2 moyennée et les points blancs

correspondent au maximum de l’etCO2. La droite d’identité est affichée pour

caractériser les 2 méthodes. L’équation de régression et les coefficients de

détermination sont notés à côté de leur droite de régression.


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Relation entre etCO2 et PaCO2, différenciation selon la pathologie BPCO

Sur l’ensemble des paires de données, 44 valeurs correspondaient à 14 patients BPCO

et 36 valeurs correspondaient à 12 non BPCO comme montré dans le Tableau 5.

Tableau 5 : Résultats de l’etCO2 différenciés selon atteinte BPCO

Ce tableau présente, pour des patients non BPCO et BPCO, les différences entre la

moyenne et le maximum d’etCO2 comparés à la PaCO2 sur les périodes SmartCare. La

corrélation de Pearson des mesures d’etCO2 par rapport à la PaCO2 est également donnée.

Pour la PaCO2, l’etCO2 moyennée et maximum, les données, en mmHg, sont présentées en

moyenne ± écart-type de la différence étudiée.

Patients Différence étudiée

Moyenne ± ET (mmHg)

Corrélation de Pearson

PaCO2 (mmHg)

Moy etCO2 (mmHg)

Max etCO2 (mmHg)

non BPCO (n=36, 12 pts)

PaCO2 – Moy etCO2

9 ± 6 0.773

40 ± 10 31 ± 7 35 ± 9 PaCO2 – Max etCO2

5 ± 6 0.813


4 ± 4 0.936

BPCO (n=44, 14 pts)

PaCO2 – Moy etCO2

11 ± 6 0.799

46 ± 10 35 ± 8 39 ± 7 PaCO2 – Max etCO2

7 ± 6 0.795


4 ± 3 0.903

ET : écart-type, pts : patients, Moy etCO2: Moyenne de l’etCO2 sur la période considérée, Max etCO2 : maximum de l’etCO2 sur la période

considérée

Les statistiques (test t) n’ont montré aucune différence pour les différences étudiées selon

l’atteinte BPCO (PaCO2-Moy etCO2 : p=0.146 ; PaCO2-Max etCO2 : p=0.123 ; Max-Moy

etCO2 : p=0.921).

Classifications SmartCare

Les classifications de l’état ventilatoire par SmartCare pour chaque enregistrement en

utilisant le maximum de l’etCO2 et l’etCO2 moyennée parmi 3137 classifications SmartCare

chez les 36 patients ont changé seulement pour 49 (1.6 %) classifications chez 9 patients.

Pour les patients avec changements de classification, la différence moyenne entre le


69/187

maximum etCO2 et la moyenne d’etCO2 est de 16 ± 9 mmHg avec une médiane à 13 mmHg

[13 ; 20]. Ces changements de classification sont présentés dans le Tableau 6.

Tableau 6 : Différence en nombre de classifications par l’utilisation du maximum etCO2

(36 patients, 3137 classifications)

Ce tableau présente, selon la classifications SmartCare, la différence en terme

d’enregistrements (classifications) entre la maximum etCO2 et la méthode standard, associée

au pourcentage correspondant, par rapport à la classification considérée. Le pourcentage de

cette différence d’enregistrements par rapport à la totalité est ensuite donné.

Classification SmartCare Différence par rapport à la méthode standard

Différence en % du nombre total de classifications

Ventilation Normale (n=2706) -28 (-1%) - 0.9 % Hyperventilation (n=153) -15 (-10%) - 0.5 %

Ventilation Insuffisante (n=70) +34 (+49%) + 1.1 % Hypoventilation (n=8) +15 (+190%) + 0.5 %

Tachypnée (n=165) -6 (-4%) - 0.2 %

o Changement de la méthode de calcul au niveau logiciel

Au niveau de SmartCare+, la fonction de calcul du maximum de l’etCO2,

myMaxEtCO2, a donc été implémentée, en JAVA, à la place de la fonction moyenne

précédemment utilisée.

Afin d’éviter les valeurs aberrantes de mesure, il a été considéré comme valeur

clinique aberrante une augmentation d’etCO2 de 40 mmHg ou plus entre 2 mesures

consécutives (séparées de 10s). Sur l’ensemble des données d’etCO2 recueillies, il n’a jamais

été constaté de données dont la valeur est inférieure à 10 mmHg donc la valeur de 9 mmHg a

été prise comme seuil minimum pour l’etCO2, sachant que de toute façon, au niveau du

ventilateur, un système de vérification des données semble exister.

Evaluation des modifications

Cette partie va traiter de l’évaluation de l’utilisation du maximum etCO2.

Les possibles changements de classifications et leur conséquence éventuelle sur le

niveau d’aide inspiratoire sont présentés dans l’Annexe E. L’objectif est de tester le maximum

etCO2 avec SmartCare+ à partir de tests statiques. Les tests statiques consistent à utiliser le

système SmartCare+ sur un ordinateur en utilisant des fichiers de données à la place des

données du patient. Ces tests sont dits statiques car il n’y a pas de « modification » du

comportement ventilatoire en fonction des paramètres ventilatoires (AI, PEP) délivrés par

SmartCare+.


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METHODE

Dans le cas de l’utilisation du maximum etCO2 à la place de la moyenne, les tests ont

été effectués à partir de 15 fichiers de données correspondant à 15 patients différents

provenant de l’étude effectuée à Bruxelles (durée médiane des fichiers sources : 100 minutes

[93-112]). Le système SmartCare+ a eu la même configuration et les mêmes caractéristiques

que la configuration du système SmartCare lors de l’enregistrement initial sur patient. Pour

chaque fichier testé, le système SmartCare+, implémenté sur la plateforme, a utilisé la

méthode de calcul d’etCO2 standard (la moyenne) et ensuite le maximum d’etCO2 ce qui a

donc généré 2 fichiers de résultats (logfiles) par fichier source. En terme de configuration de

SmartCare+, tous les tests ont été effectués pour un humidificateur chauffant, avec des

patients non BPCO sans atteinte neurologique. Trois tests ont été effectués pour des patients

avec trachéotomie et 12 avec sonde endotrachéale. Les données quantitatives sont présentées

en médiane [25ème – 75ème percentiles] de la variable.

RESULTATS

Pour les 15 fichiers résultats, le nombre médian d’enregistrements par fichier est 34

[27-40]. La durée médiane par fichier est 92 minutes [76-107]. Par la méthode standard

utilisant la moyenne, la médiane d’etCO2 sur 15 fichiers est 33 mmHg [26-42]. Par la

méthode de calcul utilisant le maximum nous trouvons une médiane de 37 mmHg [30-47].

Changement de classifications

On différencie les fichiers résultats selon que le changement de méthode de calcul ait

occasionné un changement de classification du système SmartCare+ ou non.

Pour les fichiers n’ayant subi aucun changement de classification (n=8, 294

enregistrements), par le calcul standard d’etCO2 on obtient une médiane d’etCO2 de 29

mmHg [26-35] ; par la méthode du maximum, on obtient une médiane de 33 mmHg [27-41].

Pour les fichiers ayant subi des changements de classifications (n=7, 320

enregistrements), par le calcul standard d’etCO2 on obtient une médiane de 41 mmHg [32-

43] ; par la méthode du maximum nous obtenons une médiane de 45 mmHg [36-50].

Fichiers testés pour des périodes de 2 et 5 minutes

Le changement de méthode de calcul de l’etCO2 peut entraîner un changement de

classification. Or, dans l’algorithme, un changement de classification est suivi par une période

de 5 minutes. Lorsque aucun changement de classification n’est effectué, les périodes sont de


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2 minutes. De ce fait, pour le test statique, le système n’opère pas nécessairement sur les

mêmes périodes, et exactement sur les mêmes intervalles de données selon la méthode de

calcul utilisée. C’est pourquoi il a été effectué une analyse comparant les données sur les

périodes différenciées de 2 minutes et de 5 minutes afin de pouvoir évaluer la différence entre

les 2 méthodes de calcul pour des mêmes plages de données.

On différencie les fichiers résultats selon que le changement de méthode de calcul ait

occasionné un changement de classification du système SmartCare ou non.

Les données sont présentées dans le Tableau 7 en moyenne ± écart-type

Tableau 7 : etCO2 selon la méthode, la période considérée avec et sans changement de

classification

Ce tableau présente les valeurs d’etCO2 (en mmHg) suivant la méthode de calcul

utilisée et selon la durée d’enregistrement et selon que le changement de méthode ait entraîné

un changement de classification ou non.

(mmHg) etCO2 sur 2 minutes etCO2 sur 5 minutes Changement de

classification Avec

(n=505) Sans

(n=523) Avec

(n=202) Sans

(n=210) Standard 37 ± 8 33 ± 8 37 ± 8 33 ± 7 Maximum 41 ± 9 35 ± 8 42 ± 9 36 ± 8

Maximum –Standard 4 ± 3 2 ± 3 5 ± 4 3 ± 4

Pour chaque groupe, le test t de Student entre le maximum et la moyenne de l’etCO2 a été

significatif (p<0.001).

Classifications ventilatoires

La Figure 15 suivante présente le pourcentage des classifications ventilatoires selon la

méthode de calcul d’etCO2 utilisée pendant l’évaluation avec SmartCare+ et les fichiers

VentView.


72/187

13.1%7.0%

2.2%0.5%

10.4%

66.9%

1.8%

11.3%10.8%

6.6%2.1%

67.3%

0%

10%

20%

30%

40%

50%

60%

70%

Normale Insuffisante Hypoventilation Hyperventilation Tachypnée Tachypnée sévère

Classification

MoyenneMaximum

Figure 15 : Classifications ventilatoires et méthode de calcul de etCO2

Ce diagramme présente les pourcentages des classifications sur l’ensemble des

enregistrements de l’évaluation. En bleu se trouvent les résultats avec la méthode standard de

calcul utilisant la moyenne de l’etCO2 et en rouge ceux avec la méthode utilisant le maximum

de l’etCO2. Les classifications décrites sont, de gauche à droite, « ventilation normale »,

« ventilation insuffisante », « hypoventilation », « hyperventilation », « tachypnée »,

« tachypnée sévère ».

Le test du Chi2 est significatif pour la classification « hypoventilation » (p=0.035) par

la comparaison du nombre de classifications entre les 2 méthodes.

Synthèse

Pour les périodes avec changement de classifications (caractérisant peut-être des états

ventilatoires un peu plus sévères) la différence entre le maximum et la méthode standard est

plus élevée et l’etCO2 plus haut que pour les périodes sans changements de classifications.

Une valeur plus élevée d’etCO2 peut être présente identiquement sur des périodes de 2 ou 5

minutes indiquant que l’utilisation du maximum sera pertinente quelle que soit la période

utilisée.


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IV.1.2. Classification et seuils

♦ Seuil de fréquence respiratoire haut pour les patients atteints de

BPCO

En terme de paramètres pathologiques réglables sur le système, le clinicien peut

indiquer ‘BPCO’ et ‘Désordre Neurologique’ de manière non mutuellement exclusive.

‘BPCO’ augmente la tolérance du seuil maximum de etCO2 de 55 mmHg à 65 mmHg mais ne

change rien pour la fréquence respiratoire et ‘Désordre Neurologique’ augmente la tolérance

du seuil haut de fréquence respiratoire de 30 cpm à 34 cpm. La littérature suggère que ces

patients aient souvent en réanimation une fréquence respiratoire élevée [102, 103]. Notre

hypothèse est que le seuil de fréquence respiratoire haut pour ‘BPCO’ n’est pas assez élevé.

o Justifications à partir de la base de données

La question a été de savoir si les patients BPCO avaient ou non une fréquence

respiratoire plus élevée que les non BPCO. Pour caractériser la fréquence respiratoire, la

population a été divisée en 2 selon que le patient ait le paramètre ‘Désordre Neurologique’ ou

non puis selon que le patient ait ou non une atteinte BPCO. En effet, la tolérance en fréquence

respiratoire des patients avec ‘Désordre Neurologique’ étant plus élevée, les patients avec ce

paramètre pourront avoir une fréquence respiratoire plus haute sans intervention du système.

Dans ces 2 populations la moyenne de la fréquence respiratoire par session a été recherchée

en différenciant selon l’atteinte BPCO. La requête a été effectuée sur la base complète

(Tableau 8).

Tableau 8 : Fréquence respiratoire selon la pathologie.

La fréquence respiratoire (FR) moyenne de chaque session, selon la pathologie, est

présentée en moyenne ± écart type.

Pathologie Sans désordre neurologique Désordre Neurologique Non BPCO (n=104022)

BPCO (n=44910)

Non BPCO (n=49726)

BPCO (n=20872)

FR (cpm) 19 ± 6 23 ± 5 23 ± 6 26 ± 6

On constate que la tendance est à une fréquence respiratoire plus haute d’au moins 3

cpm chez les patients BPCO. Le test t entre les groupes BPCO et non-BPCO est significatif

que ce soit sans ou avec désordre neurologique (p<0.001, différence moyenne de 3 cpm).


74/187

Dans le groupe des patients BPCO sans désordre neurologique, l’augmentation du

seuil de fréquence respiratoire aura une incidence. On peut extrapoler dans ce groupe, à partir

des données ventilatoires, quelles auraient été les nouvelles classifications ventilatoires

trouvées par SmartCare avec le changement du seuil haut de fréquence respiratoire. Cette

méthode peut donner une idée du résultat d’un tel changement

Dans la Figure 16 suivante, pour 208 sessions de patients BPCO, les classifications

ventilatoires standard sont en bleues, tandis qu’en rouge sont affichées les nouvelles

classifications avec le seuil haut de FR fixé à 34 cpm (High RR 34).

1%7%

0%6%

0%2%

84%

1%1%0%6%

0%2%

91%

0%

10%

20%

30%

40%

50%

60%

70%

80%

90%

100%

Normale

Insuff

isante

Hypov

entila

tion

Hyperv

entila

tion

Hyperv

entila

tion i

nexp

liqué

e

Tach

ypné

e

Tacy

pnée

sévè

re

StandardHigh RR 34

Figure 16 : Classifications selon le seuil haut de fréquence respiratoire

Ce diagramme présente les pourcentages des classifications de patients BPCO pour

l’ensemble des enregistrements considérés de la base de données. En bleu se trouvent les

résultats avec le seuil standard de fréquence respiratoire haut à 30 cpm ; en rouge ceux avec

le seuil modifié de fréquence respiratoire haut fixé à 34 cpm. Les classifications décrites sont,

de gauche à droite, « ventilation normale », « ventilation insuffisante », « hypoventilation »,

« hyperventilation », « hyperventilation inexpliquée », « tachypnée », « tachypnée sévère ».

Les principaux changements en augmentant la valeur du seuil haut pour les patients

paramétrés BPCO pourront être une augmentation des classifications « ventilation normale »

et une diminution des classifications « tachypnée ». Le test du Chi2 est significatif (p<0.001)

pour la comparaison entre les données avec les deux seuils pour ces 2 classifications.


75/187

o Evaluation des modifications

Pour évaluer ce changement, on utilise SmartCare+ en mode statique avec des fichiers

respiratoires VentView de patients BPCO comme données source. On fait fonctionner

SmartCare+ avec et sans le changement de méthode pour 11 fichiers VentView.

La durée de fonctionnement « théorique » moyenne est de 1h20min ± 1h15min par

fichier. Les résultats de l’évaluation sont semblables à ceux trouvés dans la base de données ;

on constate une augmentation de la « ventilation normale » et une baisse de la « tachypnée ».

Le test du Chi2 est également significatif (p<0.001) pour la comparaison entre les données

avec les deux seuils pour ces 2 classifications.

IV.2. Critères et stratégie de sevrage Parmi les critères pour la stratégie de sevrage, le niveau de l’objectif minimum d’aide

inspiratoire (AI) pour la configuration filtre humidificateur et sonde, le sevrage pendant la

nuit et enfin le sevrage de la PEP méritent d’être discutés.

♦ Niveau de l’objectif de sevrage en Aide Inspiratoire dans la

configuration filtre Echangeur de Chaleur et Humidité avec

sonde d’intubation endotrachéale

Rappels sur le système :

L’objectif de pression minimum d’AI de sevrage pour sonde endotrachéale avec filtre

échangeur de chaleur et humidité (FECH) est de 12 mbar ; pour sonde endotrachéale avec

humidificateur chauffant il est de 7 mbar, et pour trachéotomie avec filtre échangeur de

chaleur et humidité, il est de 9 mbar.

La pression peut descendre en dessous de l’objectif de sevrage en cas de classification

« hyperventilation » : elle peut diminuer dans ce cas par pas de 4 mbar jusqu’à la valeur

minimum de 5 mbar.

Le niveau minimum de pression de 12 mbar, objectif pour le sevrage dans la

configuration filtre échangeur de chaleur et d’humidité et sonde d’intubation endotrachéale,

avait été fixé selon l’espace mort des filtres classiques (≈100 ml) de l’époque. Des FECH

avec espace mort réduit (≈40 ml) sont maintenant communément employés. Dans la pratique


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clinique, ce niveau minimum de pression de 12 mbar semble souvent trop élevé pour être

équivalent à un test de sevrage. L’idée est donc de diminuer ce seuil.


On cherche à répondre à cette hypothèse à partir de la base complète.

Pour vérifier, si ce seuil est trop haut nous avons restreint les enregistrements à ceux de

pression (AI) égale ou inférieure à la pression minimum (objectif pour le sevrage). Ensuite,

nous avons comparé les données ventilatoires ainsi que les classifications entre les différentes

configurations. Une configuration n’a pas été étudiée, il s’agit de celle avec trachéotomie et

humidificateur chauffant ; le peu de données correspondant à cette configuration (1460

enregistrements pour 16 sessions) par rapport aux autres (plus de 35000 enregistrements pour

plus de 160 sessions) ne permet pas de comparaisons pertinentes.

Justification globale en fonction de l’ensemble des données et des classifications

Dans la base de données complète, nous avons cherché les enregistrements pour

lesquels le niveau d’aide inspiratoire était égal ou inférieur au niveau du seuil de sevrage (AI

≤ « seuil AI bas »). Dans cette population, pour le sous-groupe sonde d’intubation + FECH

(n=450) il y a 67% de « ventilation normale » et 31% d’ « hyperventilation ».

Comparativement, dans le sous-groupe sonde d’intubation + humidificateur chauffant

(n=173), il y a 83% de « ventilation normale » et 12% d’ « hyperventilation ». Enfin, dans le

sous-groupe sonde de trachéotomie + FECH (n=285), il y a 85% de « ventilation normale » et

13% d’ « hyperventilation » (Tableau 9).

Le Tableau 9 présente les classifications ventilatoires pour les données avec AI ≤

« seuil AI bas » pour chaque configuration.

Tableau 9 : Classifications SmartCare selon la configuration

Les données sont présentées en nombre d’enregistrements (pourcentage du total dans

la configuration), selon la classification et le seuil propre à chaque configuration.

Classifications Endo et FECH (n=72358)

Endo et HC (n=38159)

Trach et FECH (n=43840)

Seuil AI bas (mbar) 12 7 9 Normale 48445 (67.0%) 31797 (83.3%) 37436 (85.4%)

Hyperventilation 22257 (30.8%) 4404 (11.5%) 5571 (12.7%) Autres classifications 1656 (2.3%) 1958 (5.1%) 833 (1.9%)

Endo : sonde d’intubation endotrachéale, Trach : sonde de trachéotomie, FECH : filtre échangeur de chaleur et

d’humidité, HC : humidificateur chauffant, AI bas : niveau aide inspiratoire objectif pour sevrage


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Le Tableau 10 suivante présente les données ventilatoires pour chaque configuration.

Tableau 10 : Données ventilatoires selon configuration

Les données ventilatoires mesurées sont présentées en moyenne ± écart type selon la

configuration et le seuil associé.

Endo et FECH

(n=72358) Endo et HC (n=38159)

Trach et FECH (n=43840)

Seuil AI bas (mbar) 12 7 9 AI (mbar) 9.9 ± 3.1 6.8 ± 0.7 8.5 ± 1.3 FR (cpm) 18 ± 6 23 ± 6 22 ± 6 Vt (ml) 610 ± 160 450 ± 120 570 ± 150 Vt (ml/kg poids réel) 8.1 ± 2.2 6.6 ± 2.3 7.6 ± 1.8 etCO2 (mmHg) 35 ± 10 32 ± 7 34 ± 10

Endo : sonde d’intubation endotrachéale, Trach : sonde de trachéotomie, FECH : filtre échangeur de chaleur et

d’humidité, HC : humidificateur chauffant, AI : aide inspiratoire, AI bas : niveau aide inspiratoire objectif pour

sevrage, FR : fréquence respiratoire, Vt : volume courant.

Pour la fréquence respiratoire, le test multivarié ANOVA pour les 3 groupes est

significatif. Les tests deux à deux post Hoc de Turkey sont également significatifs avec les

résultats suivants (moyenne ± écart type, probabilité statistique) :

- Endo-HC vs Endo-FECC : 4.7 ± 0.4, p=0.000

- Trach-FECH vs Endo-FECH : 3.8 ± 0.4, p=0.000

- Endo-HC vs Trach-FECH : 0.8 ± 0.4, p=0.000

Synthèse

Pour la configuration sonde + FECH, les données présentent une fréquence

respiratoire plus basse par rapport aux autres configurations. Ceci se traduit au niveau des

classifications par beaucoup plus d’ « hyperventilation » suggérant une sur-assistance

ventilatoire.

o Changement de seuil dans la base de connaissance et implications sur les

autres seuils

Dans cette situation, le changement est simple et se situe au niveau de la base de

connaissances. Il s’agit de remplacer la valeur de seuil bas pour la configuration étudiée de 12

mbar par 10 mbar. Ce changement sera évalué par simulation.


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♦ Sevrage nocturne : Etude clinique (Etude publiée, n°3)

L’option de sevrage "ralenti" pendant la nuit de SmartCare, appelée « repos

nocturne », ne semble pas justifiée. Une étude, faite dans le service de réanimation médicale

d’Henri Mondor a montré que la ventilation nocturne avec le système SmartCare (sans

« repos nocturne ») ne perturbait pas le sommeil du patient, comme cela avait été suggéré

avec d’autres réglages de VSAI [104].

Cette étude, par Cabello et al. [70], a porté sur l’étude de la qualité sommeil avec 3

modes ventilatoires. Nous sommes partis de l’idée qu’un bon ajustement du niveau d’aide

inspiratoire, adapté à la demande du patient, pourrait permettre de diminuer les efforts

inefficaces et les apnées centrales comparés à la ventilation en VAC. Nous avons donc

comparé 3 modes ventilatoires, sur 3 périodes de 6 h, de 14 h à 8 h. Le mode VAC en volume

était ajusté de manière à obtenir un volume courant de 8 ml par kilo de poids prédit, pour une

fréquence minimale de 10 cpm et un débit de 60 L/min. Pour le mode VSAI ajusté par le

clinicien, le volume courant obtenu était entre 6 et 8 ml/kg de poids prédit et la fréquence

respiratoire était inférieure à 35 cpm. Le dernier mode était le système SmartCare qui ajustait

continûment le niveau d’aide inspiratoire. Le réglage initial de ce mode correspondait à celui

du clinicien. Les critères d’inclusion incluaient une conscience correcte du patient, absence de

sédation, une ventilation en VSAI avec une FiO2 < 60% pour une saturation supérieure à

90%. Pour évaluer le sommeil, un enregistrement de polysomnographie était fait pendant tout

le temps de l’étude. Des bandes d’inductance pléthysmographiques et l’enregistrement du

signal de pression permettaient la détection des aynchronies. Un sonomètre enregistrait en

continu le bruit ambiant. Quinze patients ont été inclus dans l’étude. Le temps total de

sommeil a été de 514 minutes [326-729] pour un sommeil efficace de 43 % [32-70].

En terme d’anomalies du sommeil, nous avons trouvé un sommeil paradoxal diminué

(10%) et une grande fragmentation du sommeil (29 microéveils/heure). La quantité de

sommeil profond (ondes lentes) a semblé normale (19%). Concernant le sommeil et la

ventilation, on ne trouve aucune différence significative entre les 3 modes ventilatoires par

rapport à la qualité du sommeil. La ventilation avec les 3 modes n’a montré également aucune

différence concernant la ventilation minute, le volume courant ou la fréquence respiratoire. Le

système SmartCare a effectué en moyenne 20 ± 16 changements de niveau d’aide inspiratoire.

Néanmoins la pression moyenne entre le mode automatisé et le mode ajusté cliniquement était

très proche (14 ± 8 mbar vs 16 ± 6 mbar). Les asynchronies retrouvées n’ont pu expliquer

qu’un pourcentage inférieur à 0.2% de la fragmentation du sommeil. L’étude du bruit ambiant

a relevé un niveau moyen de 53 ± 6 dB, 14% de la fragmentation du sommeil a été associé


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avec une augmentation soudaine de bruit. Concernant la distribution du sommeil,

indépendamment du mode ventilatoire, nous trouvons une qualité du sommeil inférieure

durant la journée, une plus longue durée de sommeil profond en première partie de nuit et une

plus grande quantité de sommeil paradoxal durant la seconde partie de la nuit. Les

asynchronies et la fragmentation n’étaient pas différentes selon les 3 périodes. Au final, nous

avons trouvé un sommeil désorganisé de mauvaise qualité chez les patients ventilés en

réanimation.

Pour conclure, pendant la nuit et notamment pendant son sommeil, un patient n’a pas

besoin d’être remis en VAC au lieu de VSAI, mais un réglage adapté à une ventilation minute

possiblement diminuée pendant la nuit est cependant requis, notamment pour éviter les efforts

inefficaces ou les apnées centrales.

Il est montré par cette étude que, même si le sommeil est de mauvaise qualité, une

ventilation adaptée au besoin du patient est nécessaire pendant cette période; de plus nous

n’avons montré aucune différence en terme de qualité de sommeil entre le mode assisté

contrôlé, le mode VSAI standard et le mode SmartCare qui a effectué plus de 20 changements

de pression. Ceci suggère donc qu’il n’y a pas d’intérêt au ralentissement du sevrage ou à la

suspension de l’activité du système automatisé pendant la nuit.

♦ Diminution automatique de la PEP pour sevrage

Le système actuel, une fois arrivé au stade de pression minimale, ne peut pas dépasser

la phase d’adaptation et passer en phase de test de sevrage si le niveau de PEP est supérieur à

5 mbar. Ceci peut occasionner des retards dans le sevrage si une PEP modérée n’est pas

diminuée jusqu’à 5 mbar, dans la mesure où le retentissement de cette baisse sur

l’oxygénation n’est pas important. L’idée est donc d’évaluer ce phénomène et d’essayer d’y

répondre en utilisant un algorithme de diminution du niveau de PEP.


Nous avons effectué une requête à partir de la base complète (1201 sessions pour

219530 enregistrements). Nous nous sommes intéressés aux données pour lesquelles le patient

pourrait commencer un test de sevrage, c'est-à-dire les enregistrements de pression inférieure

ou égale au seuil de pression bas et avec un état ventilatoire classifié « normal » ou

« hyperventilation » (état de sevrabilité). La Figure 17 suivante décrit les niveaux de PEP

seuls, ou par intervalles, remplissant ces conditions en pourcentage du nombre total

d’enregistrements (n=151211, 69% du total).


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Environ 40% des enregistrements se situent au dessus de 5 mbar. Pour 16% des

enregistrements à l’état de sevrabilité, une PEP plus haute que requise, mais qui aurait pu

possiblement être diminuée, a donc peut être retardé la procédure de sevrage.

Figure 17 : Répartition du niveau de PEP (% du nombre d’enregistrements total) pour

un état ventilatoire de sevrabilité au niveau d’AI minimum (n=151211)

Diagramme présentant le répartition du niveau de PEP (en pourcentage) sur l’ensemble des

enregistrements considérés. En ordonnée est présentée le pourcentage du nombre

d’enregistrement au niveau de PEP considéré en abscisse. Le diagramme incrusté en haut à

droite présente les mêmes données mais par intervalles de PEP.

Synthèse

Sur l’ensemble des sessions (n=982), 223 (23%) ont un niveau de PEP minimum de 6

mbar, dont 101 (10%) ont un niveau de PEP allant de 6 à 8 mbar. Ces 101 sessions

correspondent à 28% des enregistrements avec une PEP>5mbar. Pour ces enregistrements

avec une PEP comprise de 6 à 8 mbar, 69% ± 34% du temps s’est déroulé avec des données

ventilatoires à l’état de sevrabilité. Cela signifie que, pour 10% de sessions supplémentaires,

SmartCare aurait peut être pu aboutir au sevrage ventilatoire si la PEP avait été diminuée.


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o Algorithme de diminution de PEP Automatisée

Notre idée a été d’introduire un système automatisé de diminution de la PEP pour

faciliter le sevrage dans cette situation.

Algorithme

Principe Dans SmartCare+, si la PEP est trop haute (>5 mbar), un test de ventilation spontanée

ne peut commencer ; le système ne peut pas entrer en phase d’Observation (test de sevrage).

Le but de cette procédure est d’effectuer automatiquement un changement de PEP afin

d’accélérer le sevrage.

Il faut distinguer plusieurs étapes : Les critères d’entrée dans la procédure,

l’acceptation (si boucle ouverte) de la procédure ou l’automatisation, la procédure elle même,

les critères d’échec ou de succès de la procédure et leurs conséquences.

L’algorithme est modélisé dans la Figure 18.

L’hypothèse est que des modifications du confort du patient avec la PEP, et

implicitement des modifications de l’oxygénation, se traduisent par une augmentation de la

fréquence respiratoire et une sortie de la zone de confort ventilatoire de SmartCare. En effet,

deux travaux ont montré que le niveau d’oxygénation a une influence directe sur la fréquence

respiratoire du patient en VSAI [105, 106].


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Figure 18 : Algorithme d’automatisation de PEP

Organigramme présentant le déroulement de l’algorithme de diminution de PEP automatisé

avec le système SmartCare. De haut en bas, on distingue les critères d’inclusion, la boucle

temporelle d’une heure évaluant la tolérance au changement, les actions accomplies en

fonction de la tolérance ainsi que le résultat se traduisant par une remise au niveau de PEP

antérieur en cas d’intolérance ou à la diminution progressive de la PEP.

Légende: Pasb : Pressure Assist Spontaneous Breathing (Niveau de pression en Aide Inspiratoire)

Pasb_low : seuil de Pasb bas, objectif de SmartCare, dépendant du mode d’intubation et du

dispositif d’humidification.

PEEPinit : PEP fixée avant la diminution.

Phase d’Observation : période au cours de laquelle le niveau d’aide minimal en état stable

selon SmartCare est atteint. Equivalent à un test de ventilation spontanée (pièce en T)

ZoRC : Zone of Respiratory Comfort (zone pour laquelle les paramètres ventilatoires du

patient se situent à l’intérieur des limites de confort respiratoire définies dans SmartCare).


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Critères d’entrée dans la procédure :

1. Pasb < Pasb_low

2. PEP < 9 mbar

Au-delà de 8 mbar, nous avons supposé que le niveau de PEP est nécessaire au

patient pour sa bonne oxygénation ; de 6 à 8 mbar, il est estimé que l’on peut essayer

de modifier la PEP sans que cela ne se traduise nécessairement par un retentissement

franc sur l’oxygénation.

3. FiO2 < 50%

Ce niveau de FiO2 laisse supposer que l’oxygénation du patient est

suffisamment bonne pour qu’une procédure de changement de PEP puisse être tentée.

4. Critère supplémentaire: une stabilité ventilatoire au seuil minimum d’AI est nécessaire

avant de débuter la procédure

Début de la procédure

Si les 4 critères sont remplis, la procédure de changement de PEP peut alors

commencer. Il faut distinguer 2 procédures possibles.

1. l’une est automatisée et s’effectue sans besoin de validation de la procédure

(boucle fermée) ;

2. l’autre requière la validation manuelle de la procédure. Dans ce second cas, si

la procédure est refusée, elle ne sera pas reproposée avant 6h en supposant que

l’oxygénation et l’état du patient se seront suffisamment améliorés (boucle

ouverte).

Seule la procédure automatisée (1) sera traitée ici.

Procédure automatisée du changement de PEP

Elle consiste à changer graduellement le niveau de PEP de son niveau initial (5 <

PEPinit < 9 mbar) au niveau de PEP requis (5 mbar) par le système pour débuter le sevrage.

Le principe de l’algorithme est de diminuer la PEP de 1 mbar et d’évaluer la ventilation


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durant 1h en estimant qu’une heure est suffisante pour que le changement de PEP effectué

retentisse éventuellement sur l’oxygénation et la ventilation du patient. A chaque fin du délai

d’observation, le seuil initial de PEP (PEPinit) auquel il faut revenir en cas d’échec est mis à

jour avec le dernier seuil de PEP valide.

Succès et Echec de la procédure : 1. Succès : Il est estimé que le changement est un succès si, durant 1h à PEP de 5 mbar,

il n’y a pas eu de ventilation en dehors de la zone de confort respiratoire. Dans ce cas,

la procédure est terminée et le système continue la procédure de sevrage.

2. Echec : Si avant 1h suivant le changement de PEP, le patient sort de la zone de confort

respiratoire autrement que par une instabilité transitoire alors la PEP est repositionnée

à PEPinit. La procédure est alors recommencée 1h après l’échec.

o Changements au niveau de la base de connaissance, de SmartCare+ et du

SmartPatient

Techniquement, cette procédure a impliqué des changements dans la base de

connaissance, dans SmartCare+ et au niveau de la communication avec le SmartPatient pour

l’évaluation (Annexe F).

o Evaluation des modifications

Pour évaluer le fonctionnement de la procédure de diminution de la PEP, le

SmartPatient a été utilisé avec contrôle manuel de ses paramètres ventilatoires. On a vérifié

d’une part la capacité du système à décroître le niveau de PEP dans les conditions spécifiées

et d’autre part sa capacité à revenir au niveau antérieur en cas d’inconfort respiratoire

consécutif à la diminution de PEP. L’algorithme fonctionnant, cette procédure aura besoin

d’être testée dans les conditions réelles pour être validée cliniquement.


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IV.3. Période d’utilisation Pour étendre la période de fonctionnement du système automatisé plus en amont, nous

nous sommes intéressés au mode conventionnel de ventilation précédant la VSAI qui est la

VAC en volume, et donc au passage de VAC à VSAI

♦ Automatisation du passage de la Ventilation Assistée Contrôlée

vers la Ventilation Spontanée en Aide Inspiratoire Automatisée

L’idée générale est de commencer le sevrage en VAC, en amont de la

VSAI/SmartCare. Plus précisément, nous souhaitons déterminer les critères permettant de

prédire une bonne tolérance d’un passage automatisé de la VAC vers la VSAI et SmartCare.

o Etude clinique : Prédiction de la tolérance à la VSAI chez des patients en

VAC : un rapport préliminaire (Etude prochainement soumise à publication,

n°4)

L’étude clinique a été réalisée, un article est actuellement en finalisation de rédaction.

(Prediction of pressure support ventilation tolerance in patients under assist control

ventilation : a preliminary report, Mekontso-Dessap A, Galia F et al.)

METHODES

Patients

Cette étude clinique de soins courant a été acceptée par le Comité de Protection des

Personnes Ile de France IX de l’hôpital Henri Mondor (Créteil, France) où elle s’est déroulée

dans le service de réanimation médicale entre octobre 2008 et septembre 2009. Le

consentement informé des patients n’a pas été requis de part la nature observationnelle de

l’étude. Tous les patients ont reçu une information orale et écrite au sujet de l’étude. Nous

avons examiné les critères de transition du mode ventilatoire VAC vers la VSAI chez 238

patients. Selon l’usage du service et comme précédemment décrit [78], les patients ont été

examinés pour cette transition à un stade précoce, avant que les critères usuels de sevrage ne

soient présents.

Les patients incluables devaient être ventilés depuis au moins 24h, être en mode VAC,

avec une décision clinique de passage en VSAI. Les critères de non-inclusion étaient les

suivants : décision d’arrêt thérapeutique, pronostic vital engagé, trachéotomie, arrêt cardiaque


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avec atteinte neurologique, besoin de plus de 1 mg/h d’Adrénaline ou Noradrénaline,

instabilité neurologique ou besoin de sédation continue sans diminution dans les doses depuis

48 heures.

Dés qu’un patient satisfaisait aux critères d’inclusion, un essai de passage en VSAI

était effectué pour évaluer la tolérance du patient à ce mode ventilatoire. Le niveau d’aide

inspiratoire était fixé de manière à obtenir un volume courant de l’ordre de 6-8 ml/kg pour

une fréquence respiratoire inférieure à 30 cpm.

L’essai était déclaré positif à 1 heure si le patient était cliniquement stable, sans

détresse respiratoire ou hémodynamique comme décrit par les critères suivants : i) fréquence

respiratoire>35 cpm et augmentation de l’activité des muscles accessoires, ii) SpO2 < 90%,

iii) fréquence cardiaque > 140 bpm, iv) PaS > 200 ou < 80 mmHg, v) sueurs et signes de

détresse clinique. Les patients rencontrant ces critères, échouant donc au test de changement

de mode, étaient remis en VAC.

Si les patients sans ces caractéristiques à la fin du test réussissaient l’essai de

changement de mode vers la VSAI: ils étaient maintenu en VSAI, le sevrage était alors

effectué par SmartCare ou des tests de « pièce en T » journaliers. Pour chaque patient,

seulement la première tentative de changement de mode a été considérée pour l’analyse.

Mesures

Dés l’inclusion du patient, un ordinateur a été connecté au ventilateur de réanimation

Evita XL (Dräger Medical) du patient, afin d’enregistrer ses données ventilatoires, via le

logiciel VentView (Dräger Medical). En VAC, juste avant le test de transition, les données

suivantes ont été enregistrées : la fréquence respiratoire du patient (réglée et mesurée), le

volume courant expiré, la ventilation minute, la pression de plateau, la pression de crête, la

PEP, la FiO2, la pression inspiratoire d’occlusion à 100 ms, la fréquence cardiaque, la

pression artérielle moyenne, et les derniers gaz du sang. Les mêmes données (sauf pour la

fréquence respiratoire réglée et la pression de plateau) ainsi que le niveau d’aide inspiratoire

ont été également recueillis à 2 min, 15 min, 30 min et à la fin de l’essai. La pression élastique

(Pel) a été calculée par la soustraction de la PEP à la pression de plateau (Pplateau – PEP). La

compliance du système respiratoire a été calculée par la division du volume courant par la

pression élastique (PelVte , en VAC) ou par le niveau d’aide inspiratoire (

AIVte , en VSAI). Les

résistances inspiratoires ont été calculées par le quotient de la différence de la pression crête à

la pression de plateau sur le débit inspiratoire (DébitPplateauP −max ). Le produit fréquence


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respiratoire par la pression des voies aériennes (Pressure Frequency Product, PFP) a été

calculé par le produit de la fréquence respiratoire mesurée par la pression élastique ( PelFR× ,

en VAC) ou par le niveau d’aide inspiratoire ( AIFR× en VSAI) [66]. L’index de respiration

superficielle rapide (rapid shallow breathing, RSB) a été calculé par le quotient de la

fréquence respiratoire mesurée par le volume courant (VteFR ) [81]. Les différentes périodes de

relevés sont présentées dans la Figure 19.

Figure 19 : Périodes de relevé, étude VAC-VSAI

Schéma présentant les instants de recueil des données lors du changement de mode VAC vers

VSAI. T0 correspond à la mise en VSAI, les données sont ensuite recueillies à 2 minutes, à 15

minutes, à 30 minutes et à 1 heure.

L’échec clinique a été défini comme un arrêt de VSAI décidé par le clinicien pendant

l’étude.

Analyse statistique

L’analyse statistique a été effectuée en utilisant le logiciel de statistique SPSS 13

(SPSS Inc, Chicago, IL). Les variables continues ont été exprimées en médiane [25ème – 75ème

percentile] et ont été comparées en utilisant les tests pairés de Friedman et Wilcoxon (pour

des données liées) ou le test de Mann-Whithney (pour des échantillons indépendants). Les

variables catégoriques, exprimées en pourcentage, ont été analysées avec le test du Chi2 ou le

test exact de Fisher. Une valeur bilatérale de p<0.05 a été utilisée pour indiquer la

significativité statistique. Les corrélations ont été testées en utilisant la méthode de Spearman.

L’analyse des courbes ROC (caractéristiques de fonctionnement du récepteur ou, en anglais,

Receiver Operating Characteristics) a été effectuée pour évaluer la capacité de différents

paramètres à discriminer les patients réussissant de ceux échouant le test de transition vers la

VSAI. Les valeurs choisies comme seuils étaient celles de plus haute précision (plus grande

aire sous la courbe ROC). Un résultat vrai positif (VP) était défini comme un test prédisant la

réussite de transition avec effectivement une transition bien tolérée. Un faux positif (FP) était

défini comme un test prédisant la réussite de transition mais avec un échec dans la réalité. Un

faux négatif (FN) était défini comme un test prédisant l’échec de transition tandis qu’en

réalité la transition était bien tolérée. Un vrai négatif (VN) était défini comme un test


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prédisant l’échec de transition avec effectivement un patient échouant au test. Les formules

standards ont été utilisées pour calculer la sensibilité : Se = FNVP

VP+

, la spécificité : Sp

=FPVN

VN+

, la valeur prédictive positive : VPP =FPVP

VP+

, la valeur prédictive négative :

VPN =FNVN

VN+

, la valeur de précision diagnostique du test : FNFPVNVP

VNVP+++

+ , le

rapport de vraisemblance d’un test positif : LR+ = SpSe−1

, le rapport de vraisemblance d’un

test négatif : LR-=SpSe−1 et l’indice de Youden = Se + Sp - 1.

RESULTATS

Inclusions

La Figure 20 présente l’organigramme des inclusions dans l’étude.

Figure 20 : Organigramme des inclusions dans l’étude (en nombre de patients)

Cet organigramme de l’étude rapporte que sur 55 patients inclus, 46 ont réussi le

test de changement de mode VAC-VSAI tandis que 7 ont échoué pour détresse

respiratoire et 2 pour hypoventilation centrale.

Les 2 patients ayant échoué pour hypoventilation centrale, caractérisée par une basse

fréquence respiratoire juste après le changement, ne seront pas inclus dans les analyses.

Patients évalués pour le changement VAC-VSAI 238

Patients inclus pour le test 55

Succès du test 46

Echec du test pour détresse respiratoire 7

Echec du test pour hypoventilation centrale 2


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Caractéristiques des patients

Le Tableau 11 présente les caractéristiques cliniques des patients.

Tableau 11 : Caractéristiques des patients : Succès vs Echec clinique

Les caractéristiques sont présentées par groupe (Succès ou Echec) et avec la valeur

du test de probabilité.

Succès (n=46) Echec (n=7) p Âge (années) 68 [57-76] 66 [57-70] 0.83 Sexe masculin 28 (61%) 5 (71%) 0.70 IGS II à l’admission 60 [41-70] 57 [34-72] 0.70 IGS II à l’inclusion 36 [28-47] 43 [41-56] 0.03 SOFA à l’inclusion 6 [4-9] 7 [2-8] 0.93 LODS à l’inclusion 5 [4-7] 6 [4-8] 0.57 Ramsay 4 [3-5] 3 [3-4] 0.14

Causes de VM

Détresse respiratoire 29 (63%) 5 (71%)

0.86 Coma 10 (22%) 1 (14%) Chirurgie 1 (2%) 0 (0%) Arrêt cardiaque 3 (6%) 0 (0%) Choc 3 (6%) 1 (14%)

BPCO 5 (11%) 1 (14%) >0.99 Maladie cardiaque 17 (37%) 1 (14%) 0.40 Durée de ventilation avant inclusion 3 [2-6] 4 [3-6] 0.57 Durée totale de ventilation dans le service 8 [6-19] 14 [7-27] 0.30 Durée de séjour dans le service 12 [8-24] 23 [12-28] 0.15 Morts dans le service 29 (63%) 4 (57%) >0.99

Les données sont présentées en nombre ou médiane [25ème-75ème percentile], IGS II : Index de Gravité

Simplifié, SOFA (sequential organ failure assessment) et LODS (logistic organ dysfunction score) sont des

scores de dysfonction d’organes, Ramsay : score de sédation, VM : ventilation mécanique, BPCO : broncho

pneumopathie chronique obstructive, les durées sont exprimées en jours.

Les caractéristiques des 2 groupes sont similaires sauf pour le score IGS2 à l’inclusion qui

est plus élevé dans le groupe des échecs.


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Données avant le changement de mode ventilatoire, en VAC à T0

Le Tableau 12 présente les données à T0, en mode VAC juste avant le changement en VSAI.

Tableau 12 : Données à T0 en VAC avant le changement

Chaque donnée mesurée ou calculée est présentée par groupe (Succès ou Echec) et

avec la valeur du test de probabilité.

Succès (n=46) Echec (n=7) p FR fixée (cpm) 22 [20-25] 20 [17-20] 0.10 FR mesurée (cpm) 24 [22-30] 31 [26-36] 0.36 FR mes – fix (cpm) 2 [0-7] 6 [5-15] 0.04 Vte/kg (ml/kg) 6.9 [6.4-7.9] 6.9 [6.6-7.7] 0.96 VM (L/min) 10.0 [8.0-12.3] 9.2 [8.5-15.5] 0.81 PEP (mbar) 5 [5-8] 5 [5-5] 0.09 Pmax (mbar) 32 [25-39] 36 [31-41] 0.22 Pplateau (mbar) 17 [15-21] 20 [19-29] 0.10

Pelastique (mbar) 10 [9-15] 16 [14-24] 0.01 Compliance (ml/mbar) 39 [27-46] 25 [18-29] 0.01 PFP (mbar.cpm) 262 [197-389] 527 [364-640] 0.01 Ri (mbar.s/L) 14 [10-19] 15 [12-17] 0.77 RSB (cpm/L) 63 [52-73] 84 [50-104] 0.23 P0.1 (mbar) 1.1 [0.1-3.5] 3.2 [0.8-7.4] 0.11 pH 7.42 [7.36-7.47] 7.40 [7.37-7.47] 0.63 PaO2/FiO2 296 [202-400] 270 [158-402] 0.66 PaCO2 (mmHg) 38 [35-41] 41 [31-48] 0.68 PaM (mmHg) 85 [65-93] 86 [73-102] 0.14 FC (bpm) 95 [79-104] 110 [80-138] 0.71

Les données sont présentées en médiane [25ème-75ème percentile], FR: Fréquence respiratoire,

FR fixée : FR réglée en VAC, FR mesurée : FR du patient, FR mes – fix = FR mesurée – FR

fixée, Vte/kg : Volume courant expiratoire par kg de poids théorique, VM: Ventilation

minute, PEP : Pression Expiratoire Positive, Pmax : pression de pic, Pplateau : pression de

plateau, Pélastique : Plateau-PEP, Compliance : Compliance du système respiratoire, PFP :

(FR mesurée)*Pel, Ri: Résistance inspiratoire, RSB : FR/Vte, P0.1: pression d’occlusion à 100

ms, pH : pH artériel, PaO2 : Pression artérielle en O2, FiO2 : Fraction inspirée d’O2, PaCO2 :

Pression artérielle en CO2, PaM: Pression artérielle Moyenne, FC : Fréquence Cardiaque

Les données permettant de différencier les échecs cliniques et les succès cliniques en

VAC sont d’une part la différence entre la fréquence respiratoire mesurée et la fréquence

respiratoire fixée, et d’autre part la pression élastique et deux données liées que sont la

compliance du système respiratoire et le PFP. Les patients ayant une meilleure compliance

tolèrent mieux le changement de mode ventilatoire.


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Données 2 minutes après le changement de mode, en VSAI à T0 + 2 min

Voici le tableau (Tableau 13) des données 2 minutes après le changement de mode

ventilatoire (T0+2min).

Tableau 13 : Données à 2 minutes après le changement (T0 + 2min)

Chaque donnée mesurée ou calculée est présentée par groupe (Succès ou Echec) et

avec la valeur du test de probabilité.

Succès (n=46) Echec (n=7) P FR (cpm) 22 [17-28] 34 [19-46] 0.09 Vte/kg (ml/kg) 8.0 [6.9-9.3] 6.9 [5.9-7.9] 0.07 VM (L/min) 9.7 [7.1-12.1] 9.1 [7.9-17.3] 0.37 PEP (mbar) 5.0 [5.0-8.0] 5.0 [5.0-5.0] 0.07 AI (mbar) 12 [10-14] 12 [11-15] 0.44 AI – Pel (mbar) 2.0 [-2.3 to 4.0] -4.0 [-9.0 to 0.0] <0.01 Pmax (mbar) 19 [16-21] 18 [17-20] 0.88 PFP (mbar.cpm) 264 [178-342] 446 [190-678] 0.09 RSB (cpm/L) 47 [29-69] 95 [45-156] 0.03 PaM (mmHg) 84 [73-94] 83 [75-92] 0.89 FC (bpm) 93 [79-108] 112 [82-145] 0.15

Les données sont présentées en médiane [25ème-75ème percentile], FR: Fréquence

respiratoire, Vte/kg : Volume courant expiratoire par kg de poids théorique, VM:

Ventilation minute, PEP : Pression Expiratoire Positive, AI : niveau d’aide inspiratoire,

AI - Pel : différence entre le niveau d’AI à T0+2 min et la Pel à T0, Pmax : pression totale,

PFP : FR*AI, RSB : FR/Vte, PaM: Pression artérielle Moyenne, FC : Fréquence

Cardiaque

A 2 minutes du changement, le RSB permet de différencier les patients qui réussiront

la VSAI des autres. La différence entre le niveau d’aide inspiratoire initial fixé en VSAI et la

Pel permet également de différencier les échecs des succès du test de VSAI.

Performance statistique des données

En VAC et en VSAI, sont recherchés les patients qui supporteront le changement de

mode ventilatoire (Succès). Un Vrai Positif (VP) sera un patient pour lequel l’indicateur a été

positif et pour qui le changement de mode aura été un succès. On cherche à détecter les vrais

positifs (VPP élevée) en minimisant les faux négatifs (VPN basse) tel que le paramètre soit un

compromis entre la sécurité (minimiser le risque de mettre un patient en échec) versus

l’automatisation (maximiser le nombre de malades pouvant en bénéficier).


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Le Tableau 14, présente les performances statistiques des variables significatives des

tableaux présentés.

Tableau 14 : Performance statistique des indicateurs

Les données mesurées sont présentées en colonne selon la période ventilatoire de

recueil avec en lignes les différents indicateurs de performances statistiques

Avant changement, en VAC à T0 Après, en VSAI à T0 + 2 min C Pel PFP RSB AI – Pel FR mes- fix A ROC 0.81 0.80 0. 80 0.76 0.80 0.74 Valeur seuil Optimale

30 ml/mbar

14 mbar

361 mbar.cpm

95 cpm/L

1.5 mbar

4 cpm

VP 33 33 34 44 24 28 FP 1 1 1 3 0 1 VN 6 6 6 4 7 6 FN 13 13 12 2 22 18 Se 72 72 74 96 52 61 Sp 86 86 86 57 100 86 VPP 97 97 97 94 100 97 VPN 32 32 33 67 24 25 Précision 74 74 75 91 58 64 LR+ 5.02 5.02 5.17 2.23 infinie 4.26 LR- 0.33 0.33 0.30 0.08 0.48 0.46 Index de Youden 0.57 0.57 0.60 0.53 0.52 0.47

C : Compliance, Vte/Pel; Pel: Pression élastique, Pplateau - PEP; PFP=FR*Pel; RSB= FR/Vt ; FR mes – fix =

FR mesurée – FR fixée en VAC; A ROC : Aire sous la courbe ROC ; VP : Vrai Positif ; FP : Faux

Positif ; VN : Vrai Négatif ; FN : Faux Négatif ; Se : Sensibilité ; Sp : Spécificité ; VPP : Valeur

prédictive positive ; VPN : Valeur prédictive négative ; précision : précision diagnostique ; LR+ :

Vraisemblance positive ; LR- : Vraisemblance négative

Synthèse : 55 patients ont été inclus dans cette étude. 46 succès, 7 échecs pour détresse

respiratoire, 2 échecs pour hypoventilation centrale.

En VAC, la pression élastique (Pel) ainsi que 2 données liées (PFP, Compliance)

permettent de détecter les patients qui supporteront le changement de mode ventilatoire (Pel

< 14 mbar ou compliance > 30 ml/mbar ou PFP < 360 cpm.mbar) avec une bonne précision

diagnostique (index de Youden à 0.57). Les différences entre la fréquence respiratoire

mesurée et réglée en VAC ainsi qu’entre l’aide inspiratoire à 2 minutes et la pression

élastique ont des capacités prédictives un peu moins bonnes (indexes de Youden à 0.47 et

0.52 pour des seuils à 4 cpm et 1.5 mbar respectivement). En VSAI à 2 minutes, le RSB

permet de déterminer les patients qui supporteront le changement par un RSB < 95 cpm/l

(index de Youden à 0.53).

Discussion des résultats trouvés

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V. Discussion des résultats trouvés

Nous allons dans cette partie discuter des différents résultats de chacune des études. Les

différents thèmes concerneront ainsi les résultats sur la caractérisation de l’état du patient, les

critères de la stratégie de sevrage et la période d’utilisation. Enfin, nous discuterons de la

méthode proposée.

V.1. Caractérisation de l’état du patient Pour caractériser l’état du patient avec le système SmartCare, il faut s’intéresser aux

mesures des paramètres physiologiques, puis aux classifications et seuils prenant en compte

ces mesures physiologiques.

♦ Fréquence respiratoire et asynchronies sous SmartCare

Comme l’ont montré Thille et al. [78], les asynchronies peuvent fausser la fréquence

respiratoire mesurée en VSAI, et pourraient aussi avoir des conséquences délétères pour le

patient. Nous avons montré dans cette étude que la réduction du niveau d’aide inspiratoire,

réduisant le volume courant inspiré, réduisait également l’incidence des asynchronies et

notamment des efforts inefficaces. Chao et al. [79] avaient également trouvé qu‘il s’agissait

de la méthode la plus efficace pour réduire les asynchronies. Deux études physiologiques

[107, 108] ont trouvé des résultats similaires, à savoir que la diminution du niveau d’aide

inspiratoire, en réduisant le volume courant inspiratoire et le temps d’insufflation, diminue les

efforts inefficaces, allonge le temps expiratoire et diminue possiblement la PEP intrinsèque.

Pendant la ventilation et son sevrage avec SmartCare, le but du système est de diminuer

progressivement le niveau d’aide inspiratoire jusqu’à un seuil bas de sevrage fixé. De ce fait,

le fonctionnement normal du système va permettre d’annuler les efforts inefficaces et le

sevrage du patient se fera à sa fréquence respiratoire réelle. A niveaux de pression modérés, il

est vraisemblable qu’il n’y ait pas de problèmes d’asynchronies pour le système SmartCare

qui les annule en réduisant son niveau d’aide.

Par contre, dans le cas de hauts niveaux d’aide, surtout chez des patients obstructifs

limités dans leur débit expiratoire et ayant une PEP intrinsèque, on pourrait constater des

efforts inefficaces du fait de l’hyperinflation dynamique causée par un trop grand volume

courant ainsi que par la diminution de la commande centrale [107]. Dans ces conditions, le


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système SmartCare pourrait mal détecter la fréquence respiratoire et devenir alors instable.

Son instabilité débuterait par une détection de la fréquence réelle du patient, potentiellement

pathologique, et une augmentation subséquente du niveau d’aide inspiratoire jusqu’à 4 mbar

si la fréquence respiratoire dépassait 36 cpm. Du fait de l’hyperinflation dynamique et d’une

commande ventilatoire alors déprimée causes d’efforts inefficaces, le système ne pourrait

alors détecter qu’un cycle sur deux et ne mesurer qu’une valeur de fréquence inférieure à 15

cpm. Dans cette situation caricaturale mais pouvant exister chez les BPCO sévères [64], le

système pourrait alterner entre des augmentations et diminutions successives du niveau d’aide

inspiratoire. Un algorithme de détection des asynchronies, et notamment des efforts

inefficaces, serait profitable dans cette situation, accompagné éventuellement par une

procédure dédiée à ce type de situations.

♦ Méthode de calcul de l’etCO2

En laissant complètement expirer un patient, son etCO2 peut augmenter pendant des

expirations prolongées par rapport à ses cycles normaux [3, 87, 101]. Sur un ensemble de

cycles respiratoires spontanés d’un patient, une expiration plus longue peut donc mieux

refléter la PACO2. Nous avons postulé que l’utilisation du maximum sur une période de 2 ou

5 minutes, comme utilisé par le système SmartCare pour effectuer la moyenne, pourrait être

plus représentative de la ventilation alvéolaire du patient que la moyenne de l’etCO2 sur la

même période. Ainsi, dans le cas d’une ventilation normale, l’etCO2 pourra approcher la

PACO2 et donc, idéalement, refléter la PaCO2.

Dans cette étude clinique, la moyenne et le maximum de l’etCO2 ainsi que la PaCO2

ont été mesurés simultanément. La différence entre l’etCO2 moyen et la PaCO2 est de 10

mmHg ; une différence du même ordre est référencée dans des études antérieures [109-112].

Dans notre étude, le maximum etCO2 est plus proche de la PaCO2 d’environ 4 mmHg par

rapport à la moyenne de l’etCO2. Pour la régression linéaire entre l’etCO2 et la PaCO2,

l’utilisation du maximum améliore légèrement les coefficients de régression (0.65 vs 0.57)

pour l’ensemble des périodes traitées suggérant une meilleure approximation de la PaCO2 par

le maximum etCO2 comparé à la moyenne etCO2.

L’utilisation du maximum etCO2 avait également été trouvé comme plus précis par

Weiniger et al. [101]. Ils avaient enregistré la PaCO2 et l’etCO2 chez 25 patients après

cardiotomie, sevrés en ventilation assistée intermittente. Ils trouvaient que le maximum de

l’etCO2 approximait bien la PaCO2 avec un coefficient de corrélation de 0.77 et un gradient

de pression (artériel-fin d’expiration) P(a-et)CO2 de 4 ± 4 mmHg. Chopin et al. [3] avaient


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également retrouvé un plus grand gradient entre la PaCO2 et le maximum etCO2 chez les

patients avec embolie pulmonaire (12 mmHg) vs sans (1 mmHg). Ils avaient utilisé une

technique d’expiration passive prolongée jusqu’à ce que le maximum etCO2 soit atteint et

avaient trouvé ainsi des valeurs plus proches de la PaCO2.

Une étude de Lujan et al. [112] portait sur 120 patients BPCO, avec différents degrés

d’atteinte, et des sujets contrôle, non ventilés. Après les gaz du sang, chaque sujet devait

d’abord respirer normalement (etCO2-Vt) puis ensuite produire 3 expirations maximales

(etCO2-ME). Ils trouvaient une meilleure corrélation entre la PaCO2 et l’etCO2-ME (0.88,

p<0.001) qu’avec l‘etCO2-Vt (0.72, p<0.01). Cependant, ils avaient aussi montré que l’etCO2-

ME surestimait la PaCO2. Dans notre étude, une différence similaire P(a-et)CO2 de -2 mmHg

[-3 ;-1] surestimant la PaCO2 a été observé pour seulement 6 valeurs parmi 80. Pour

l’ensemble de nos données, la différence moyenne P(a-et)CO2 est positive (6 ± 6 mmHg). La

différence avec l’étude de Lujan et al. s’explique par leurs manoeuvres d’expiration

maximales (durée d’au moins 5s) tandis qu’il s’agissait d’expirations spontanées dans notre

étude.

Pour les patients emphysémateux ou avec des maladies pulmonaires parenchymales en

sevrage ventilatoire, l’etCO2 utilisé comme évaluation de la PaCO2 présente des limites [113].

Dans notre étude clinique, nous avons observé une différence similaire de 4 mmHg entre

l’etCO2 maximal et moyenné chez des patients BPCO et non-BPCO. Que ce soit des patients

BPCO ou non, la différence entre l’etCO2 et la PaCO2 a été diminuée d’une manière similaire

par l’utilisation de la valeur maximale.

L’etCO2 est utilisée par le système SmartCare [46, 50, 60] comme paramètre de

sécurité pour déterminer la zone de confort respiratoire du patient (Annexe B). Une valeur

haute de etCO2 (>65 mmHg pour les BPCO, 55 mmHg sinon) entraîne avec la fréquence

respiratoire (FR) et le volume courant (Vt) des classifications SmartCare

d’ « hypoventilation », « hypoventilation centrale » ou « ventilation insuffisante ». Une valeur

basse de etCO2 (<20 mmHg) sera également utilisée pour classifier une « hyperventilation

inexpliquée » caractérisée par une FR>FRhaute (30 cpm ou 34 cpm si il y a des désordres

neurologiques du patient) et un Vt normal, ne résultant pas par un changement du niveau de

pression [60]. Dans le cas de SmartCare, l’utilisation de la valeur d’etCO2 maximale au lieu

de la moyenne ne sera pas délétère pour le patient, car cela ne pourra que mieux caractériser

la ventilation du patient et son état respiratoire dans peut-être un très petit nombre de cas,

mais potentiellement avec d’importants changements. L’utilisation du maximum etCO2 aurait

changé 1.6% de l’ensemble des classifications. Il y a 28 changements de « ventilation

normale » à « ventilation insuffisante » qui représentent 57% des changements de


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classifications. Néanmoins, ce changement de classifications en utilisant le maximum etCO2

n’a été effectué que de manière rétrospective sans interaction avec le patient.

Concernant les périodes de temps utilisées par SmartCare (2 ou 5 minutes), elles

n’influent aucunement sur la modification de calcul de l’etCO2.

Concernant les classifications ventilatoires de l’évaluation, comme attendu on constate

une augmentation de certaines classifications pathologiques (« ventilation insuffisante »,

« hypoventilation ») aux dépens de la classification « hyperventilation ». On constate

également une hausse des classifications de type « normal » et une baisse des classifications

de type « tachypnée ».

♦ Seuil de fréquence respiratoire haut pour les patients atteints de

BPCO

L’étude sur la base de données montre tout d’abord que les patients BPCO ont une

fréquence respiratoire plus élevée que les non-BPCO de l’ordre de 3 cpm. Ces données

montrent que l’augmentation du seuil haut de fréquence respiratoire permettrait peut être aux

patients BPCO d’avoir une ventilation en SmartCare plus stable. Dans une moindre mesure,

on constate aussi le même phénomène d’augmentation de fréquence pour les BPCO avec

désordre neurologique. Dans la Figure 16, nous avons présenté le résultat comparatif d’un

changement du seuil de fréquence respiratoire haut de 30 cpm à 34 cpm sur les données des

BPCO de la base. On constate une augmentation des classifications « ventilation normale » et

une baisse des « tachypnées » ce qui est attendu. Les résultats de l’évaluation statique du

changement sont conformes à ceux de la base de données.

Au final, la valeur du nouveau seuil haut fixée à 34 cpm, comme celle du seuil haut

pour désordre neurologique, devra peut-être être réévaluée. Il est avéré qu’il faut changer le

seuil haut de fréquence respiratoire pour les BPCO, mais peut être pas à une valeur si haute.

V.2. Critères de la stratégie de sevrage

♦ Niveau de l’objectif de sevrage en Aide Inspiratoire dans la

configuration filtre Echangeur de Chaleur et Humidité avec

sonde d’intubation endotrachéale

L’analyse de la base de données montre que , à pression basse de sevrage, la fréquence

respiratoire moyenne associée à la configuration "filtre échangeur de chaleur et d’humidité


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plus sonde" est plus basse par rapport aux autres configurations (Tableau 11) et le volume

courant dans cette configuration est plus élevé. De plus, il est également montré qu’il y a

beaucoup plus de classifications « hyperventilation », caractéristiques d’une fréquence

respiratoire basse à volume courant et etCO2 normaux, dans cette configuration que dans

toutes les autres suggérant un phénomène de surassistance ventilatoire (Tableau 10).

L’ensemble de ces résultats montre l’intérêt de diminuer ce seuil minimum en pression

vraisemblablement trop élevé par rapport à l’espace mort plus réduit des filtres

humidificateurs plus récents et plus petits. Lellouche et al. [114] ainsi que Turnbull et al.

[115] avaient montré dans leur étude sur les filtres échangeur de chaleur et humidité, une

grande hétérogénéité en terme d’espace mort et de résistance. Cette hétérogénéité montre

l’évolution des caractéristiques techniques des filtres. De plus les experts cliniciens semblent

utiliser rarement un tel seuil de 12 mbar pour le sevrage dans cette configuration [116]. Dans

l’étude sur la pratique du sevrage menée au Canada [116], parmi 99 praticiens du sevrage

ventilatoire, 71% utilisent l’aide inspiratoire dans les premières techniques de test de

ventilation spontanée dont 77% avec des niveau d’aide de l’ordre de 5 à 7 mbar et 19% avec

des niveaux d’aide de l’ordre de 8 à 10 mbar dans la configuration avec filtre. Cette valeur de

10 mbar semble donc être plus acceptable cliniquement que 12 mbar. Le risque

d’augmentation de la durée de sevrage est très réduit (30 minutes).

Concernant les patients trachéotomisés, le peu de données disponibles n’a pas permis

de montrer le même phénomène pour cette configuration.

♦ Sevrage nocturne

Même si le sommeil est de qualité médiocre, une ventilation adaptée au besoin du

patient est nécessaire pendant son sommeil. Il n’est montré dans notre étude aucune différence

en terme de qualité de sommeil entre le mode assisté contrôlé, le mode VSAI standard et le

mode SmartCare qui a effectué plus de 20 changements de pression pour une période de 6h et

n’utilisant pas l‘option "repos nocturne" [70]. Cette option n’a pas été utilisée car elle suspend

le sevrage, et la réduction programmée du niveau d’aide inspiratoire par le système, pour ne

maintenir que la procédure d’adaptation au besoin ventilatoire du patient; ce principe n’allait

pas dans le sens de notre hypothèse initiale qu’une ventilation adaptée au besoin du patient

pourrait diminuer la fragmentation du sommeil et les asynchronies. Or, sachant que la

ventilation minute des patients va diminuer pendant leur sommeil [117], il est logique de

diminuer l’assistance. Parthasarathy et Tobin [104] avaient effectué une étude sur le sommeil

en VAC et en VSAI, ils avaient trouvé une augmentation de la fragmentation du sommeil en


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VSAI liée à des apnées centrales. Un réglage excessif de la VSAI, ajusté pendant l’éveil de

leurs patients, avait possiblement engendré une surassistance ventilatoire pendant le sommeil

et des pauses respiratoires liées à une hypocapnie induisant la fragmentation du sommeil. Ce

phénomène ne se produit pas dans notre étude du fait de l’ajustement clinique précis ou

automatique de la VSAI. Du point de vue médical, même si on n’extube pas la nuit, rien

n’empêche de "sevrer" pendant la nuit. Le niveau d’aide inspiratoire final plus bas avec

SmartCare montre bien l’intérêt de la conservation du sevrage automatisé pendant la nuit, les

changements automatiques de niveau d’aide inspiratoire n’ayant pas semblé causer plus de

perturbations de sommeil que dans les autres modes.

♦ Diminution automatique de la PEP

Dans SmartCare, un niveau de PEP supérieur au seuil fixe de 5 mbar empêche de

tester le sevrage. Dans la base de données, il y a environ 10% de sessions supplémentaires qui

auraient pu aboutir au sevrage, si la PEP modérée (6-8 mbar) durant ces sessions avait été

baissée de quelques mbar (Figure 17). Ce résultat intéressant montre l’intérêt possible d’une

automatisation de la baisse du niveau de PEP. La modification du seuil de PEP apparaît

souhaitable pour le sevrage bien que l’on ne connaisse pas les conditions d’oxygénation pour

le patient. Néanmoins, 69% des enregistrements des sessions avec un niveau de PEP compris

entre 6 et 8 mbar étaient à niveau de pression minimum correspondant à l’objectif de sevrage,

ce qui laisse supposer que diminuer la PEP dans ces cas aurait peut être été toléré par le

patient.

Un changement plus simple est d’augmenter la valeur de seuil haut de PEP pour le

sevrage, mais les recommandations pour le sevrage [118] préconisent une PEP maximale de 5

mbar ou pas de PEP, et une FiO2 maximale de 50%.

Le changement proposé a consisté à introduire une décroissance automatique du

niveau de PEP par période de 60 minutes si la ventilation du patient était stable dans la zone

de confort (Figure 18). Cette automatisation a impliqué un changement un peu plus évolué de

la base de connaissances et du système SmartCare+. Les résultats sur simulateur patient sont

corrects du point de vue algorithmique ; l’algorithme de SmartCare, dans une gamme

raisonnable de niveaux de PEP, peut diminuer automatiquement le niveau de la PEP.

Dans une première approche cet algorithme pourrait être évalué en boucle ouverte sur

patient puis en boucle fermée dans une seconde approche. Une autre possibilité optimisée

serait un algorithme proche mais incorporant des données d’oxygénation ce qui pourrait être

plus efficace et pertinent et s’adapter à des niveaux d’oxygénation élargis.


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V.3. Période d’utilisation


vers la Ventilation Spontanée en Aide Inspiratoire Automatisée

Nous avons réalisé la première étude visant spécifiquement à tester la capacité

prédictive de divers paramètres respiratoires pour le résultat du passage de VAC à VSAI.

Nous avons trouvé que les patients avec un succès au passage de VAC à VSAI pourraient être

assez précisément identifiés avant le test en utilisant la compliance du système respiratoire, la

pression élastique, ou le produit de la fréquence respiratoire par la pression élastique (PFP,

Pressure Frequency Product). Les patients échouant au test avaient une plus grande différence

entre les fréquences respiratoires mesurées et réglées en VAC ainsi qu’une plus petite

différence entre le niveau d’aide inspiratoire et la pression élastique mesurée en VAC. Enfin,

l’index de respiration rapide superficielle (RSB), 2 minutes après le passage en VSAI,

prédisait l’issue du test avec une capacité diagnostique acceptable.

Le passage de VAC à VSAI, quand les conditions respiratoires du patient

s’améliorent, peut être justifié pour plusieurs raisons dont une meilleure préservation de

l’activité diaphragmatique et une prévention des dysfonctions diaphragmatiques induites par

le ventilateur [119], une réduction du besoin de sédation, et une amélioration de la synchronie

patient-ventilateur [78]. De plus, le passage en VSAI peut être considéré comme une étape en

amont du sevrage de la ventilation mécanique. De fait, la VSAI est actuellement le mode

ventilatoire le plus utilisé pendant le sevrage [119]. Récemment, un consensus international

[120] a défini le sevrage selon 6 étapes: 1) traitement de la détresse respiratoire aiguë ; 2)

sentiment que le sevrage peut être possible ; 3) appréciation de la capacité de sevrage ; 4) test

de ventilation spontanée ; 5) extubation : et possiblement 6) réintubation. Bien que cela ne

soit pas un prérequis, le passage précoce en VSAI peut être intégré dans l’étape 2 de cette

procédure et peut ainsi apparaître décisif pour réduire la durée totale de ventilation

mécanique. En effet, un retard à atteindre l’étape 2 est reconnu comme une cause commune

de sevrage retardé, probablement parce que la reconnaissance de cette étape est actuellement

seulement basée sur le clinicien [120]. Il est donc important de trouver des critères pertinents

permettant une sélection exacte des patients susceptibles de tolérer la VSAI.

Dans notre étude, les patients avec un succès du passage en VSAI ont montré de plus

grandes valeurs de compliance du système respiratoire, et de plus basses valeurs de la

pression élastique en VAC, comparés à ceux ayant échoué au test. Ces différences peuvent

indiquer une meilleure mécanique respiratoire et une moindre sévérité de l’atteinte


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pulmonaire chez les patients avec succès du passage en VSAI, malgré des analyses de gaz du

sang similaires. Une moins grande sévérité des patients supportant le passage de VAC en

VSAI avait été retrouvée par Cereda et al. [121]. Dans leur étude, 38/48 patients souffrant de

maladie pulmonaire aiguë supportaient le changement d’un mode de VAC en volume vers la

VSAI modulée à des cycles contrôlés (SIMV). Cette étude sur la VSAI et cette pathologie a

relevé les données ventilatoires, hémodynamiques et les gaz du sang. Les patients échouant

étaient plus hypercapniques avec une fréquence respiratoire et un volume minute plus hauts

en VAC et VSAI. Ces auteurs retrouvaient également une compliance plus basse chez les

patients qui échouaient au passage en VSAI.

Le PFP a été précédemment proposé comme un indicateur de la tolérance du patient à

la VSAI [66]. Une faible tolérance pendant la VSAI pouvait être prédite par le besoin d’un

plus haut niveau de pression, la présence d’une fréquence respiratoire élevée, ou les deux, et

pouvait être quantifiée par un index intégrant ces deux facteurs. Dans notre étude, les valeurs

de PFP avant le test étaient significativement plus hautes chez les patients échouant par

rapport au groupe réussissant.

L’index de respiration rapide et superficielle RSB, testé 2 minutes après le début du

test, avait une sensibilité de 96% et une spécificité de 57% pour prédire le succès dans notre

étude. L’index RSB a été proposé il y a 20 ans comme un index de prédiction de l’issue des

tests de ventilation spontanée pour le sevrage,[81] et a depuis été étudié extensivement dans

ce but, avec une sensibilité moyenne de 0.87 ± 0.14 et une spécificité moyenne de 0.52 ± 0.26

[122]. Nos données sont en accord avec ces résultats précédents pour indiquer la pertinence de

cet index dans le contexte d’une charge excessive de travail respiratoire. Le monitorage en

utilisant l’index RSB peut être utile pour la détection précoce des patients qui supporteront

mal la VSAI.

La médiane de la différence entre le niveau d’aide inspiratoire et la pression élastique

mesurée en VAC a été de (- 4) mbar dans le groupe des échecs vs (+ 2) mbar dans le groupe

des succès. Ce résultat peut suggérer une assistance ventilatoire insuffisante chez les patients

en échec de VSAI. Dans notre étude, le niveau d’aide inspiratoire était fixé par le clinicien en

charge pour atteindre un volume courant de 6-8 ml/kg de poids prédit. Cependant, il y avait

une tendance vers de plus bas volumes courants dans le groupe des échecs comparé aux

succès, avec des niveaux d’aide similaires. Cette observation renforce la différence de besoin

d’assistance entre les groupes. Evaluer la pression élastique pendant la VAC peut donc être

utile pour choisir le niveau adéquat d’aide inspiratoire pour une assistance ventilatoire

optimale lors du passage en VSAI.


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Chez 2 patients, ce test de passage a été prématurément terminé à cause

d’hypoventilation centrale. Ces patients avaient des centres respiratoires déprimés comme

avérés par leur valeur nulle de P0.1. Une sédation résiduelle en était probablement la cause. La

P0.1 pourrait ajouter une information de valeur aux mesures cliniques classiques d’intensité de

la sédation pour détecter les patients avec des centres respiratoires déprimés empêchant

l’implémentation de la VSAI.

Notre étude a plusieurs limitations. En premier, le faible effectif n’a pas permis une

investigation poussée des données. En particulier, nous n’avons pas pu effectuer d’analyses

multivariées dans le but d’examiner les rôles respectifs des paramètres étudiés. De plus, une

étude spécifique devrait être conduite pour explorer le sous groupe avec hypoventilation

centrale au début de la VSAI. En second, notre étude était orientée sur les paramètres

respiratoires et nous n’avons pas étudié la possible implication d’une surcharge cardiaque

excessive dans l’intolérance de la VSAI.

En conclusion, un succès du passage de VAC à VSAI peut être prédit avec une bonne

précision à partir d’une compliance du système respiratoire > 30 ml/mbar, une pression

élastique < 14mbar ou un PFP < 360 mbar.cpm en VAC. Les patients réussissant le test ont

également de plus hautes différences entre le niveau d’aide inspiratoire et la pression élastique

(valeur seuil à 1.5 mbar), et un index RSB plus bas 2 minutes après le passage en VSAI

(valeur seuil à 95 cpm/L). Ces résultats pourraient être utiles pour créer un système en boucle

fermée testant automatiquement la capacité des patients ventilés en VAC à tolérer la VSAI.

V.4. Choix méthodologiques

La méthode utilisée s’est basée sur une expertise médicale, le recueil et l’analyse de

données cliniques et un développement technologique.

Le point de départ de n’importe quelle amélioration ou création d’un système

automatisé accomplissant une tâche clinique repose sur les idées d’un expert médical. Il est

important d’insister sur ce point, car le fait que l’idée initiale provienne d’un expert du

domaine apportera plus de crédibilité d’une part et occasionnera plus d’études sur le système

d’autre part.

Concernant les limites et résultats des études publiées, il faut arriver à différencier les

limites dues à l’utilisateur ou dues au dispositif de mesure (ventilateur) sur lequel s’appuie le

système de celles dues au système en soi. Les améliorations proposées doivent être validées à

partir de données cliniques. Ainsi, la base de données s’est avérée être un outil très utile. Elle


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impose des contraintes techniques et logistiques en terme de conception, stockage et

récupération des données, et enfin d’analyse qui ne peut être faite qu’avec une expertise

médicale.

Une fois ces limites et améliorations déterminées, le système peut être modifié selon

les améliorations cliniques présentées. Différents tests sont nécessaires. Tout d’abord, des

tests sont réalisés sur banc. Nous avons montré l’intérêt de coupler un simulateur de patient

(SmartPatient) avec le système à tester (SmartCare+) de façon à simuler un système

fonctionnant en boucle fermée. L’étude sur banc ne remplacera jamais la réalité mais permet

de détecter des dysfonctionnements algorithmiques ou mécaniques des systèmes. Dans cette

thèse, nous nous sommes le plus souvent limités à l’étude sur banc faute de temps et

d’autorisations légales pour tester les nouveaux algorithmes sur patients.

Une fois validée techniquement, les améliorations du système peuvent être testées sur

patient en deux étapes. Un test en boucle ouverte permet au clinicien d’effectuer la

modification s’il l’estime cliniquement raisonnable. Lorsqu’il s’agit d’une application

clinique importante, le test en boucle ouverte devrait être requis, car il permet d’utiliser le

système avec la surveillance clinique continue.

Une fois cette étape validée, un test en boucle fermée permet d’effectuer la validation

finale. L’étape suivante consiste alors à évaluer l’intérêt clinique de ces différents tests sur

les améliorations du système lors d’essais cliniques.

Un prototype clinique pour réaliser des tests sur patients est coûteux en terme de coût

de développement et de temps notamment au vue de la nécessaire certification et les normes

CE avant d’être utilisé sur patient. Il peut donc s’écouler plusieurs années avant d’échoir

d’un nouveau produit intégrant des améliorations pertinentes.

Perspectives d’améliorations du système actuel

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VI. Perspectives d’améliorations du système actuel

VI.1. Caractérisation de l’état du patient

♦ Fréquence respiratoire

La fréquence respiratoire, pour ce système, est la variable principale de contrôle de la

ventilation. Nous avons montré que le phénomène d’asynchronies pouvait exister, bien que

cela soit souvent non critique puisque le système tend naturellement à les réduire en

diminuant le niveau d’aide inspiratoire. Pour améliorer la fiabilité du système en terme de

fréquence respiratoire, plusieurs solutions existent. D’une part l’utilisation d’un algorithme de

détection des efforts inefficaces, d’autre part une procédure comparative de la fréquence

respiratoire du patient à différents niveaux d’aide.

Des algorithmes de détection d’efforts inefficaces en fonction des courbes monitorées

commencent à apparaître [123, 124]. L’algorithme idéal permettrait de détecter les efforts

inefficaces mais aussi toutes formes d’asynchronies, notamment les doubles déclenchements

et les auto-déclenchements qui peuvent également perturber la ventilation du patient et

l’analyse faite par le système. Ainsi, même si cela est rarement référencé, il apparaît que la

toux d’un patient, autre forme particulière d’asynchronie, peut être assimilée par le système à

une tachypnée, suivie donc par une hausse du niveau d’aide inspiratoire. Quand un patient

subit une aspiration trachéale, il arrive que ceci soit également perçu au niveau du système

comme une respiration pathologique. Certes le ventilateur met à la disposition du personnel

une touche "aspiration", qui augmente temporairement le niveau de FiO2 et informe le

système de la procédure en cours, mais cette fonction n’est pas fréquemment utilisée. Il

pourrait être utile donc de pouvoir automatiquement détecter une procédure d’aspiration.

Pour la procédure comparative, elle nécessiterait une étude clinique préalable. Le

principe serait d’arriver à estimer un gradient de fréquence attendu suite à un changement du

niveau d’aide inspiratoire. En cas d’asynchronies, on peut observer une différence entre la

fréquence respiratoire du ventilateur et la fréquence respiratoire du patient. La fréquence

ventilateur devient en effet beaucoup plus basse. Dans ce cas, on noterait alors une différence

(par exemple x 1.5, x 2, x 3) entre les gradients de fréquence respiratoire par unité de

pression, avec ou sans asynchronies. Une fois implémentée, la procédure pourrait informer le

clinicien du changement anormal de fréquence respiratoire après un changement du niveau

d’aide et éventuellement réagir.


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♦ etCO2

L’utilisation du maximum de l’etCO2 à la place de l’etCO2 moyennée est pertinente

par rapport au système actuel. Néanmoins, une adaptation fine de la valeur de seuil pourrait

être étudiée, notamment pour les patients BPCO.

♦ Volume courant

L’utilisation, cliniquement plus fiable, du volume courant par kilo de poids théorique

va imposer une nouvelle définition du seuil de volume minimal avec SmartCare. Si le poids

théorique du patient n’est pas disponible il faudra laisser la possibilité d’utiliser le poids réel

pour le calcul du volume courant seuil.

VI.2. Critères de la stratégie de sevrage

♦ Seuil bas pour sonde endotrachéale et FECH

La valeur de ce seuil a été modifiée de 12 à 10 mbar.

Une amélioration supplémentaire du système concernant l’ensemble des seuils bas en

pression pour le sevrage viserait à limiter le phénomène d’alternances. Une possibilité serait

d’utiliser le niveau d’aide inspiratoire « local », inférieur au niveau bas suite à une

classification « hyperventilation », comme niveau de pression bas temporaire. Sous

SmartCare, cela permettrait d’éviter les alternances entre les classifications

« hyperventilation » et « ventilation normale » à niveau bas de pression quand celui-ci est

excessif et permettrait d’éviter les changements importants de pression jusqu’au niveau bas de

sevrage, qui peut se produire quand un patient a fait des séries d’« hyperventilation ».

Une autre amélioration pourrait être de limiter la décroissance du niveau d’aide par

pas de 2 mbar au lieu de 4 mbar en cas d’« hyperventilation » à niveau de pression bas de

sevrage. Cette solution permettrait d’avoir un seuil "local" de pression bas plus adapté, les

différences en terme d’espace mort ou de résistance entre les différents filtres FECH étant

rarement supérieures à 4 mbar.

♦ Sevrage nocturne

Il a été montré que la possibilité laissée à l’opérateur de suspendre le sevrage pendant

la nuit n’était pas souhaitable. Cependant, au sujet du sommeil des patients ventilés par

SmartCare, d’autres points peuvent être améliorés.


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Dans l’étude de Cabello et al. [70], une partie (14%) de la fragmentation du sommeil

est due au bruit. Or, le système SmartCare déclenche systématiquement, pour chaque

classification à pression minimale en période de maintien ou en période d’adaptation avec une

PEP supérieure à 5 mbar, les alarmes respectives de « prêt pour séparation » ou « SC PEP

maximum : 5 mbar». Ces alarmes sont naturellement bruyantes et peuvent réveiller le patient

et être cause de sa fragmentation du sommeil. Dans notre base de données, pendant la nuit, il

y a, pour plus de 40% du temps, de telles alarmes pendant les périodes de sommeil de 22h à

7h. Sachant qu’un patient ne sera pas déconnecté du ventilateur et extubé pendant la nuit, une

solution serait de rendre muettes ces alarmes pendant la période de nuit pour espérer

améliorer la qualité du sommeil des patients.

♦ Diminution automatisée de la PEP

L’algorithme de changement automatique de PEP pour le sevrage a été créé et testé sur

banc. L’étape suivante consisterait à le tester sur patient en boucle ouverte puis fermée.

La limite principale de cette procédure est le monitorage de l’oxygénation. En effet le

niveau de PEP peut influencer directement l’oxygénation du patient en ayant une incidence

sur l’ouverture des alvéoles. Dans notre procédure, si il y a baisse de l’oxygénation, nous

supposons que cela se traduira par l’augmentation de la fréquence respiratoire du patient et

l’algorithme répondra en remettant la PEP à son niveau précédent. La limite dans ce cas est le

temps de réponse ventilatoire du patient d’une part et les périodes ventilatoires d’analyse de

SmartCare d’autre part. En effet, le retentissement sur l’oxygénation peut être très rapide mais

le système SmartCare possède une période incompressible de 2 minutes pour évaluer la

ventilation du patient. De plus, si la ventilation se dégrade progressivement, le système ne

changera peut-être pas immédiatement le niveau de PEP. Cela signifie une durée d’autant plus

longue avec une possible oxygénation passable pour le patient.

La solution existe potentiellement. Il s’agit d’une part d’utiliser les données de

saturation périphérique (pulse-oxymétrie) monitorées et d’autre part de réagir plus rapidement

au changement de ventilation ou aux changements d’oxygénation. Il faudrait dans ce cas

utiliser un système dédié à la diminution de la PEP en parallèle de SmartCare. Notre solution

est donc une étape avant de pouvoir maîtriser parfaitement le signal d’oxymétrie pulsée.


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♦ PEP et sevrage

Dans un consensus récent sur le sevrage de la ventilation en France, il s’avère que la

VSAI à niveau minimal est utilisée avec une PEP maximale de 5 mbar ou sans PEP, en guise

de test de ventilation spontanée [118]. Par contre, dans l’étude de Burns et al. [116] sur les

pratiques de sevrage au Canada, les pratiques les plus utilisées sont la VSAI avec des niveaux

de PEP de 7 à 9 mbar, la CPAP (système à pression positive continue) de 5 à 7 mbar sans aide

inspiratoire et la pièce en T sans CPAP. Peut être la stratégie de diminution de la PEP devra-t-

elle être adaptée en suivant les recommandations de chaque pays.

VI.3. Période d’utilisation


vers la Ventilation Spontanée en Aide Inspiratoire automatisée

L’étude que nous avons menée avait pour but, outre de détecter des paramètres

indicateurs du passage de VAC à VSAI, de déterminer quels paramètres pourraient servir à

une automatisation de la procédure au sein du système SmartCare. Cette étude a suggéré

qu’une telle automatisation était faisable en fonction de certains paramètres et sans nécessiter

de décision clinique extérieure à celle implémentée dans une base de connaissances. Le

nombre de patients de notre étude (55) n’a pas été suffisant pour faire des analyses statistiques

multivariées et pour caractériser parfaitement les échecs cliniques. L’ajout du signal d’etCO2

maximal pourrait être très utile pour d’une part mieux détecter les « hypoventilations » et les

« ventilations insuffisantes », et d’autre part pour s’appuyer sur des signaux identiques à ceux

du système SmartCare.

Une fois cette étape clinique finalisée, une étude prospective sur patient pourrait avoir

lieu. Elle consisterait à valider les critères trouvés en vérifiant auprès des cliniciens

l’adéquation de ces critères avec la réalité clinique lorsqu’ils effectuent le changement de

mode ventilatoire.

Enfin, un premier système automatisé en boucle ouverte pourrait être mis en œuvre,

qui, en fonction d’une base de connaissance pour le passage de VAC à VSAI, proposerait au

clinicien ce changement, ainsi que le niveau d’aide à fixer et proposerait aussi une remise en

VAC en fonction de certains indicateurs ; le clinicien aurait alors le choix de suivre ou non les

conseils affichés. L’étape d’après serait l’utilisation en boucle fermée.


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On peut aussi imaginer la prise en charge totale de la ventilation et de son sevrage dés

l’intubation du patient. Ainsi, en VAC, un système pourrait vérifier régulièrement la

mécanique respiratoire du patient (pression de plateau, PEP intrinsèque, compliance,

résistances, P0.1… ) en notifiant au clinicien quand des valeurs au-delà des seuils de sécurité

seraient détectées. Le système pourrait aussi conseiller le clinicien sur les réglages à effectuer.

Le système passerait ensuite automatiquement sous SmartCare, jusqu’au sevrage ventilatoire.

En fonction des paramètres du nouveau message d’extubation de SmartCare, le patient

pourrait être extubé. L’utilisation du signal de SpO2 et une réduction automatique du niveau

de PEP jusqu’à zéro pourraient être très utiles dans cette démarche.

♦ Système global de sevrage et de ventilation

La constante amélioration de la technologie peut nous amener d’ici peu vers un

système globalisé de sevrage. Dans l’idéal, il prendrait en compte les différents paramètres

ventilatoires, les données d’oxygénation et hémodynamiques monitorées, les gaz du sang et

différents paramètres biologiques saisis dans le dossier du patient.

Dans l’étude sur le passage de VAC à VSAI, nous avons vu que, parmi les critères

prédictifs du succès, le niveau du score de gravité SAPSII à l’inclusion était statistiquement

significatif. Un tel score, avec un système globalisé, serait calculé automatiquement.

Optimalement, une ventilation gérée sur les données ventilatoires mais aussi à partir des

données monitorées (fréquence cardiaque, pression artérielle, saturation) serait plus

pertinente. De plus, des gaz du sang saisis régulièrement (toutes les 2 ou 4 heures)

permettraient d’avoir une bonne caractérisation de la ventilation du patient tout en vérifiant

l’écart entre les données monitorées (etCO2, SpO2) et les prélèvements sanguins.

Enfin on pourrait conceptualiser un système globalisé de prise en charge des patients

auquel serait relié un système automatisé intelligent de ventilation, qui, via la connexion du

ventilateur au réseau hospitalier, permettrait de récupérer de nombreuses informations sur le

patient (dossier, gaz du sang, radiographies, scanners...) et de les intégrer pour la prise en

charge ventilatoire intelligente du patient, ou, à un stade moins avancé de développement, de

donner accès à ces données aux soignants au chevet du patient.

Conclusion

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Conclusion

Nous avons ainsi montré puis testé que le système automatisé de ventilation spontanée

avec aide inspiratoire SmartCare pouvait être amélioré au niveau de la mesure d’etCO2, du

seuil bas d’objectif de sevrage en pression pour la configuration avec filtre et sonde

endotrachéale, du seuil haut de fréquence respiratoire pour les patients BPCO, de la stratégie

de sevrage nocturne. Des améliorations avancées ont été étudiées pour étendre ce système par

un algorithme de sevrage automatisé de la PEP ou le démarrage du sevrage ventilatoire en

amont par l’automatisation du changement de mode VAC vers VSAI-SmartCare. Ce travail a

nécessité :

1) Une étude rétrospective en mettant en place une base de données regroupant

les informations de différents centres ;

2) Des tests sur banc en couplant un simulateur et le système à tester en boucle

fermée ;

3) La mise en place d’expériences spécifiques au chevet du patient.

Des tests supplémentaires sur prototype fonctionnant en boucle ouverte puis fermée

seront nécessaires. Les avancées quant à l’amélioration d’un système automatisé de

ventilation artificielle ne sont possibles que par une collaboration étroite entre scientifiques

cliniciens et industriels.

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Publications et Articles

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Publications et présentations liées au travail de thèse

Articles publiés 1. Reduction of patient-ventilator asynchrony by reducing tidal-volume during PSV

Thille AW., Cabello B., Galia F., Lyazidi A., Brochard L.

Vol 34, pages 1477-1486, Intensive Care Medicine 2008

2. A bench study of ICU ventilators: new vs. old and turbine-based vs. compressed gas-based

ventilators

Thille AW., Lyazidi A., Richard JCM., Galia F., Brochard L.

Vol 35, pages 1368-1376, Intensive Care Medicine 2009

3. Sleep quality in mechanically ventilated patients: comparison of three ventilatory modes

Cabello B., Thille AW., Drouot X., Galia F., Mancebo J., D’Ortho MP., Brochard L.

Vol 36, pages 1749-1755, Critical Care Medicine 2008

Article accepté pour publication 1. Use of maximal end-tidal CO2 values to improve its monitoring accuracy

Galia F., Brimioulle S., Bonnier F., Vandenbergen N., Dojat M., Vincent JL., Brochard L.

(accepté pour publication dans Respiratory Care) Article soumis 1. Prediction of pressure support ventilation tolerance in patients under assist control

ventilation: a preliminary study

Mekontso-Dessap A., Galia F., Carteaux G., Lyazidi A., Thille A., Brochard L.

2010 (en préparation)


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Présentations en congrès 1. Use of maximal end-tidal CO2 values to improve its monitoring accuracy

Galia F., Brimioulle S., Bonnier F., Vandenbergen N., Dojat M., Vincent JL., Brochard L.

21st ESICM annual congress, abstract 0781 page S200, vol 34, sup 1,

Intensive Care Medicine 2008

Présentation orale au congrès européen de réanimation médicale (ESICM) 2008

2. Etude sur banc de test des ventilateurs de réanimation avec l'interface non invasive Helmet

Galia F., Thille A., Di Marco F., Darmon M., Lyazidi A., Brochard L.

Sessions poster congrès SRLF 2007, poster SP170 page S172, vol 16, Sup 1,

Réanimation 2007

Affiche au congrès français de réanimation médicale (SRLF) 2007

3. Bench testing of ICU ventilators for helmet non invasive ventilation

Galia F., Thille A., Di Marco F., Darmon M., Lyazidi A., Rodriguez P., Devaquet J.,

Brochard L.

19th ESICM annual congress, abstract 0557 page S147, vol 32, sup 1,


Affiche au congrès européen de réanimation médicale (ESICM) 2006

4. Evaluation sur banc de 13 nouveaux ventilateurs de réanimation en Aide Inspiratoire

Lyazidi A., Galia F., Thille A., Brochard L.


Réanimation 2007


5. Performance of ICU ventilators during PSV mode: a bench study

Lyazidi A., Galia F., Thille A., Di Marco F., Brochard L.





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6. Optimisation des paramètres ventilatoires et incidence des asynchronies patient-ventilateur

Thille A., Cabello B., Galia F., Brochard L.


Réanimation 2007


7. Optimization of ventilator settings and prevalence of patient-ventilator asynchrony

Thille A., Cabello B., Galia F., Brochard L.




8. Evaluation sur banc des modes de ventilation non invasive des respirateurs de réanimation

Lyazidi A., Rodriguez P., Thille A., Galia F., Cabello B, Brochard L.


Réanimation 2006



Cabello B., Thille AW., Drouot X., Galia F., Mancebo J., D’Ortho MP., Brochard L.




10. Sommeil des patients en réanimation : influence du mode ventilatoire

Cabello B., Thille A., Drouot X., Galia F., Mancebo J., D'Ortho MP., Brochard L.


Réanimation 2006


11. Optimisation des paramètres ventilatoires et incidence des asynchronies patient-

ventilateur : résultats préliminaires

Thille A., Cabello B., Rodriguez P., Lyazidi A., Galia F., Brochard L.


Réanimation 2006



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Articles 1. Use of maximal end-tidal CO2 values to improve its monitoring accuracy

2. Reduction of patient-ventilator asynchrony by reducing tidal-volume during PSV

3. A bench study of ICU ventilators: new vs. old and turbine-based vs. compressed gas-based

ventilators


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ANNEXE A : Utilisation des bases de connaissance 165

ANNEXE B : Diagnostic- Classification de la respiration du patient 168

ANNEXE C : Structure de la base de données 170

ANNEXE D : Physiologie du SmartPatient 176

ANNEXE E : Changement de classification possible en utilisant le maximum au

lieu de la moyenne de l’etCO2 178

ANNEXE F : PEP Automatisée. Changement de la base de connaissance,

Adaptation de SmartCare+ et du SmartPatient 180

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ANNEXE A

Utilisation des bases de connaissances Système à base de connaissances

Un système à base de connaissances est un outil capable de reproduire les mécanismes

cognitifs d'un expert, dans un domaine particulier. Il s'agit de l'une des voies tentant d'aboutir

à une intelligence artificielle. Plus précisément, un système à base de connaissances est un

logiciel capable de répondre à des questions, en effectuant un raisonnement à partir de faits et

de règles connus. Il peut servir notamment comme outil d'aide à la décision.

Un système à base de connaissances se compose de 3 parties, une base de faits et une base de

règles composant la base de connaissance et un moteur d'inférences. Les faits vont composer

les données, ensemble de données ou événements, qui, en fonction des règles s’y rapportant

vont déterminer une action à effectuer par le système. Un moteur d'inférences est un logiciel

correspondant à un algorithme de simulation des raisonnements déductifs (fonctionnement dit

en "chaînage avant") « si A alors B » ou inductif (fonctionnement dit en "chaînage arrière")

(on a la règle « si A alors B » et on a B ; on infère alors A). Il permet aux systèmes de

conduire des raisonnements logiques et de dériver des conclusions à partir d'une base de faits

et d'une base de connaissances. Les systèmes à base de connaissances reposent sur des

mécanismes de logique formelle. Les moteurs d'inférences peuvent implémenter une logique

formelle d'ordre 0 (logique des propositions), d'ordre 0+, d'ordre 1 (logique des prédicats). La

logique d’ordre 0 est basée sur des propositions binaires, la logique d’ordre 0+ repose sur des

faits composés d’un attribut et d’une valeur et éventuellement d’un objet. La logique d’ordre

1 repose sur l’instanciation de variables, un fait est alors une expression symbolique sans

variable définie.

Hiérarchie de la base de connaissance SmartCare (Figure A1)

Les « Quantifiers » sont scindés sous 3 bases de règles, « PhysiologicalContext »,

« MonitoredSymptoms », et « Workbench ». Dans « PhysiologicalContext », on trouve les

règles concernent la définition des seuils et la comparaison des données aux seuils ainsi que

celles concernant les caractéristiques ventilatoires du patient (pathologie, intubation). Dans

« MonitoredSymptoms », on trouve les mesures fournies par le ventilateur (FR, Vt, etCO2)

ainsi que la définition de leurs variables de comparaison, les réglages actuels du ventilateur

(AI, PEP, FiO2) ainsi que la définition de leurs variables de comparaison associées et enfin

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diverses données relatives au contexte environnemental de la décision (aspiration du patient,

repos nocturne, temps actuel, détection des instabilités). Enfin, dans «Workbench», on

trouvera les règles concernant l’évolution des variables temporelles (définition et comparaison

aux seuils temporels) et les dernières données résultantes (AI, PEP, classification,

messages…). Les « Diagnosis » quant à eux sont composés : des classifications

physiologiques associées à leurs règles de définition, de validation et la résultante sur le

système ; des actions thérapeutiques associées aux règles concernant les prochains niveaux

d’AI ou de PEP ; des différentes phases thérapeutiques associées à leur définition de

validation et leurs résultantes ; du contexte de la thérapie. Par exemple, les valeurs courantes

de FR, Vt et etCO2 seront gérées au niveau de « HostMeasurements», chaque mesure sera

comparée aux seuils définis dans « Thresholds ». En fonction des différentes réponses

obtenues sur l’ensemble des symptômes « quantifiés », une nouvelle classification

physiologique sera diagnostiquée comme par exemple « tachypnée », et ceci pour l’ensemble

des règles des « Diagnosis ».

Figure A1 : Hiérarchie de la base de connaissance SmartCare

La hiérarchie à gauche indique les différentes sous-bases de règles pour évaluer l’état

courant du patient (PhysiologicalContext) et qualifier l’évolution de la ventilation

(MonitoredSymptoms). La hiérarchie à droite permet de définir le diagnostic et la thérapie

(modification du niveau d’aide). La hiérarchie en rose, permet l’évaluation des différentes

variables en fonction de seuils et critères, la hiérarchie en bleu, en fonction des évaluations

ainsi traitées, apportera une conclusion (ou diagnostic)

ANNEXES

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Exemples de règles : Classification « Hypoventilation »

Dans la Figure A2 se situent les règles de définition (Derivation) et de conséquence (Conclusion) pour la classification « Hypoventilation ».

Figure A2 : règles pour la classification « hypoventilation »

Dans la définition (Derivation), la classification est validée (P7) si les variables de

comparaison remplissent les critères suivants : FR< seuil FR bas, etCO2 > seuil etCO2 haut,

Vt > seuil Vt bas. Dans les conséquences (Conclusion) de cette classification, la variable

résultat de la classification courante (CurrentClassification) est mise à jour et la variable

AcuteFixedIncreaseOfInvasiveness est validée (P7) ce qui implique, dans une autre règle,

l’augmentation du niveau d’aide de 4 mbar. PhysiologicalClassification est également

validée ce qui autorise, dans une autre règle, la définition d’un nouveau niveau d’AI au

niveau de la sous-base de règles TherapeuticAction de la base Conclusion.

ANNEXES

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ANNEXE B

Diagnostic – Classification de la respiration du patient

Le Tableau A1 suivante représente les différentes classifications ventilatoires en

fonction de la fréquence respiratoire spontanée fspn, du volume courant VT et de l'etCO2 et en

fonction des seuils (Tableau A2).

La colonne AI (Aide Inspiratoire) représente la réaction de SmartCare sous forme

d'adaptation de l'assistance inspiratoire en fonction de la classification. La séquence dans le

tableau correspond à la représentation des tendances de SmartCare à l'écran de l'EvitaXL.

Tableau A1 : Classifications SmartCare

Légende de la table des classifications SmartCare fspn : fréquence respiratoire spontanée, VT : volume courant, AI : aide inspiratoire

ANNEXES

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Tableau A2 : seuils SmartCare

Ce tableau présente les différents seuils des mesures ventilatoires par le système

SmartCare, ainsi que les différentes valeurs de ces seuils selon la configuration.

ANNEXES

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ANNEXE C

Structure de la Base de Données

L’organisation de la base s’est articulée en suivant le patron du format principal d’un

logfile d’une part et en y apportant quelques modifications et améliorations d’autre part. Ainsi

la base est structurée sur 5 tables :

- 1 table principale (Sessions) regroupe les données extérieures à la procédure de

ventilation automatisée SmartCare. Cette table possède une clé (Session_id) qui

correspond à un numéro de session, c’est cette clé qui permet de recouper les

différentes tables entre elles ;

- 2 tables de données propres à la procédure : Une concernant les caractéristiques de la

session (Settings) avec comme clé le numéro de session (Session_id) et une

comportant toutes les données ventilatoires et d’analyse pour SmartCare (Records) de

clés Session_id ainsi que l’instant représenté par la date et l’heure d’enregistrement

(Time_stamp) ;

- 1 table d’identification des patients (Identifications) qui permet d’associer à un

numéro unique-clé d’identifiant (identification_id) un nom ou une référence de patient

(identifier). Le numéro d‘identification est inséré dans la table Sessions ;

- 1 table descriptive de la taille (Session_Size) de chaque session, créée à partir de la

table Records, de clé session_id.

ANNEXES

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• Table Sessions

La table Sessions regroupe les informations concernant les données que l’on pourrait

qualifier d’environnementales à la session ventilatoire automatisée.

Voici les champs qui la composent :

- Session_id : Clé unique. Numéro de session généré automatiquement à la création

d’une nouvelle session. Cette clé est également utilisée dans les tables Settings,

Records, Session_Size ;

- Identification_id : numéro d’identifiant du patient ; fait référence à un numéro

correspondant à un nom ou une référence de patient ayant eu une ou plusieurs

sessions SmartCare ;

- Place : Lieu de l’étude, généralement le nom de l’hôpital ou la ville ;

- Study : Nom de l’étude dans laquelle le patient a été inclus ; quand il n’y a aucune

étude spécifique, le nom « clinique » est utilisé ;

- IdSys : Identification du système SmartCare ou version de SmartCare utilisée ;

- DeviceID : Identifiant du ventilateur Evita utilisé, un unique identifiant par

ventilateur ;

- FileName : Nom du fichier d’où proviennent les données. Dans le cas des fichiers

Excel de l’étude multicentrique le nom du fichier est composé comme suit [Nom du

patient + Date + Heure de début de session]. Dans le cas de tous les autres fichiers

logfiles provenant des ventilateurs, au format .html, le nom réel du fichier est de la

forme [Date + heure]. Pour homogénéiser ces données, le nom utilisé pour les

fichiers au format .html est le suivant [DeviceID + Date + Heure] ;

- StartDate : Correspond à la date et à l’heure de départ de la session, tirés du nom du

fichier (FileName).

ANNEXES

172/187

• Table Settings

Elle regroupe toutes les caractéristiques de la session de ventilation automatisée, que

ce soit un descriptif du patient, des paramètres de ventilation, des paramètres annexes utilisés

pour l’étude multicentrique (reconnus par *) ou bien les seuils utilisés pour la session

automatisée SmartCare.

- Session_id : clé unique provenant de la table Sessions ;

- Weight : poids "réel" du patient, utilisé pour déterminer le seuil de Vt bas VT low ;

- COPD : indique si le patient est BPCO, utilisé pour déterminer le seuil etCO2 high ;

- Neurological_disorder : indique si le patient a une atteinte neurologique, utilisé pour

déterminer le seuil de fréquence respiratoire haut f spn high ;

- Night_option* : détermine quel est l’intervalle de « Repos nocturne » de SmartCare

quand il est activé ;

- User_Expert* : indique si l’utilisateur est standard ou expert (autorisé à modifier des

paramètres avancés) ;

- Humidification : Indique le moyen d’Humidification du patient. Humidificateur

chauffant ou filtre échangeur de chaleur et d’humidité (FECH, HME) ; paramètre

utilisé pour déterminer l’objectif d’AI bas : Pasb low ;

- Intubation : Indique le mode d’intubation du patient, trachéotomie ou

endotrachéale ; paramètre utilisé pour déterminer l’objectif d’AI bas : Pasb low ;

- Mode* : Indique si le système est en « Mode Automatique » (en boucle fermée) ou

en mode « Aide à la Décision » (en boucle ouverte) ;

- ATC : indique si le mode ATC est utilisé ou non ; paramètre utilisé pour déterminer

l’objectif d’AI bas: Pasb low ;

- f spn low : seuil de fréquence respiratoire bas, fixe ;

- f spn high : seuil de fréquence respiratoire haut, paramétré par

Neurological_disorder ;

- f spn max : seuil de fréquence respiratoire max, fixe ;

- etCO2 inter : seuil intermédiaire d’etCO2, fixe ;

- etCO2 high : seuil haut de etCO2 ; paramétré par COPD ;

- VT low : seuil bas de volume courant ; paramétré par Weigh ;t

- PEEP max : seuil de PEP maximum pour passer en phase d’Observation ;

- Pasb low : seuil objectif en pression d’AI ; paramétré par Intubation et

Humidification ;

- Pasb medium: seuil median d’AI; fixe;

ANNEXES

173/187

- Pasb inter : seuil intermédiaire d’AI; fixe ;

- Pasb max : seuil maximum d’AI; fixe.

• Table Records

Table composée des données d’analyse de la session SmartCare, autrement appelés

enregistrements. Cette table comporte une clé sur le numéro d’identifiant de la session,

session_id, couplée à une clé sur l’instant d’enregistrement Time_Stamp, ainsi l’association

des deux clés est unique.

- Session_id : numéro de session provenant de la table Sessions ;

- Pasb : niveau de pression d’AI exercé lors de l’enregistrement considéré ;

- Peep : niveau de PEP lors de l’enregistrement considéré ;

- Rr : Fréquence respiratoire lors de l’enregistrement considéré ;

- Vt : Volume courant lors de l’enregistrement considéré ;

- EtCO2 : niveau de pression de CO2 expiré lors de l’enregistrement considéré ;

- Therapeutic_Phase : phase thérapeutique en cours (Adaptation, Observation,

Maintien) lors de l’enregistrement considéré ;

- Diagnosis : Classification ventilatoire déterminée par le ventilateur en fonction des

données de l’enregistrement considéré ;

- Pasb_SC : Prochain réglage d’AI prévu pour le prochain enregistrement en fonction

des données de l’enregistrement considéré ;

- NightMode_Active : Indique si l’option « Repos nocturne » est active lors de

l’enregistrement considéré ;

- Aspiration : Indique si le patient a subi une aspiration lors de l’enregistrement

considéré ;

- Suspended_Time : Indique le temps de suspension de la session SmartCare, pour

contrôle interrompu et/ou aspiration lors de l’enregistrement considéré ;

- Message : Message d’information délivré par SmartCare lors de l’enregistrement

considéré ;

- Time_Stamp : Date et Heure lors de l’enregistrement considéré

- Record_length : Durée entre l’enregistrement considéré et l’enregistrement

précédent, calculée lors de la création de la table.

ANNEXES

174/187

• Table Identifications

Table de référence des patients ; un patient pouvant avoir plusieurs sessions

SmartCare. Table remplie manuellement après l’analyse des données permettant de

déterminer quel patient a été ventilé et pour quelles sessions. Clé de la Table :

identification_id, également trouvée dans la table Sessions

- Identification_id : numéro automatiquement créé lorsque le nom d’un nouveau

patient est saisi ;

- Identifier : nom de patient quand il est connu, autrement identifiant référençant

l’hôpital ou la ville et un numéro de patient.

ANNEXES

175/187

• Table Session_Size

Table donnant la taille des sessions considérées, leur nombre d’enregistrements et

l’intervalle durant lequel l’option « Repos nocturne » était activée. Table ne provenant pas des

données brut des fichiers, mais déterminée lors de l’acquisition d’un fichier dans la base.

Clé de la table : Session_id, provenant de la table Sessions

- Session_id : numéro de session provenant de la table

Sessions

- Session_Length : Durée en minutes de la session

considérée

- Nb_of_Records : Nombre d’enregistrements de la

session considérée

Night_Bounds : Intervalle, pendant la session, pour lequel l’option « Repos Nocturne » était

active

ANNEXES

176/187

ANNEXE D

Physiologie du SmartPatient [1]

Le modèle physiologique [2] est composé de plusieurs parties : une partie modélisant

l’espace mort, un modèle à 3 compartiments pour les échanges gazeux et un accumulateur de

gaz.

- L’espace mort global est donc composé de modules d’espaces morts, mis en série,

s’échangeant du gaz un à un en fonction du temps, du débit et de sa direction. Le gaz ne peut

donc pas passer ces différents volumes sans se mélanger. Un compartiment flexible,

représentant les voies aériennes supérieures est connecté à cet espace mort ; il a un volume et

une compliance constante et il sert à distribuer le débit au compartiment ventilé ainsi qu’à

effectuer un mélange des gaz avant leur distribution. L’espace mort série total (Bohr) a donc

un volume de base, qui peut augmenter en fonction de la pression générée au niveau des voies

aériennes supérieures.

- Le compartiment des échanges gazeux a été modélisé d’après l’ouvrage de Riley RL [3].

Il est divisé en 3 sous-compartiments. La capacité résiduelle fonctionnelle (CRF) est fixe et a

un volume d’espace mort constant. Ce compartiment est fait de manière à pouvoir fixer les

compliance, résistance, volume résiduel de chaque sous-compartiment, à l’exception du

compartiment de shunt. Les résistances et compliances de tous les compartiments sont les

mêmes, leur somme donnant la compliance et résistance totale du système moins la valeur du

compartiment d’espace mort.

- Pour les échanges gazeux, le développement a été effectué d’après le livre de Schmidt RF

[4]. Le modèle est tel que les pressions partielles alvéolaires et capillaires dans tous les

compartiments s’équilibrent. De plus, il est fixé une résistance à la diffusion de l’oxygène.

- Pour l’accumulation de gaz au niveau du corps, une partie du développement est d’après

l’article de Cherniack GS [125]. Des variables d’accumulation tampons on été créées dans le

but de rendre le modèle réaliste et d’éviter les changements brusques (oscillations) dans les

pressions partielles. Cette variable d’accumulation a été volontairement limitée en taille afin

de rendre réaliste la capacité d’échange concernant le CO2.

ANNEXES

177/187

- Concernant le contrôle de la ventilation, 2 boucles de rétrocontrôle automatiques activables

ont été implantées. Ces boucles sont basées sur des réactions physiologiques et ont été

proposées pour ce travail. Les patients modulent leur ventilation en fonction des

chémorécepteurs au CO2 du sang artériel. Donc, à défaut d’avoir une PCO2 alvéolaire de

disponible, l’etCO2 est la donnée de contrôle de ces boucles. La fréquence respiratoire et

l’effort inspiratoire sont estimés comme proportionnels à la variation d’etCO2. Le modèle

augmentera soit sa fréquence respiratoire soit son effort avec la quantité d’etCO2, soit les

deux.

Bibliographie Annexe D

1. Dräger Medical RD: The physiological model of SmartPatient., document

confidential, 2009

2. Nunn JF: Applied Respiratory Physiology. Butterworth, London; 1987.

3. Riley RL: Development of the three-compartment model for dealing with uneven

distribution. In: Pulmonary Gas Exchange.Ventilation, Blood Flow, and Diffusion

Edited by West JB. New York: Academic, 1980., vol. 1, p. 67-85

4. Schmidt RF, Thews G, Lang F: Physiologie des Menschen; Springer, 2000.

5. Cherniack NS, Longobardo GS, Staw I, Heymann M: Dynamics of carbon dioxide

stores changes following an alteration in ventilation. J Appl Physiol 1966, 21(3),

785

ANNEXES

178/187

ANNEXE E

Changement de classification possible en utilisant

le maximum au lieu de la moyenne de l’etCO2 Les explication des termes du Tableau A3 se situent juste avant la table. Lexique des seuils - EtCO2 : Bas : etCO2 < 20 mmHg

Normal : 20 mmHg ≤ etCO2 < 55 mmHg (65 mmHg si BPCO)

Haut : 55 (65) mmHg ≤ etCO2

- FR :

Bas : FR ≤ 15 cpm

Normal : 15 cpm < FR < 30 cpm (34 cpm si Désordre Neurologique)

Haut : 30 (ou 34) cpm ≤ FR < 36 cpm

Max : FR ≥ 36 cpm

- Vt :

Bas : Vt < 350 ml (250 ml si le poids du patient ≤ 55kg)

Normal : Vt ≥ 350ml (25 0ml)

- AI = ä, æ, -- : respectivement augmentation, diminution et maintien du niveau d’AI ; un

espace AI vide indique que le changement au niveau etCO2 ne change pas la classification.

ANNEXES

179/187

Tableau A3 : changements de classifications fonction de l’etCO2

Ce tableau présente, en fonction du changement de zone de sécurité de la mesure

d’etCO2, avec les zones de sécurité pour les mesures FR et Vt, les changements de

classifications et d’AI résultants.

Changement

etCO2 FR Vt Changement de classification Changement

AI

Bas à Normal

Max Normal hyperventilation inexpliquée à tachypnée sévère -- ä

Normal Bas ventilation insuffisante Haut Bas ventilation insuffisante Max Bas ventilation insuffisante

Haut Normal hyperventilation inexpliquée à tachypnée -- ä

Normal Normal Normal Bas Bas Hyperventilation Bas Normal Hyperventilation

Normal à Haut

Bas Normal hyperventilation à hypoventilation æ ä

Max Normal tachypnée sévère

Normal Normal normal à ventilation insuffisante -- ä

Haut Bas ventilation insuffisante

Haut Normal tachypnée à ventilation insuffisante

Normal Bas ventilation insuffisante Max Bas ventilation insuffisante

Bas Bas hyperventilation à hypoventilation centrale æ --

Bas à Haut

Bas Normal hyperventilation à hypoventilation æ ä

Max Normal hyperventilation inexpliquée à tachypnée sévère -- ä

Normal Normal normal à ventilation insuffisante -- ä

Haut Bas ventilation insuffisante

Haut Normal hyperventilation inexpliquée à ventilation insuffisante -- ä

Normal Bas ventilation insuffisante Max Bas ventilation insuffisante

Bas Bas Hyperventilation à hypoventilation centrale æ --

ANNEXES

180/187

ANNEXE F

PEP Automatisée, Changement de la base de connaissance,

Adaptation de SmartCare+ et du SmartPatient

Changement de la base de connaissance

Il a fallu ajouter de nouveaux objets et différentes règles ainsi qu’un nouveau

Diagnostic. La Figure A3 présente où ont eu lieu ces changement dans le logiciel de

formalisation de la base de connaissance Solvatio.

Figure A3 : changements pour l’automatisation de la PEP

Figure présentant l’emplacement et la création des nouveaux objets dans la hiérarchie de

la base de connaissance.

Voici la présentation en détail de chacun de ces blocs.

ANNEXES

181/187

+ Tout d’abord l’horloge qui permet de contrôler la procédure

Règle d’interprétation DurationSwitchPEEP du questionnaire Temporals du catalogue

WorkBench (Figure A4)

Figure A4 : DurationSwitchPEEP

Il y a 2 règles pour la modélisation de l’horloge de la procédure d’automatisation de PEP : une

règle pour l’initialisation et la réinitialisation du compteur ; une autre pour incrémenter le

compteur.

Fonction : compteur de temps

Règles de dérivation :

- Est initialisé ou réinitialisé si ce compteur dépasse 60 minutes

OU si la session du patient débute

OU si le « diagnostic » de contrôle Advice_SwitchPEEP est désactivé.

- Est incrémenté de la durée de la dernière période de ventilation

tant que Advice_SwitchPEEP est activé

ET la durée est inférieure à 60 minutes.

ANNEXES

182/187

+ Le module suivant est chargé du contrôle de la procédure

Règle Advice_SwitchPEEP dérivant du « diagnostic » NewAlarm qui hérite du

« diagnostic » TherapyContext (Figure A5)

Figure A5 : Advice_SwitchPEEP

Les règles pour contrôler la procédure d’automatisation de PEP. Un ensemble de critères

permettent de valider ou invalider ce contrôleur.

Fonction : Contrôleur de la procédure de diminution de PEP


- Est valide (initialisation de la procédure ou continuité) si le prochain niveau d’aide

(Rated_P_ASB) est inférieur au niveau de pression basse objectif du sevrage (P_ASB_low) ET

FiO2 < 50%

ET que le niveau de pression courant (P_ASB) est inférieur à P_ASB_low

ET 6 ≤ PEP ≤ 8

ET les instabilités transitoires ne dépassent pas le nombre d’instabilités acceptées

- Est invalidé si PEP > 8 ou PEP < 5

OU si PEP = 5

ET le compteur (DurationSwitchPeep) dépasse la durée de stabilité

OU si le niveau de pression actuelle (P_ASB) ou le prochain niveau prévu (Rated_P_ASB)

sont supérieurs strictement au niveau de pression basse (P_ASB_low)

OU si le nombre d’instabilités transitoires est trop grand

Règles de conclusion principales (n’appartenant pas aux règles de dérivation des autres objets

présentés) :

Si le diagnostic Advice_SwitchPEEP est établi (valide), alors un nouveau message d’alarme

s’affiche (xpsOut_Advice_SwitchPEEP) signalant ainsi que la procédure est activée,

ANNEXES

183/187

l’inhibiteur d’alarmes (NoAlarm) est désactivé et une nouvelle alarme (NewAlarm) est

activée.

+ Ce module est chargé du stockage de la dernière PEP valide

Règle d’interprétation PEEPinit (Figure A6) du questionnaire Thresholds du catalogue

PhysiologicalContext

Figure A6 : PEEPinit

Il faut distinguer 2 règles pour définir la valeur de la variable PEEPinit

qui stocke la dernière valeur de PEP valide avant décrémentation : une

règle permet de conserver la valeur courante à chaque nouvel

enregistrement et l’autre permet la modification avec la nouvelle valeur

de PEP validée après 60 minutes.

Fonction : Variable mémoire permettant le stockage de la dernière valeur de PEP valide à

laquelle le niveau de PEP actuel revient en cas d’intolérance ventilatoire.

Règle de dérivation :

- Est égale à la valeur de PEP actuelle et validée si le compteur (Duration_SwitchPEEP)

dépasse 60 minutes, ne change pas sinon.

+ Bloc contrôlant le niveau de PEP

Règle d’interprétation RatedPEEP (Figure A7) du questionnaire ResultChannel du catalogue

WorkBench (Figure A3)

ANNEXES

184/187

Figure A7 : Rated_PEEP

Il y a 3 règles pour la gestion de la valeur de PEP : une règle

gère la valeur courante de PEP, une autre concerne la

réinitialisation à la dernière valeur de PEP valide (PEEPinit)

et la dernière gère sa décrémentation.

Fonction : contrôle de la valeur de PEP (décrémente, réinitialise), correspond à la prochaine

valeur de PEP (Rated_PEEP)


- vaut le niveau de PEP courant si le compteur (Duration_SwitchPEEP) est inférieur à 60

minutes

ET la procédure diagnostic Advice_SwitchPEEP est activée.

- vaut PEEPinit (réinitialisation) si il y a une instabilité

ET la procédure Advice_SwitchPEEP est invalidée

- est décrémenté par 1 si le compteur (Duration_SwitcPEEP) a dépassé 60 minutes

ET si la procédure Advice_SwitchPEEP est active. Exception si la dernière valeur de PEP

(PEEPinit) vaut 5.

Ajout d’un symptôme supplémentaire : FiO2

Un symptôme supplémentaire a été ajouté qui n’était pas pris en compte par le

système. Il s’agit de la fraction inspirée d’oxygène.

Il a été ajouté au niveau de HostSettings du catalogue MonitoredSymptoms

ANNEXES

185/187

L’ajout de cette donnée parmi les données utilisables par le système est intéressant

dans la mesure où, outre son utilisation pour le contrôle de la PEP, elle pourra être utilisée

dans des futures applications requérant le niveau de FiO2 comme donnée.

Pour récupérer cette donnée, il a fallu créer toutes les procédures nécessaires au niveau

du logiciel SmartCare+

__________________________

Adaptation de SmartCare+ et SmartPatient

L’hôte tout au long de ce programme, correspond au SmartPatient, utilisé comme banc

de test par défaut.

Changement au niveau de SmartCare+ - La classe HostSettings récupère les paramètres du « ventilateur » ou de l’appareil et possède

des méthodes permettant la lecture de ces paramètres par SmartCare+.

Au niveau de la classe HostSettings du package common.repository, la méthode d’appel a été

surchargée avec les instances de FiO2 et de PEP ainsi définies comme variables d’instances de

la classe :

HostSettings(int the_P_ASB, int the_PEEP, int the_FiO2, int the_myPEEP)

où the_P_ASB est la valeur de pression actuelle réglée sur le « ventilateur », the_PEEP sert à

récupérer la valeur du seuil de PEP maximum (défini ainsi par l’industriel), the_FiO2 et

the_myPEEP sont les valeurs de FiO2 et de PEP courantes du « ventilateur ». Pour les

récupérer, 2 méthodes : get_FiO2() et get_PEEP().

- La classe HostWrapper du package host.access.medibus implémente l’interface entre le

système et le « ventilateur hôte ». Au niveau de cette classe la méthode readhostSettings

permet la lecture des paramètres du « ventilateur ». Il a donc été ajouté à cette méthode de

quoi lire la FiO2 et la PEP.

- La classe Distributor permet le contrôle des paramètres de configuration de l’ « hôte »

ventilateur. Elle appartient au package host.datahandler.nebcr. La méthode

adjustHostSettings y a été modifiée de manière à pouvoir configurer le nouveau niveau de

PEP en faisant appel aux méthodes précédentes. Cela permet donc la récupération de la future

PEP réglée (Rated_PEEP)

int rated_PEEP = theRatedHostSettings.get_myPEEP()

ANNEXES

186/187

- La classe ProblemSolver du package xps.control est la classe générique de contrôle et de

mise en forme de base de connaissance. Elle permet d’interroger la base de connaissance.

Dans la base de connaissance, la variable d’interpretation Duration_SwitchPEEP a été

définie. La méthode getReasonningResult de cette classe permet de récupérer simplement un

résultat (raisonnement) de la base de connaissance et d’avoir accès à la valeur de la variable.

Pour débugger la procédure de contrôle de la PEP, cette classe a été modifiée pour récupérer

la valeur de Duration_SwitchPEEP.

- La classe ProblemSolver du package xps.control.nebcr est dédiée au système de contrôle

automatisé de la ventilation et permet donc le contrôle et l’interrogation de la base de

connaissance. C’est au niveau de cette classe que l’on va récupérer les données du

« ventilateur » ou « simulateur » pour les envoyer vers la base pour interrogation de la

connaissance.

Au niveau de la méthode doDecisionMaking, on va envoyer les données spécifiant à la base à

quelle Question on s’adresse via l’utilisation de la méthode setQuestion. On va donc donner

les valeurs de PEP et de FiO2 du « ventilateur » par

setQuestion(« MF70 »,theActualHostSettings.get_PEEP()) et

setQuestion(« MF410 »,theActualHostSettings.get_FiO2()). D’autre part, toujours au niveau

de la même méthode on va interroger la base en fonction des données envoyées. Ce qui nous

intéresse est la nouvelle valeur de PEP. On va donc effectuer un test de l’existence de

rated_PEEP et récupérer les données et les utiliser via la méthode appropriée.

iResult[3]= (Number) getResoningResult(« MSI990 »)//RatedPEEP

si iResult[3] <>null alors theRatedHostSettings =

new HostSettings(iResult[0].intValue(),iResult[1].intValue(),

theActualHostSettings.get_FiO2(),iResult[3].intValue())//P_Asb, peep max,FiO2, rated_Peep.

Mise à jour de SmartCare+ par rapport à SmartCare

La base de connaissance et le fonctionnement de SmartCare+ sont quelque peu

différents de celui de SmartCare. Ainsi dans SmartCare+, contrairement à SmartCare, si en

phase d’observation ou phase de test de sevrage, la PEP est fixée à une valeur supérieure à 5,

la session, et donc le système, est arrêtée. Cette règle est gênante pour tester le contrôle

automatique de la PEP. Cette fonction d’interférence se situe au niveau de la classe

AbortManager du package host.datahandler.nebcr. Au niveau de cette classe, il a été mis en

commentaire l’incrémentation du compteur d’interférence dans le cas d’une PEP supérieure à

ANNEXES

187/187

5 ; à la place il y a un affichage d’un message de PEP au dessus de la limite haute dans la

console.

SmartPatient

Au niveau du SmartPatient, dans la classe d’interface entre le SmartPatient et le

« ventilateur » SPDevice du package common.test, plusieurs fonctions ont été ajoutées pour le

contrôle de la PEP. Ainsi la méthode setSP_PEEP(int newSC_PEEP) permet de paramétrer le

nouveau niveau de PEP du « ventilateur » du SmartPatient à partir de la nouvelle PEP

délivrée par la base de connaissance via SmartCare+. Les méthodes getSP_PEEP et

getSP_FiO2 permettent de récupérer ces paramètres du « ventilateur » du SmartPatient pour

les envoyer vers SmartCare+.

Documents

Supervision automatique de la ventilation artificielle en soins intensifs