FR 3071398 A1 20190329 FR 1771004 A 20170922 PROCEDE DE SIMULATION D'UNE DYNAMIQUE RESPIRATOIRE D'UN POUMON VIRTUEL, SIMULATEUR VIRTUEL, ENSEMBLE RESPIRATOIRE. DOMAINE Le domaine de l'invention concerne les procédés et systèmes de simulation permettant de former un personnel médical et paramédical notamment aux fins de configurer des appareils d'assistance respiratoire chez des patients donnés. Le domaine de l'invention concerne notamment la modélisation du système respiratoire, d'un poumon virtuel et des modes de ventilation prédéfinis. Le domaine de l'invention traite des simulateurs permettant de générer notamment des tracés de pression et de volume du poumon qui soient fidèles et représentatifs de pathologies connues. ETAT DE L'ART Dans le domaine des procédés et dispositifs d'aide ou d'assistance à la respiration d'un patient atteint d'une pathologie respiratoire donnée, il existe un besoin croissant d'opérer des simulations afin d'éviter les risques que comportent des réglages inadaptés d'équipements dans des situations réelles. A fortiori, les équipements dont les modes de fonctionnement ou les paramétrages constituent un risque lors de leur manipulation par un personnel médical nécessitent qu'un apprentissage de leurs différents modes opératoires soient réalisés en amont. Afin, d'apprendre à faire fonctionner un respirateur et de prendre en main les différents modes de ventilation, des essais et simulations peuvent être réalisées avec des patients afin d'illustrer différents points de fonctionnement et les effets des traitements respiratoires en fonctions des pathologies à adressées. Une des fonctions à simuler est la respiration artificielle du syndrome de détresse respiratoire aigüe. Cela correspond à l'utilisation d'une machine d'assistance ventilatoire qui remplace la fonction du patient qui est défaillante le temps que le traitement causal face effet. Toutefois, cette situation présente un inconfort, voire un danger, pour les patients sollicités 2 Il est donc nécessaire d'apprendre à régler ces machines pour chaque pathologie et d'adapter les réglages à la situation évolutive des patients. Cela correspond à des combinaisons de réglages extrêmement nombreuses et un mauvais réglage peut impacter directement la mortalité. Les effets des réglages du ventilateur par le médecin sur la mortalité des patients en syndrome de détresse respiratoire aigue ont été démontrés pour : ^ la pression motrice ^ le réglage du volume courant ^ le réglage de la pression expiratoire positive 10 ^ la pression transpulmonaire Au bloc opératoire chez des patients anesthésiés sans dysfonction respiratoire, l'optimisation des réglages de la pression expiratoire positive et du volume courant diminue la morbidité respiratoire post opératoire. 15 Afin de limiter les dangers pour les patients, il existe des simulateurs de poumons qui peuvent s'interfacer avec des respirateurs existants afin que le personnel médical puisse s'entrainer ou apprendre à régler les différents modes de fonctionnements. Toutefois, ces simulateurs comportent des inconvénients 20 majeurs : ^ Les modes de simulations d'un poumon sont simplifiés et ne permettent pas d'obtenir un modèle de poumon fidèle au fonctionnement d'un poumon réel. ^ En outre, les différents modes de simulations ne prennent pas 25 en compte une modélisation de pathologies complexes ou de fonctionnements physiologiques particuliers du poumon, par exemple tel que le recrutement alvéolaire. ^ Le poumon artificiel n'est pas compatible avec tous les modes de ventilation et doit faire l'objet d'adaptations particulières au 30 cas par cas. Enfin, les simulateurs de poumons le plus souvent mécaniques sont couteux et ne prennent ne compte en général qu'un nombre limité de profils de patients et de réglages de ventilateur. 3 Des méthodes de modélisation de la mécanique respiratoire sont connues de l'état de l'art. La solution décrite dans le document W09951292 illustre un simulateur de fonctions respiratoires d'un poumon et la prise en compte de mode de ventilation. Cependant cette solution présente l'inconvénient d'une approximation linéaire et d'un modèle simplifié ne permettant pas de simuler sur une large plage de valeurs le fonctionnement d'un poumon. Enfin cette solution ne permet pas de restituer fidèlement une caractéristique majeure du système pulmonaire appelée 'recrutement' liée à la modification 10 du volume alvéolaire chez certains patients assistés par un respirateur. RESUME DE L'INVENTION Le procédé de l'invention permet de résoudre les problèmes précités. 15 L'objectif du procédé de l'invention est de développer une simulation de la fonction thoracique d'un patient permettant ainsi de reproduire les pathologies et les situations critiques qui sont la réalité clinique au lit des patients. Le procédé pourra notamment être mis en oeuvre dans un simulateur comportant un écran interactif de contrôle, par exemple semblable 20 à ceux des ventilateurs du marché, afin que l'opérateur teste les réglages du ventilateur et observe les conséquences de ses choix. L'interface aura pour objectif d'offrir une interaction aux professionnels de santé dans le domaine de la ventilation artificielle. L'enseignement médical des pathologies respiratoires pourra pour une 25 grande partie devenir totalement virtuel et ne plus nécessiter la mobilisation d'équipements couteux et limités dans leurs fonctionnements et interactions. Selon un premier aspect, l'invention concerne un procédé de simulation d'une dynamique respiratoire d'un poumon virtuel à partir d'un 30 modèle de poumon virtuel et d'au moins un mode de ventilation, caractérisé en ce que le procédé comprend : ^ Une première configuration du modèle du poumon virtuel, ledit modèle comprenant : 4 o Une relation fonctionnelle non linéaire entre un volume du poumon virtuel instantané et une pression du poumon virtuel instantanée ; o Un premier paramétrage de la fonction non linéaire ; ^ ladite première configuration comprenant la détermination des paramètres suivants : o une dynamique maximale correspondant à une capacité donnée d'admission en air du poumon virtuel ; ^ une seconde configuration d'un modèle d'un système respiratoire 10 virtuel comportant une relation fonctionnelle entre : o d'une part, un débit d'air inspiré ou expiré par un patient virtuel et ; o d'autre part, au moins une pression considérée (P) dans le circuit respiratoire ; 15 ^ ladite seconde configuration comprenant la détermination d'une donnée caractéristique d'une résistance ventilatoire d'un patient virtuel ; ^ une troisième configuration d'au moins un mode de ventilation comprenant la détermination d'au moins un cycle respiratoire 20 virtuel comportant au moins une phase d'expiration et une phase d'inspiration, lesquelles phases étant associées à une condition d'évolution soit du débit d'air expulsé et/ou inspiré (Q), soit de la pression de sortie, caractérisé en ce que : 25 ^ la première configuration comporte, en outre, une détermination : o un facteur correctif d'un volume d'admission, dit facteur de recrutement, ^ le procédé comporte une génération d'au moins une courbe représentant un tracé de la pression au sein du poumon virtuel en 30 fonction du volume du poumon virtuel à partir du modèle de poumon virtuel paramétré, du modèle du système respiratoire paramétré et d'un mode de ventilation prédéfini. Selon un mode de réalisation, la première configuration comporte : 5 o d'une pression d'inflexion correspondant au point d'inflexion de la fonction non linéaire et ; o de la pente de la fonction non linéaire au point d'inflexion; Selon un mode de réalisation, la relation fonctionnelle entre le volume du poumon virtuel instantané et la pression du poumon virtuel instantanée est de type sigmoïde. Selon un mode de réalisation, le facteur de recrutement est déterminé en fonction d'un modèle de recrutement comportant un coefficient 10 de recrutement paramétrable et dépendant d'une valeur prédéfinie d'une pression de base virtuelle introduite en entrée du poumon virtuel. Selon un mode de réalisation, le facteur de recrutement comporte : ^ un premier terme qui est une fonction de la pression de base 15 virtuelle introduite dans le poumon virtuel ; ^ un second terme qui est une fonction de la pression d'air virtuel dans le poumon virtuel et de la pression de base virtuelle. Selon un mode de réalisation, le facteur de recrutement s'exprime 20 par une relation linéaire avec la pression dans le poumon : K=G + C2.PP, Où, Cl et C2 sont des fonctions de la pression de base PPEP. Selon un mode de réalisation, le modèle du système respiratoire comprend : 25 ^ la pression considérée du circuit respiratoire est une pression résultante correspondant à la pression dans les voies respiratoires en sortie du poumon virtuel, appelée pression de sortie, à laquelle est soustraite une pression interne au poumon virtuel, la pression interne du poumon virtuel comprenant une pression musculaire et 30 la pression à l'intérieur du poumon; ^ la relation fonctionnelle entre le débit d'air inspiré ou expiré et la pression résultante est linéaire, le coefficient de linéarité correspondant à la donnée caractéristique de la résistance ventilatoire du patient virtuel. 6 Selon un mode de réalisation, la pression musculaire est déterminée en fonction d'un modèle d'adaptation respiratoire comportant un coefficient d'adaptation pondérant la valeur de ladite pression musculaire et déterminé en fonction de l'évolution d'une valeur d'un paramètre cible à 5 atteindre. Selon un mode de réalisation, le paramètre cible à atteindre est un volume cible du poumon virtuel à atteindre. Selon un mode de réalisation, le mode de ventilation est un premier mode comportant une phase d'inspiration du cycle respiratoire 10 configurée avec un débit d'air constant. Selon un mode de réalisation, le mode de ventilation est un second mode comportant une phase d'inspiration du cycle respiratoire configurée avec une pression de sortie constante. Selon un mode de réalisation, le mode de ventilation est un 15 troisième mode comportant une phase d'inspiration du cycle respiratoire configurée avec une pression de sortie constante et dont la phase est engagée consécutivement à la détection d'un seuil de pression de sortie dépassant un seuil de pression prédéfini. Selon un mode de réalisation, le mode de ventilation est un 20 quatrième mode comportant une phase d'inspiration du cycle respiratoire configurée avec une pression de sortie proportionnelle à une consigne, ladite consigne étant produite par la mesure d'un paramètre physiologique, ledit paramètre physiologique étant : ^ une pression du patient, ou ; 25 ^ un signal électrique représentatif d'un effort musculaire respiratoire. Selon un mode de réalisation, une étape de discrétisation temporelle du modèle du poumon virtuel et du modèle du système respiratoire est calculée pour au moins un mode de ventilation donné en 30 considérant au moins une première phase respiratoire dans laquelle le débit d'air expulsé et/ou inspiré est constant et/ou une seconde phase respiratoire dans laquelle le la pression de sortie du système respiratoire est constante. Selon un mode de réalisation, lors d'une phase respiratoire pendant laquelle la pression de sortie PAW est considérée comme constante, 35 l'étape de discrétisation comprend une approximation d'une valeur 7 maintenue constante de la pression musculaire entre deux échantillons de la discrétisation. Selon un autre aspect, l'invention concerne un produit programme d'ordinateur comprenant des instructions qui, lorsque le programme est 5 exécuté par un calculateur, conduisent celui-ci à mettre en oeuvre le procédé de l'invention. Selon un autre aspect, l'invention concerne un support d'enregistrement lisible par ordinateur comprenant des instructions qui, lorsqu'elles sont exécutées par un calculateur, conduisent celui-ci à mettre 10 en oeuvre le procédé de l'invention. Selon un autre aspect, l'invention concerne un simulateur virtuel comportant au moins une interface pour configurer la première, la seconde et la troisième configurations du procédé de simulation, la dite au moins une interface étant définie dans un même équipement portable. L'équipement 15 portable peut être une tablette numérique ou un téléphone intelligent connu sous le nom de smartphone. Selon un autre exemple, l'équipement est un ordinateur. Selon un autre aspect, l'invention concerne un ensemble 20 respiratoire comportant : ^ un dispositif intermédiaire de ventilation (DISPO_INT VENT) destiné à coopérer mécaniquement avec un système de ventilation d'un respirateur (RESP) destiné à assister un patient ; ^ un poumon virtuel (VIRTp) selon l'invention générant des 25 consignes numériques correspondant à une pression de sortie (PAw) d'un système respiratoire virtuel et un débit d'air sortant (Q) selon un cycle respiratoire prédéfini, le poumon virtuel (VIRTp) et le cycle respiratoire étant configurés selon le procédé de l'invention, lesdites consignes numériques commandant le dispositif 30 intermédiaire de ventilation. BREVE DESCRIPTION DES FIGURES D'autres caractéristiques et avantages de l'invention ressortiront à 35 la lecture de la description détaillée qui suit, en référence aux figures annexées, qui illustrent : 8 ^ figure 1 : un schéma de principe des principaux modèles et interfaces permettant la mise en oeuvre d'un mode de réalisation du procédé de l'invention ; ^ figure 2: un tracé d'une courbe générée selon un mode de 5 réalisation du procédé de l'invention liant la pression du poumon et le volume de ce dernier ; ^ figure 3 : un exemple d'interface d'un simulateur de l'invention. ^ figure 4 : un exemple de modèle d'un système respiratoire virtuel conçu par analogie avec la loi d'Ohm ; 10 ^ figure 5: un exemple de poumon virtuel s'interfaçant avec un dispositif intermédiaire configuré pour coopérer mécaniquement avec un respirateur. DESCRIPTION 15 La figure 1 illustre les différents éléments permettant de mettre en oeuvre un mode de réalisation de l'invention. Différents modèles de données peuvent être utilisés aux fins de modéliser les comportements et évolutions d'un poumon virtuel, d'un système respiratoire et d'un ventilateur virtuel. Chaque modèle peut être 20 configuré indépendamment les uns des autres. Un objectif est de fournir une modélisation fidèle d'une assistance respiratoire réelle d'un patient. Cette modélisation offre un outil pour former un personnel susceptible d'établir des rapprochements entre des courbes d'évolution de la respiration de patients virtuels et de pathologies. En outre, l'invention permet de se familiariser avec 25 des équipements dédiés à l'assistance respiratoire d'un patient et des effets des différents modes de ventilation. Modèle du poumon Un modèle de poumon MODE permet de définir un poumon virtuel, 30 c'est-à-dire le fonctionnement d'un poumon en prenant en compte différentes données permettant de configurer le modèle. Il peut s'agir de données de patient relatives à son âge, sa corpulence, son sexe, etc. et/ou de données de pathologies relatives à un volume expiré maximal, un volume résiduel dans le poumon, une capacité pulmonaire, une compliance (élasticité du 35 poumon) etc. 9 Le modèle du poumon est noté MODE sur la figure 1. Il est notamment principalement caractérisé par une courbe notée Vpf(Pp) qui est une fonction non linéaire définissant l'évolution du volume du poumon Vp en fonction de la pression Pp à l'intérieur de ce dernier. Selon un mode de 5 réalisation, cette courbe est non linéaire. Selon une première variante elle peut être de type sigmoïde telle que représentée à la figure 2. Selon une autre variante, elle peut être approchée par une fonction polynomiale (non représentée). Un avantage de la méthode de l'invention est de prendre en compte une relation entre la pression et le volume V=f(P) fidèle à un 10 fonctionnement d'un poumon réel. Le procédé permet de prendre en compte une courbe non linéaire du fait de la résolution par une discrétisation du problème à résoudre ci-après décrite. Dans le mode de réalisation d'une courbe de type sigmoïde, cette courbe est obtenue à partir de l'équation [1] suivante : 15 Vpf(PP) = K.Vs / (1 ±e-cs.(p-Es)) + A [1] Où: ^ PE est la pression dans le poumon à l'instant t, également note P(t) ; ^ K est un facteur qui est déduit d'un modèle de recrutement, dit facteur 20 de recrutement. Il peut être considéré comme un facteur correctif d'un volume d'admission. ^ Cs représente la valeur de la pente de la courbe sigmoïde au point d'inflexion P. Elle peut être par exemple exprimée en fonction de Vs. ^ Vs représente la valeur de la dynamique maximale considérée pour un 25 poumon donné, c'est-à-dire un volume admissible d'air calculé entre un point de repos et une valeur de volume atteignable du poumon pendant la phase d'inspiration. ^ « A » représente une constante donnée calculée en fonction d'au moins une donnée liée au patient. 30 Selon un mode de réalisation, A est déterminé en fonction des valeurs des paramètres de Ps, Cs et de Vs. Selon un mode de réalisation, la constante « A » peut être une fonction du coefficient k, par exemple dans une relation linéaire, une relation de type second degré ou troisième degré. 35 -10 Un avantage d'un tel modèle est de représenter une relation liant le volume et la pression du poumon qui soit fidèle au comportement d'un poumon réel. La courbe de type sigmoïde permet d'obtenir une bonne fidélité. Un inconvénient résolu par le modèle du poumon virtuel de 5 l'invention est celui l'imprécision que pourrait générer un modèle linéaire fi dont un exemple de courbe linéaire par morceaux dans différentes zones de pression est également représenté à la figure 2. Selon un mode de réalisation, des paramètres définissant le profil et le tracé de la fonction non linéaire peuvent simplement définis par un 10 opérateur à partir d'une interface. Les coordonnées du point d'inflexion au point Ps, la valeur de la dynamique maximale et la pente au point d'inflexion de la courbe linéaire suffisent à caractériser un tracé de la fonction non linéaire, notamment de type Sigmoïde. Cette possibilité offre un avantage lors de la définition du modèle du poumon MODp. 15 Sur la figure 2, l'axe des abscisses représente la pression, tandis que l'axe des ordonnées représente le volume. La courbe linéaire f1 est représentée par morceaux dans trois zones Z1, Z2 et Z3. La courbe de type sigmoïde Vpf(PP)' est également représentée 20 dans les trois zones. Les zones extrêmales Zi et Z3 présentent des écarts entre une courbe de type sigmoïde Vpf(Pp)1, également notée Vpf(Pp)1 sur la figure 1, et une courbe linéaire fi. Or, il est connu que la relation liant la pression P au volume V d'un poumon forme un « S » dont une meilleure approximation 25 peut être une sigmoïde. Un problème est que cette fonction est difficile à résoudre pour un modèle dynamique. De ce fait, les approximations linéaires permettent une approximation raisonnable. Toutefois, il apparait qu'avec une telle modélisation linéaire, il devient particulièrement difficile de prendre en compte une grande variété de profils de patients dans le modèle, en outre un 30 modèle linéaire serait moins précis dans la reproduction fidèle d'un fonctionnement d'un poumon. Le modèle du poumon virtuel modélisant une fonction mathématique de type sigmoïde est donc plus fidèle à un fonctionnement d'un poumon réel normal ou pathologique à partir d'une modélisation de l'invention. Il permet donc de générer une meilleure 35 simulation du fonctionnement d'un poumon. La zone centrale Z2 présente également un écart entre la courbe de type sigmoïde Vpf(PE)1 et la courbe linéaire fi. Par ailleurs, la courbe de l'invention Vpf(PP)' permet de définir précisément la position d'un point d'inflexion Ps, le point Ps étant un point caractéristique de la courbe de type sigmoïde. Un avantage est de pouvoir prendre en compte une appréciation d'un volume résiduel dans le poumon au point neutre de la respiration en proportion d'un volume total. Le point neutre est le point de repos en fin d'expiration, c'est-à-dire lorsqu'il y a une pression de base imposée par le 10 respirateur, le point PEP(PPEP, VPEP). Ici différents types de patients peuvent être modélisés en considérant qu'au point neutre de la respiration un sur-volume ou une surpression d'air est présente dans le poumon. Le procédé de l'invention permet de prendre en compte différents paramétrages d'une courbe Vf(P), notamment des courbes où la pression Ps 15 au point d'inflexion est différente de O. La valeur de la pression Ps permet notamment de configurer pour un patient donné un type de modèle de poumon. Par défaut cette valeur peut être déterminée dans un fichier de configuration sur la base d'un ensemble de valeurs prédéfinies et correspondantes à des profils prédéfinis. 20 Pour une approximation linéaire dans la zone centrale Z2, il n'est pas possible de définir la position exacte du point d'inflexion Ps et donc il en résulte une impossibilité de configurer un modèle d'un poumon virtuel prenant en compte cette donnée. Un avantage de la définition d'un point d'inflexion Ps de la 25 sigmoïde est de pouvoir paramétrer dans le modèle du poumon virtuel MODE une donnée relative à un point neutre de respiration selon une typologie de patient ou de pathologie. - Modèle de recrutement 30 Selon un mode de réalisation de l'invention, le procédé de l'invention comporte un paramétrage possible d'une donnée de recrutement alvéolaire K afin de définir un modèle de poumon virtuel MODE enrichi et qui soit représentatif de certaines pathologies respiratoires responsables de collapsus alvéolaire. -12- La donnée de recrutement peut être déterminée par un modèle de recrutement MODR représentatif du phénomène physiologique qu'il induit. Le recrutement consiste à réouvrir des territoires pulmonaires collabés dans le but de rendre plus homogène la ventilation. Ce recrutement est obtenu par l'ensemble des réglages qui permettent d'augmenter la pression dans le système respiratoire. Cette modélisation peut être activée ou non à partir d'une interface de commande du simulateur lorsque les paramètres « patients » sont définis. 10 Le recrutement entraine une augmentation ou une diminution de la pente de la courbe Vf(P), ladite pente étant appelée « compliance » du poumon. Le recrutement peut être modélisé par un facteur K dont l'expression est définie par la relation suivante : k = C1 + C2.P [2] 15 Cette relation peut faire intervenir la pression calculée en différents endroits. Ainsi, P peut être la pression pulmonaire PP, la pression en sortie du système respiratoire PAW ou la pression de base PPEP. Selon un mode de réalisation, Ci et/ou C2 sont déterminés en fonction de la pression de base PPEP. 20 où ^ Ci et C2 représentent des coefficients de recrutement pouvant être normalisés en fonction de valeurs prédéfinies. Par exemple, ils peuvent être normalisés pour un patient normal, c'est-à-dire un poumon sain d'un individu moyen, taille et âge moyen. 25 - PPEP représente la pression d'air minimale imposée par un ventilateur virtuel en entrée du système respiratoire, c'est-à-dire à une entrée du poumon virtuel. Cette pression PPEP peut être paramétrée afin de fournir une aide à la respiration pour certains patients afin d'assurer dans le cycle respiratoire une pression minimale. 30 Elle vise à prendre en compte le fonctionnement d'un ventilateur réel et également un phénomène physiologique lié à son application. Le phénomène de recrutement qui est un phénomène physiologique peut provenir pour une partie de l'application de la pression -13- PPEP. Cette contribution au phénomène de recrutement peut être modélisée en prenant en compte la valeur de la pression PPEP lorsqu'elle est imposée. K peut s'écrire également ainsi : K = ki + k2 Un premier facteur ki de recrutement désigne la proportion de s recrutement qu'on associe à l'application de la pression PPEP. Selon un mode de réalisation, le terme ki peut être une fonction linéaire de la pression PPEP. Selon un autre mode de réalisation, kl est peut-être une fonction polynomiale de de la pression PPEP. Il s'agit de la proportion dans le coefficient K de recrutement induite par l'application de la pression 10 PPEP. Un second terme de recrutement k2 désigne une proportion de recrutement qu'on associe à l'admission d'air supplémentaire dans le poumon du fait de l'application de la pression dans le poumon qui entraine 15 une ré ouverture d'une partie des territoires pulmonaires collabés du fait du recrutement alvéolaire. Ce phénomène de recrutement supplémentaire est la conséquence d'un double phénomène : l'air inspiré augmente la pression mais réouvre aussi certaines alvéoles et augmente la capacité pulmonaire ce qui entraine une diminution locale de la pression. Ce terme de recrutement 20 correspond au changement de volume induit par la respiration et donc par la surpression vis-à-vis de la pression PPEP. Selon un mode de réalisation, le second terme k2 est une fonction de la pression d'air virtuel PP ou du volume d'air Vp dans le poumon virtuel et de la pression de base PPEP virtuelle ou de son volume associé VPEP. 25 Les courbes Vpf(Pp)2 et Vpf(Pp)3 de la figure 2 illustrent les conséquences de la prise en compte des facteurs de recrutement : un changement de pente et une translation de la courbe par rapport à la courbe Vpf(Pp)1 qui ne prend pas en compte du phénomène de recrutement. Ceci est illustré par l'évolution de la position des points d'inflexion de chaque 30 courbe au point Ps2 et Ps3. Il s'agit là d'un phénomène de recrutement induit par la mécanique respiratoire. Ce terme est pris en compte dans un certain type de poumon virtuel qui dépend du profil {patient ; pathologie} dont on souhaite simuler le fonctionnement. -14- Le terme k2 du recrutement K est la partie induite par la modification de la capacité instantanée du poumon virtuel. Elle peut être modélisée par une fonction linéaire de la pression P et prendre également en compte un coefficient faisant intervenir la pression de base PPEP, par exemple par une fonction également linéaire. Un avantage du modèle de poumon virtuel de l'invention provient donc de la capacité à modéliser le phénomène de recrutement et donc à étendre la modélisation de pathologies et de patients. Les courbes Vpf(P)2, Vpf(P)3 représentent des sigmoïdes obtenues 10 pour des sujets faisant du recrutement. La valeur absolue du facteur de recrutement K est modifiée pour être supérieure à 1. Le modèle du poumon MODE virtuel varie donc en fonction du modèle de recrutement MODK appliqué comme l'illustre la figure 2. Le phénomène de recrutement peut entrainer une augmentation 15 de la capacité pulmonaire mais également une diminution de la capacité pulmonaire, par exemple lorsque le facteur de recrutement K est inférieur à zéro. Interface, configuration du modèle du poumon 20 Selon un mode de réalisation, l'invention comprend un paramétrage du modèle du poumon. A cet effet, une interface spécifique INTip peut être conçue afin de régler les différentes valeurs des paramètres du modèle du poumon MODE. Cette interface permet de définir des paramètres de la courbe 25 Vf(P) dont notamment la pente au point d'inflexion C, la capacité maximale du poumon Vs, la pression au point d'inflexion Ps. Selon un autre mode de réalisation, les paramètres peuvent être chargés dans le simulateur à partir d'un fichier de configuration. Le fichier peut être transféré ou directement édité dans le simulateur. 30 Des valeurs par défaut normalisées peuvent être prédéfinis pour correspondre par exemple à un sujet saint, c'est à dire sans pathologie déclarée et/ou un sujet référence qui est représentatif d'un nominal d'un sujet moyen de la population. La pression PPEP d'un respirateur virtuel peut être définie. -15- Enfin, le modèle de recrutement MODK peut être complétement défini, notamment par la détermination des deux facteurs de recrutement ki ou k2 ou par les deux facteurs de la relation linéaire précédemment définie Ci et C2 . Le recrutement K est également une fonction de la pression dans le poumon PP, toutefois la relation pourrait être également écrite avec la pression P calculée en un autre point du système par exemple PAW. Les fonctions SELECT CONFp et SELECT CONFR permettent de prendre en compte la valeur d'un paramètre et de l'injecter dans le modèle. 10 Ces fonctions peuvent être réalisées au moyen de valeurs prédéfinies, d'un menu déroulant ou encore d'un champ de saisie. Les données peuvent être saisies à partir d'une interface tactile, par exemple une tablette numérique ou un téléphone intelligent plus connu 15 sous le nom de « Smartphone ». Les données saisies sont utilisées par un calculateur MC afin de générer avec les autres paramétrages une courbe Vpf(P) ou encore d'autres tracés permettant de suivre l'évolution d'un paramètre lié à la respiration 20 Modèle du système respiratoire du poumon Selon un mode de réalisation de l'invention, un modèle d'un système respiratoire MODR virtuel peut être défini notamment par un paramétrage de valeurs définissants certaines conditions numériques du modèle MODR. 25 Le modèle d'un système respiratoire virtuel est défini par la relation suivante : PAw-Pmus = R-Q + PP [3] Où : 30 ^ PAW est la pression en sortie du système respiratoire d'un patient virtuel, c'est-à-dire la pression mesurée par un respirateur virtuel connecté en théorie à un poumon. La pression PAW prend en compte la pression du système respiratoire et la pression issue des tuyaux physiologiques jusqu'à l'entrée du respirateur. -16 - Pmus est la pression musculaire du poumon. Elle correspond à la pression musculaire générée par un effort musculaire du poumon d'un patient pour respirer. - Q est le débit d'air expulsé ou inspiré en sortie du système respiratoire 5 d'un patient virtuel. - PP est la pression dans le poumon. - R est une résistance ventilatoire. Elle peut correspondre à la somme de la résistance du patient et de la résistance du respirateur. La résistance du système ventilatoire artificiel du respirateur prend, par 10 exemple, en compte celle des tubes, des valves, et tout accessoire de respiration présent dans le circuit de ventilation. On parle de pression interne Pi pour désigner la pression du poumon PP et la pression musculaire Pmus. 15 Ainsi, le débit Q multiplié par la résistance respiratoire peut être vu comme une résultante entre la pression de sortie PAW et la pression interne. R.Q = PAW - Pi Le modèle est établi par analogie à la loi d'Ohm. La figure 4 représente un schéma d'un circuit électrique dont le calcul de la différence de potentiels aux 20 bornes permet de déduire une relation entre le courant I, la résistance R, une capacité C et ladite différence de potentiels. Par analogie, la résistance R peut être assimilée à la résistance respiratoire R (même notation), le courant I au débit d'air Q, la capacité à la pression pulmonaire instantanée Pp(t) et la différence de potentiels à la différence de pressions aux deux points 25 extrémaux du système respiratoire PAW -Pmus à la différence de potentiels du circuit. Un point extrêmal peut être considéré comme le muscle du poumon et l'autre point comme la sortie du système respiratoire. On connait également les relations liant le débit et le volume, puisque le débit d'air Q est une dérivée du volume V par rapport au temps t : 30 Q = dV/dt [4] Et la relation définie précédemment [1] : Vpf(PP) = K.Vs / (1 ±e-Cs.(P-Ps)) + A [1] peut donc s'exprimer de différentes manières selon la pression considérée, 35 PAW, Pmus, ou toute autre pression pouvant être mesurée dans le circuit -17- respiratoire du fait de la relation [3] qui lie la pression dans le poumon PP à une pression PAW ou Pmus. D'une manière générale, on pourra évoquer dans la présente description la relation Vpf(P), pour signifier que le volume du poumon Vp peut être une fonction d'une pression mesurée à un point donné 5 du circuit de ventilation. On parlera plus généralement d'une relation Vf(P) pour caractériser un modèle d'un poumon. Un avantage du modèle respiratoire de l'invention est de prendre 10 en compte la pression musculaire Pmus. L'invention s'appuie également sur une modélisation de la résistance respiratoire de profils de patients selon leur(s) pathologie(s), leur âge, leur sexe, etc. Selon un mode de réalisation, le modèle du système respiratoire de l'invention prend en compte une modélisation dynamique de la pression 15 musculaire Pmus. Cette modélisation peut être activée ou non à partir d'une interface de commande du simulateur. Selon un mode de réalisation, un fichier de configuration peut être préparé à distance ou directement sur le simulateur pour être exploité par le calculateur du simulateur lors de la génération des courbes, notamment de Vp=f(Pp) et/ou VAw=f(PAw). 20 - Modèle de pression musculaire Pmus Un avantage de l'invention est de prendre en compte un modèle fidèle de la pression musculaire d'un patient qui serait assisté par un respirateur. Un avantage est de rendre compte plus précisément de 25 phénomènes survenant réellement auprès de patients réels en reconstituant un couple {patient virtuel ; respirateur virtuel} qui puisse être configuré selon un paramétrage donné. Lorsqu'un patient est assisté par un respirateur, il peut diminuer son effort musculaire pour respirer, notamment dans certaines conditions 30 relatives à un profil de patient donné et/ou une pathologie donnée. Afin de rendre compte de ce phénomène, une grandeur peut être régulée pour pondérer une valeur Pmus représentative de certains cas. Selon un mode de réalisation, la valeur pondérée est un taux de gaz, qui peut être par exemple le dioxyde de carbone assimilé par unité de 35 volume. Selon un autre exemple la valeur pondérée peut être un taux -18- d'oxygène. La définition de cette variable à réguler permet de prendre en compte le fait que le patient ajuste sa pression musculaire Pmus pour se garantir un volume.minute-1 donné de gaz, noté Vcible. Selon d'autres modes de réalisation, la pression musculaire Pmus 5 peut être définie selon une autre variable à réguler. Selon un mode de réalisation, l'expression de la pression musculaire pondérée peut s'exprimer ainsi : Pmus(t) = (1 + a(t)) [5] 10 Où : ^ est une courbe de pression théorique. ^ a(t) est un coefficient d'adaptation qui définit le modèle de pression musculaire MODA, notamment représenté à la figure 2. 15 Lorsque a(t)) est positif, le patient augmente son effort musculaire pour atteindre le volume Vcible alors que lorsque a(t)) est négatif le patient réduit son effort musculaire pour atteindre le volume Vcible. Le paramètre Vcible est une consigne physiologique virtuelle qui simule un phénomène réel, 20 notamment le fait patient réel asservit son effort musculaire pour avoir un certain volume.minute-1 donné. Ainsi, le modèle de la pression musculaire de selon un aspect de l'invention permet d'offrir un modèle riche du poumon et de la dynamique respiratoire. 25 Pendant le cycle respiratoire ou à la fin de chaque cycle respiratoire, le calcul du volume du poumon peut être exprimé en 15-1 et peut être décrit ainsi : VAW-LOCAL = VAW fresp [6] 30 Où : ^ fresp est la fréquence de respiration Une telle écriture permet de calculer de proche en proche, en discrétisant la relation [6], le moment où on s'approche du volume cible Vcible. -19 Le calcul de VAW-LOCAL est effectué puis est comparé au volume Vcible. En discrétisant la relation [6] entre deux instants différents, on obtient : a (n) = a (n-1) + ,.aPmus (Vncible - Vnlocal)/ Vncible [7] 5 Où : ^ f .aPmus est un facteur d'adaptation, ce dernier permet de prendre en compte dans la modélisation la vitesse de convergence vers le volume cible Vcible. Ainsi, plus la valeur du facteur d'adaptation fapmus est grande plus la convergence vers Vcible est lente. 10 Lorsque Vncible = Vnlocal, on a bien a (n) = a (n-1) Un avantage de la prise en compte du modèle de la pression musculaire Pmus est de simuler des cas, grâce au procédé de simulation de 15 l'invention, liés à certaines pathologies ou certains profils de patient dans laquelle ou lesquels le respirateur induit une modification de la pression musculaire. Par ailleurs certains modes de ventilation spontanée estiment Pmus pour délivrer une assistance respiratoire. Le procédé de l'invention ainsi que le simulateur permet donc de rendre compte d'une grande variété de 20 modes de ventilation grâce notamment à la modélisation de Pmus. Ainsi un tel respirateur peut illustrer de nombreux profils de patients et de situations différentes tout en offrant une simulation la plus fidèle qui soit vis-à-vis de cas réels. Les données du modèle de pression musculaire f .aPmus et Vcible, 25 ainsi que la résistance respiratoire R peuvent être saisies à partir d'une interface tactile, par exemple une tablette numérique ou un téléphone intelligent plus connu sous le nom de « Smartphone ». Selon un autre exemple, les données peuvent être saisies dans un fichier de configuration afin d'être enregistré dans une mémoire du simulateur. Les données saisies 30 sont utilisées par un calculateur MC afin de générer avec les autres paramétrages une courbe Vpf(Pp) prenant en compte le modèle respiratoire de l'équation [3]. Respirateur virtuel - 20 - Selon un mode de réalisation, le procédé de l'invention comprend la modélisation d'un respirateur virtuel et donc de différents modes de ventilation pouvant être configurés. Le respirateur virtuel peut être assimilé à un choix d'un mode de 5 ventilation donné. - VCmode Selon un mode de réalisation, un premier mode de ventilation VCmode peut être configuré. Ce mode est un mode contrôlé en volume par un respirateur virtuel permettant de reproduire le fonctionnement d'un 10 respirateur réel dans lequel le contrôle peut être effectué en réglant le volume en entrée. Ce mode comprend différentes phases correspondantes chacune à un moment donné du cycle respiratoire. Une première phase d'insufflation est modélisée en définissant 15 une insufflation à débit constant dans laquelle Q = Q0. Cette phase est pilotée par un volume à atteindre VCE qui peut être configuré lors du paramétrage du mode VCmode. Une seconde phase, optionnelle, de pause inspiratoire est modélisée en définissant une insufflation à débit constant dans laquelle Q = 20 0. Cette phase permet de mesurer des valeurs de pression télé inspiratoire de plateau P . Plateau. Cette phase permet dévaluer la pression alvéolaire du système respiratoire La durée de cette phase peut être définie par exemple lors du paramétrage du mode VCmode. Une troisième phase d'expiration libre est modélisée par la 25 détermination d'une pression en sortie PAW du système respiratoire choisie comme constante. Lorsque la pression en sortie du système respiratoire est imposée par le respirateur virtuel, elle est égale à la pression PPEP. Une quatrième phase, optionnelle, de pause respiratoire correspondante à la fin de la phase d'expiration est modélisée par un débit 30 constant nul, Q = 0. La durée de cette quatrième phase peut être définie dans la configuration du mode VCmode. La seconde et quatrième phases sont optionnelles et peuvent être mise en oeuvre ou non par le procédé de simulation de l'invention. Un avantage est de ces étapes optionnelles est de permettre d'effectuer des 35 mesures en temps réel. En outre, ces phases permettent de décomposer le - 21 - cycle respiratoire de manière claire afin de visualiser des phénomènes simulés par exemple à des fins de formation. La seconde phase et la quatrième phase peuvent être configurées de sorte que la valeur de la consigne relative à la fréquence respiratoire FR 5 soit fixe. Selon un mode de réalisation, la configuration du VCmode comprend la définition des paramètres suivants : ^ Fr : fréquence respiratoire exprimée en cycle / min ; ^ Q : débit exprimé en litre par minute ; 10 ^ VCE : volume à insuffler en ml ^ PPEP : valeur de la pression PPEP de base imposée par le respirateur virtuel. Selon une variante de réalisation, le mode VCmode peut être configuré avec un trigger se déclenchant sur un seuil de pression donné ou 15 un seuil de débit donné, par exemple, si Pmus est différent de zéro. La condition pour trigger peut être par exemple exprimée ainsi : ^ 1,8,PAwl > seuili, ou ; - 1,84 > seuil2. Un avantage de ce mode est de simuler une assistance 20 respiratoire minimale rythmée par le cycle respiratoire quels que soient les écarts d'efforts musculaires du patient. - PCmode Selon un mode de réalisation, un second mode de ventilation 25 PCmode peut être configuré. Ce mode est un mode contrôlé en pression par un respirateur virtuel permettant de reproduire le fonctionnement d'un respirateur réel dans lequel le contrôle peut être effectué en réglant la pression en entrée. Ce mode comprend différentes phases correspondantes chacune 30 à un moment donné du cycle respiratoire. Une première phase d'insufflation est modélisée en définissant une insufflation à pression constant dans laquelle PAW = PAWO. Cette phase est pilotée par un volume à atteindre VCE qui peut être configuré lors du paramétrage du mode VCmode. -22- Une seconde phase de pause inspiratoire est modélisée en définissant une insufflation à débit constant dans laquelle Q = O. Cette phase permet de mesurer des valeurs de pression télé inspiratoire de plateau PPlateau. Cette phase permet dévaluer la pression alvéolaire du système 5 respiratoire. La durée de cette phase peut être définie par exemple lors du paramétrage du mode PCmode. Une troisième phase d'expiration libre est modélisée par la détermination d'une pression en sortie du système respiratoire PAW choisie comme constante lorsqu'elle est appliquée. La respiration du patient est 10 laissée libre. Lorsque la pression en sortie PAW du système respiratoire est imposée par le respirateur virtuel, elle est égale à la pression PPEP. Une quatrième phase de pause respiratoire correspondante à la fin de la phase d'expiration est modélisée par un débit constant nul, Q = O. La durée de cette quatrième phase peut être définie dans la configuration du 15 mode VCmode. La seconde et la quatrième phases sont optionnelles et peuvent être mise en oeuvre ou non par le procédé de simulation de l'invention. Un avantage de ces étapes optionnelles est de permettre d'effectuer des mesures en temps réel. En outre, ces phases permettent de décomposer le 20 cycle respiratoire de manière claire afin de visualiser des phénomènes simulés par exemple à des fins de formation. Selon un mode de réalisation, la configuration du PCmode comprend la définition des paramètres suivants : - Ti : temps d'inspiration, exprimé en secondes ; 25 - Fr : fréquence respiratoire exprimée en cycle / min ; - Pc+ : pression à imposer par le respirateur virtuel en plus de la pression de base PPEP ; a PPEP : valeur de la pression PPEP de base imposée par le respirateur virtuel. 30 Selon une variante de réalisation, le mode PCmode peut être configuré avec un trigger se déclenchant sur un seuil de pression donné ou un seuil de débit donné, par exemple, si Pmus est différent de zéro. La condition pour trigger peut être par exemple exprimée ainsi : - 1,8,PAwl > seuili, ou ; 35 - 'MI > seuil2. - 23 - Un avantage de ce mode est de simuler une assistance respiratoire minimale rythmée par le cycle respiratoire quel que soit les écarts d'efforts musculaires du patient. 5 - VSAlmode Selon un mode de réalisation, un troisième mode de ventilation VSAlmode peut être configuré. Ce mode est un mode contrôlé par la détection d'une ventilation spontanée chez le patient. A cet effet un déclencheur d'évènement, connu sous le nom de trigger, est configuré pour enclencher 10 un mode de fonctionnement du respirateur virtuel selon une étape donnée du cycle respiratoire. Ce mode est particulièrement intéressant lorsqu'il est utilisé avec un patient réalisant un effort de respiration spontanée, par exemple lorsqu'il n'est pas anesthésié en apnée ou lorsqu'il est en capacité de réaliser un 15 effort respiratoire. Après la détection d'un volume d'air inspiré par minute, c'est-à-dire un débit donné Qi, un premier Trigger Tr+ est généré, un volume d'air théorique est alors émis par le respirateur virtuel qui est configuré pour arrêter une pression constante Pc+ dans la phase correspondante à 20 l'insufflation. La pression constante est paramétrée, elle est notée Pc+ et elle correspond à la pression insufflée en plus de la pression PPEP. Dans ce cas, le respirateur virtuel contrôle en pression l'air échangé. Ce mode comprend différentes phases correspondantes chacune 25 à un moment donné du cycle respiratoire. Une première phase d'insufflation est modélisée en définissant une insufflation à pression constant dans laquelle PAW = PAWO. Cette phase est déclenchée après que le Trigger se soit déclenché. Un second trigger Tr- est configuré pour détecter la fin de la 30 première phase. Ce second trigger peut être défini pour une valeur issue du débit d'insufflation maximal de chaque cycle. Il est définit en pourcentage de ce débit maximal d'insufflation propre à chaque cycle. . Une phase suivante la première phase, dite phase d'expiration est déclenchée libre est modélisée par la détermination d'une pression en sortie 35 du système respiratoire Pc+ choisie comme constante. La troisième phase - 24 - s'achève lorsque le trigger Tr+ se déclenche pour un volume d'air par min donné, soit un débit donné Qi. Une quatrième phase, optionnelle, de pause respiratoire correspondante à la fin de la phase d'expiration est modélisée par un débit 5 constant nul, Q = O. Selon un mode de réalisation, la configuration du VSAlmode comprend la définition des paramètres suivants : - Tr+ : trigger de déclenchement en [I/min] ; - Tr- : trigger de fin d'insufflation en [%] ; 10 - Pc+ : pression insufflée en plus de la pression PPEP ; ^ PPEP : valeur de la pression PPEP de base imposée par le respirateur virtuel. - PAVmode 15 Le mode de ventilation PAVmode permet de reboucler la consigne du respirateur sur une mesure de pression chez le patient Pp ou PAW. Un avantage est de simuler un mode de ventilation dans lequel le respirateur fournit une aide à la respiration selon une consigne proportionnelle à la pression estimée du patient. 20 Le mode PAVmode peut être un mode amélioré du mode VSAlmode avec un trigger de déclenchement Tr+, L'intérêt est d'établir une aide inspiratoire « proportionnelle» totalement configurée sur la dynamique respiratoire du patient (définie par l'équation du mouvement du poumon, équation [3]) qui peut évoluer au sein 25 d'un même cycle de respiration. Les cycles de respiration peuvent être identiques à ceux du mode VSAlmode, c'est-à-dire dont la phase d'inspiration est réalisée avec une consigne de pression ou de débit et par exemple une expiration libre. Une seconde phase de pause inspiratoire par rapport au mode 30 VSAI peut être définie. Cette phase de pause inspiratoire est modélisée en définissant une insufflation à débit constant dans laquelle Q = O. La durée de cette phase peut être définie par exemple lors du paramétrage du mode PAVmode. Elle peut être suspendue si une insufflation est détectée de la part du patient virtuel. Cette pause permet de mesurer la compliance du système 35 respiratoire ainsi que les résistances totales afin de résoudre l'équation [3]. - 25 - - NAVAmode Le mode de ventilation NAVAmode permet de reboucler la consigne du respirateur sur une mesure électrique d'un effort musculaire représentatif s d'un effort respiratoire du patient. Il peut s'agir d'une activité électrique Aeie, comme cela est illustré sur la figure 1, du muscle du diaphragme. Une électrode comprise par exemple à la surface d'un dispositif médical peut être configurée pour mesurer un signal électrique à la surface du diaphragme. Le signal électrique, selon le niveau mesuré, peut entrainer le déclenchement et 10 la fin d'une consigne adaptée du respirateur. L'aide inspiratoire est synchronisée au signal d'activation électrique du diaphragme. Un avantage est de simuler un mode de ventilation dans lequel le respirateur fournit une aide inspiratoire selon une consigne proportionnelle à une activité électrique musculaire mesurée chez le patient qui soit 15 représentative d'un effort du patient pour engager sa respiration. Le mode NAVAmode peut être un mode amélioré du mode VSAlmode avec un trigger de déclenchement Tr+. L'initiation des cycles de respiration est définie par une certaine valeur d'électricité mais peuvent être identiques à ceux du mode VSAlmode, c'est-à-dire dont la phase de 20 déclenchement de l'inspiration est réalisée avec une consigne de pression ou de débit. L'expiration est déclenchée lorsque l'électricité atteint un certain % de l'électricité maximale inspiratoire. Elle est suivie par une expiration libre. 25 Le choix d'un mode de ventilation peut être déterminé en vue de simuler un mode de fonctionnement d'un respirateur dont la configuration est adaptée à une pathologie donnée, un patient donné. Une interface INTv peut permettre de définir les différents modes et les paramètres associés. Cette interface peut être tactile. Selon un mode 30 de réalisation elle peut être générée sur un même afficheur que l'interface INTi.p. Les fonctions permettant de choisir le mode de ventilation et les différents paramètres sont représentées sur la figure 1 : ^ La fonction SELECT_CONFv permet de définir le mode de ventilation ; -26- - Les fonctions PARA_VCmod, PARA_PCmod, PARA_VSAlmod, PARA PAVmod, PARA NAVAmod permettent de définir les paramètres de chaque phase respiratoire pour chacun des modes de ventilation. 5 Ces fonctions peuvent être assurées par des menus comportant des valeurs prédéfinies ou des champs de saisies. Résolution du système d'équations Un avantage de l'invention est que le procédé prend en compte 10 les différents modèles et certaines hypothèses afin de générer un système d'équations qui puissent être résolus en temps réels lorsque la simulation est lancée. Afin de résoudre le système, l'équation [1] est exprimée selon les différentes possibilités de configuration du respirateur virtuel et donc des 15 phases respiratoires correspondantes aux différents modes de ventilation. - Pour phase respiratoire à débit constant, Q=Qo Il est possible d'établir le système d'équations suivant : - Q = dVp/dt [4] 20 - PAw-Purus = R-Q + PP [3] - Vpf(Pp) = k-Vs / (1 +e-cs.(P-Ps)) + -A [1] En discrétisant, à t = n et AT étant la durée entre et n et (n-1), on obtient : ^ Q(n) = Qo 25 - Vp(n) = Vp(n-1) + Qo-AT ^ VAw(n) = VAw(n-1) + Qo-AT ^ PAw(n) = R - Qo + PPf(Vp(n)) + Pmus(n) - Pp(n) = Ppf(Vp(n)) 30 - Pour phase respiratoire à pression constante, PAw(t) = PAWO PAW(t) - Pmus(t) = R - Q + Ppf(Vp) = R - dVp/dt + Ppf(Vp) Afin de résoudre cette équation le procédé de l'invention peut comprendre la formation d'une première hypothèse du modèle définissant 35 une approximation lorsqu'on est au voisinage de Vp(n) : Ppf(Vp) = 1 /CLoc - Vp, avec CLOC = d-Vpf/d-Pp(Pp), - 27 - Où d-Vpf/d-Pp est la dérivée partielle de Vpf par rapport à la pression PP. De la sorte on obtient une équation linéaire du premier ordre qu'il est plus simple à résoudre. 5 Le procédé de l'invention peut comprendre la détermination d'une seconde hypothèse dans l'élaboration du modèle afin d'obtenir un système performant et fidèle et modélisant l'évolution de pression musculaire localement. La seconde hypothèse donne une condition sur la valeur de la 10 pression musculaire Pmus au voisinage de t = n - T. On considère selon cette seconde hypothèse que Pmus reste sensiblement constant entre (n-1)T et nT. Un avantage de cette approximation est d'obtenir une équation qui peut être facilement résoluble. En effet, en fixant localement, entre deux instants consécutifs de 15 discrétisation, la valeur de Pmus l'équation linéaire du premier ordre a un second terme constant. De ce fait la différence PAw-Pmus est constante localement. La résolution est ainsi donc simplifiée. On obtient alors les valeurs de PAW(n), Vp(n), Q(n), Pp(n) et VAW(n). 20 Simulateur - Différents simulateurs Selon un mode de réalisation, le simulateur est configuré pour simuler la fonction thoracique d'un patient et la fonction du respirateur. 25 Selon un autre mode de réalisation, le simulateur VIRTp est configuré pour simuler la fonction thoracique d'un patient afin de tester un respirateur RESP réel. Dans ce cas, comme l'illustre la figure 5, un dispositif intermédiaire de ventilation DISPO_INT_VENT peut être utilisé afin d'être : - d'une part, piloté par les consignes numériques 30 délivrées 30 par le simulateur VIRTp et : - d'autre part, interfacé mécaniquement avec le ventilateur du respirateur RESP. Les interfaces 31 avec le respirateur RESP comprennent alors des voies physiques pour générer un flux d'air ou aspirer un flux d'air selon 35 les conditions imposées par le simulateur. - 28 - Selon un mode de réalisation, le simulateur virtuel et le dispositif intermédiaire sont dans le même équipement. Selon un mode de réalisation, le simulateur virtuel comprend uniquement les modèles et paramètres nécessaires à simuler les fonctions 5 thoraciques et respiratoires, c'est-à-dire le modèle du poumon MODp, la première configuration CONFp, le modèle d'un système respiratoire MODR et la seconde configuration CONFR ainsi que les paramètres par défaut ou les paramètres à définir à partir de l'interface. Selon un mode de réalisation, le simulateur de l'invention permet 10 de modéliser un respirateur virtuel, les fonctions permettant de définir les différents modes de ventilation. Une pré-configuration peut être générée dans le simulateur afin qu'il puisse être configuré simplement par la définition de paramètre dans une interface de saisie. Selon un mode de réalisation, le simulateur comprend une mémoire permettant de stocker les différents 15 modèles ainsi que l'ensemble des paramètres par défaut. Selon un mode de réalisation, le simulateur comprend un unique afficheur INTA pour configurer la première configuration CONFp et la seconde configuration CONFR. Selon ce même mode de réalisation, le simulateur 20 comprend un unique afficheur permettant d'afficher les courbes Vf(P) et les différents paramètres de contrôles pouvant être contrôlés que ce soit ceux du poumon virtuel ou ceux du respirateur virtuel. - Données associées au simulateur 25 Un avantage du simulateur est qu'il peut être associé à une base de données locale ou serveur distant comportant des données représentatives d'un ensemble de pathologies ou de situations critiques qui sont la réalité clinique au lit des patients. Les données peuvent également comprendre des profils de patient type. 30 La base de données est définie de sorte à regrouper des paramètres de configurations avec des contextes de pathologies donnés ou de profils de patient donnés. Un ensemble de paramètres du système d'équation différentielles peut être prédéfini pour chacune des pathologies. Cette solution permet de prédéfinir des réglages afin de générer des tracés 35 correspondant à un contexte de patient ou de pathologies. - 29 - - Moyen de calculs du simulateur Un intérêt du simulateur de l'invention est de comprendre une modélisation mathématique du mouvement du poumon (WP1) et l'ajustement des paramètres dudit modèle. Une première tâche de ce WP consiste à écrire les équations différentielles qui régissent le système thoracique, puis à les discrétiser pour utiliser un solveur numérique. Un calculateur tel qu'un microprocesseur peut être utilisé pour effectuer la résolution et la discrétisation de ces dernières. 10 Le simulateur comprend au moins un moyen de calcul MC permettant d'effectuer les principales étapes de calcul du procédé. Un calculateur spécifique ou identique pour générer les courbes peut être utilisé. La fonction GEN TRACE de la figure 1 permet de tracer une courbe d'évolution notamment de VP en fonction PP en prenant en considération les 15 différents modèles paramétrés. Selon un mode de réalisation, le paramétrage ou la modification d'un modèle peut être prise en compte lors du tracé de la courbe de manière dynamique afin de pouvoir illustrer sur un même graph les différentes courbes changeantes en fonction des modifications apportées. 20 Selon un mode de réalisation, une programmation des évolutions d'un paramétrage peut être réalisée sur une période donnée et sur une plage de valeur prédéfinies du paramètre afin de faire varier la courbe en temps réel avec les modifications du paramétrage. Une telle programmation est particulièrement didactique et 25 pédagogique pour illustrer des rapports de causalité entre une modélisation de patient ou de pathologie et une réponse physiologique. Un avantage de l'utilisation du procédé de l'invention est de fournir un simulateur offrant une simulation réaliste des courbes de sortie en lien avec une pathologie donnée ou un profil de patient donné. 30 Selon un mode de réalisation, des outils de monitorage physiologiques ou de réglages sont intégrés dans le simulateur. Les données et leur interaction sont étalonnées à partir de tests comportant des comparaisons aux études cliniques connues. 35 - Afficheur, interface - 30 - Selon un mode de réalisation, le simulateur comprend un afficheur INTA tel qu'un écran interactif de contrôle. Avantageusement, l'écran interactif peut comprendre des éléments ergonomiques semblables aux ventilateurs connus de l'homme de l'art. 5 Un tel simulateur permet à un opérateur de tester les réglages du ventilateur et observer les conséquences de ses choix. L'interface offre une interaction pour les professionnels de santé dans ce domaine de ventilation artificielle. Un tel simulateur permet de s'affranchir de l'usage de dispositifs complexes utilisés. 10 Compte tenu de la résolution du système d'équations, le procédé peut générer toutes valeurs représentant un état de la respiration : volume, pression ou débit d'air en différents endroits comme par exemple au niveau du muscle, du poumon, en sortie du poumon au niveau du système respiratoire ou encore au niveau du respirateur. Il est donc possible 15 d'accéder à PAW, VAW, PP, VP, Pmus, VPEP. Selon un mode de réalisation, le simulateur comprend des sélecteurs permettant de choisir et de configurer un mode d'affichage des différentes valeurs représentatives du mode de respiration. Notamment, il peut être déduit à partir de ces valeurs, des valeurs 20 dérivées de ces paramètres exprimées à partir de référence définie. Typiquement la pression du poumon peut être exprimée par rapport à la pression du muscle Pmus, par rapport à la pression atmosphérique Patm ou encore par rapport à toute autre pression. Ainsi, une simple personnalisation de l'affichage permet de 25 visualiser la pression alvéolaire, la pression Trans-pulmonaire de Pmus et par exemple le volume obtenu par la pression de base PPEP en fin d'expiration. L'affichage de ces paramètres permet de fournir un simulateur offrant de nombreux modes d'affichages didactiques et un outil de contrôle illustrant : ^ toutes les implications d'une modification du mode de 30 ventilation chez un patient donné et ; ^ toute les implications d'un passage d'un profil de patient à un autre profil dans un mode de ventilation donné. La figure 3 représente un exemple d'interface du simulateur de 35 l'invention comportant différentes zones permettant de définir un - 31- paramétrage donné. La zone 10 permet de définir des paramètres relatifs au modèle du système respiratoire, dont la pression musculaire Pmus. La zone 11 permet de définir des paramètres relatifs au modèle du respirateur et donc aux différents modes de ventilation dont les modes : VCmode, PCmode, 5 VSAlmode, PAVmode, NAVAmode. La zone 12 permet de définir des paramètres du respirateur tels que les seuils des trigger Tr+, Tr-, la pression constante Pc+ et la pression de base PPEP. La zone 13 permet de définir des données relatives au cycle respiratoire telle que la fréquence respiratoire FR, des volumes cibles et des paramètres de conditions aux limites. 10 La zone 14 offre le tracé d'une courbe de référence permettant d'obtenir une zone de contrôle d'une courbe du volume du poumon V (P) en fonction de la pression du poumon P. Alternativement, une courbe équivalente en sortie du système respiratoire Vaw=f(PAw) peut être générée et affichée au niveau de la zone 14. Selon un mode de réalisation, les deux 15 courbes Vp=f(Pp) et Vaw=f(PAw) peuvent être affichées simultanément. Les zones 20, 21, 22 permettent le tracé de courbes illustrant l'évolution de certains paramètres. L'affichage peut être configuré de sorte à sélectionner ou retirer des tracés donnés. Un intérêt du simulateur de l'invention est donc de proposer une 20 intégration du modèle dans un logiciel informatique, avec une interface d'écran de contrôle de ventilateur comportant des agencements et une ergonomie facilitant la prise en main d'un opérateur ou d'un médecin. L'objectif est d'offrir un outil pédagogique unique aux professionnels de santé ou au constructeur et simple d'utilisation. REVENDICATIONS1. Procédé de simulation d'une dynamique respiratoire d'un poumon virtuel à partir d'un modèle de poumon virtuel (MODP) et d'au moins un mode de ventilation (MODv), caractérisé en ce que le procédé comprend : ^ une première configuration (CONFp) du modèle du poumon virtuel io (MODp), ledit modèle comprenant : o Une relation fonctionnelle (Vpf(Pp)) non linéaire entre un volume du poumon virtuel instantané (Vp(t)) et une pression du poumon virtuel instantanée (Pp(t)) ; o Un premier paramétrage (CONFp) de la fonction non 15 linéaire (SIG(Vs ; Ps, C)) ; ^ ladite première configuration (CONFp) comprenant la détermination des paramètres suivants : o une dynamique maximale (Vs) correspondant à une capacité donnée d'admission en air du poumon virtuel ; 20 ^ une seconde configuration (CONFR) d'un modèle d'un système respiratoire virtuel (MODR) comportant une relation fonctionnelle entre : o d'une part, un débit d'air (Q) inspiré ou expiré par un patient virtuel et ; 25 o d'autre part, au moins une pression considérée (P) dans le circuit respiratoire ; ^ ladite seconde configuration (CONFR) comprenant la détermination d'une donnée caractéristique d'une résistance ventilatoire d'un patient virtuel (R) ; 30 ^ une troisième configuration (CONFv) d'au moins un mode de ventilation (MODv) comprenant la détermination d'au moins un cycle respiratoire (CRESP) virtuel comportant au moins une phase d'expiration et une phase d'inspiration, lesquelles phases étant associées à une condition d'évolution soit du débit d'air expulsé 35 et/ou inspiré (Q), soit de la pression de sortie (PAw), - 33 - caractérisé en ce que : ^ la première configuration (CONFp) comporte, en outre, une détermination : o d'une pression d'inflexion (Ps) correspondant au point 5 d'inflexion de la fonction non linéaire et ; o de la pente (C) de la fonction non linéaire (Vpf(Pp) au point d'inflexion (Ps); o un facteur correctif (K) d'un volume d'admission, dit facteur de recrutement, ^ le procédé comporte une génération d'au moins une courbe (TRACE(Vpf(Pp))) représentant un tracé de la pression (Pp) au sein du poumon virtuel en fonction du volume du poumon virtuel (Vp) à partir du modèle de poumon virtuel (MODp) paramétré, du modèle du système respiratoire (MODR) paramétré et d'un mode de ventilation (MODv) prédéfini. 2. Procédé de simulation selon la revendication 1, caractérisé en ce que la relation fonctionnelle (Vpf(Pp)) entre le volume du poumon virtuel instantané (Vp(t)) et la pression du poumon virtuel instantanée (Pp(t)) est de type sigmoïde. 3. Procédé de simulation selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce que le facteur de recrutement (K) est déterminé en fonction d'un modèle de recrutement (MODK) comportant au moins un coefficient de recrutement (Ci, C2) paramétrable et dépendant d'une valeur prédéfinie d'une pression de base (PPEP) virtuelle introduite en entrée du poumon virtuel. 4. Procédé de simulation selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que le facteur de recrutement (K) comporte : ^ un premier terme (ki) qui est une fonction de la pression de base (PPEP) virtuelle introduite dans le poumon virtuel ; ^ un second terme (k2) qui est une fonction de la pression d'air virtuel (PP) dans le poumon virtuel et de la pression de base (PPEP) virtuelle. - 34 - 5. Procédé de simulation selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que le facteur de recrutement (K) s'exprime par une relation linéaire avec la pression (Pp) dans le poumon : 5 K=G + C2.PP, Où, Cl et C2 sont des fonctions de la pression de base PPEP. 6. Procédé de simulation selon la revendication 1, caractérisé en ce que le modèle du système respiratoire comprend : 10 - la pression considérée du circuit respiratoire (P) est une pression résultante (Prest) correspondant à la pression dans les voies respiratoires en sortie du poumon virtuel (PAw), appelée pression de sortie, à laquelle est soustraite une pression interne (Pi) au poumon virtuel, la pression interne (Pi) du poumon virtuel 15 comprenant une pression musculaire (Pmus) et la pression à l'intérieur du poumon (Pp) ; - la relation fonctionnelle entre le débit d'air inspiré ou expiré (Q) et \. result, la pression résultante (Pest linéaire, le coefficient de linéarité correspondant à la donnée caractéristique de la résistance (R) 20 ventilatoire du patient virtuel. 7. Procédé de simulation selon la revendication 5, caractérisé en ce que la pression musculaire (Pmus) est déterminée en fonction d'un modèle d'adaptation respiratoire (MODA) comportant un coefficient 25 d'adaptation pondérant la valeur de ladite pression musculaire (Pmus) et déterminé en fonction de l'évolution d'une valeur d'un paramètre cible (Pcible) à atteindre. 8. Procédé de simulation selon la revendication 6 caractérisé en ce 30 que le paramètre (Pcible) cible à atteindre est un volume cible (Vcible) du poumon virtuel à atteindre. 9. Procédé de simulation selon l'une quelconque des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que le mode de ventilation (MODv) est un premier - 35 - mode (VCmode) comportant une phase d'inspiration du cycle respiratoire (CRESP) configurée avec un débit d'air (Q) constant (Qo). 10. Procédé de simulation selon l'une quelconque des revendications 1 à 5 7, caractérisé en ce que le mode de ventilation (MODv) est un second mode (PCmode) comportant une phase d'inspiration du cycle respiratoire (CRESP) configurée avec une pression de sortie (PAw) constante (PAwo). 10 11. Procédé de simulation selon l'une quelconque des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que le mode de ventilation (MODv) est un troisième mode (VSAlmode) comportant une phase d'inspiration du cycle respiratoire (CRESP) configurée avec une pression de sortie (PAw) constante (PAwo) et dont la phase est engagée consécutivement à la 15 détection d'un seuil de pression de sortie (PAw) dépassant un seuil de pression prédéfini (PTR+). 12. Procédé de simulation selon l'une quelconque des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que le mode de ventilation (MODv) est un 20 quatrième mode comportant une phase d'inspiration du cycle respiratoire (CRESP) configurée avec une pression de sortie (PAw) proportionnelle à une consigne, ladite consigne étant produite par la mesure d'un paramètre physiologique, ledit paramètre physiologique étant : 25 ^ une pression du patient (Pp ou PAw), ou ; ^ un signal électrique représentatif d'un effort musculaire respiratoire. 13. Procédé de simulation selon la revendication 1, caractérisé en ce 30 qu'une étape de discrétisation temporelle du modèle du poumon virtuel (MODp) et du modèle du système respiratoire (MODR) est calculée pour au moins un mode de ventilation (MODv) donné en considérant au moins une première phase respiratoire dans laquelle le débit d'air expulsé et/ou inspiré (Q) est constant (Qo) et/ou une -36- seconde phase respiratoire dans laquelle le la pression de sortie (PAw) du système respiratoire est constante (PAwo). 14. Procédé de simulation selon la revendication 12, caractérisé en ce 5 que lors d'une phase respiratoire pendant laquelle la pression de sortie (PAw) est considérée comme constante, l'étape de discrétisation comprend une approximation d'une valeur maintenue constante de la pression musculaire (Purus) entre deux échantillons de la discrétisation. 10 15. Produit programme d'ordinateur comprenant des instructions qui, lorsque le programme est exécuté par un calculateur (MC), conduisent celui-ci à mettre en oeuvre le procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 14. 15 16.Support d'enregistrement lisible par ordinateur comprenant des instructions qui, lorsqu'elles sont exécutées par un calculateur (MC), conduisent celui-ci à mettre en oeuvre le procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 14. 20 17. Simulateur virtuel comportant au moins une interface pour configurer la première, la seconde et la troisième configurations (CONFp, CONFR, CONFv) du procédé de simulation selon l'une quelconque des revendications 1 à 14, caractérisé en ce que la dite au moins une interface est définie dans un même équipement portable. 25 18. Ensemble respiratoire comportant : ^ un dispositif intermédiaire de ventilation (DISPO_INT VENT) destiné à coopérer mécaniquement avec un système de ventilation d'un respirateur (RESP) destiné à assister un patient ; 30 ^ un poumon virtuel (VIRTp) selon la revendication 17 générant des consignes numériques correspondant à une pression de sortie (PAw) d'un système respiratoire virtuel et un débit d'air sortant (Q) selon un cycle respiratoire prédéfini, le poumon virtuel (VIRTp) et le cycle respiratoire étant configurés selon le procédé de l'une - 37 - quelconque des revendications 1 à 14, lesdites consignes numériques commandant le dispositif intermédiaire de ventilation.