IT201600089365A1

IT201600089365A1 - Metodo e sistema per la determinazione del profilo respiratorio di un paziente sottoposto ad ossigenoterapia ad alti flussi mediante nasocannule

Info

Publication number: IT201600089365A1
Application number: IT102016000089365A
Authority: IT
Inventors: Paola Papoff; Francesco Montecchia
Original assignee: Paola Papoff; Francesco Montecchia
Priority date: 2016-09-02
Filing date: 2016-09-02
Publication date: 2018-03-02
Also published as: WO2018042376A1

Description

METODO E SISTEMA PER LA DETERMINAZIONE DEL PROFILO

RESPIRATORIO DI UN PAZIENTE SOTTOPOSTO AD OSSIGENOTERAPIA

AD ALTI FLUSSI MEDIANTE NASOCANNULE

DESCRIZIONE

Campo tecnico dell’invenzione

La presente invenzione si riferisce ad un metodo e ad un sistema per la determinazione ed il monitoraggio del profilo respiratorio di un paziente sottoposto ad ossigenoterapia ad alti flussi mediante nasocannule.

Background

Nei pazienti affetti da patologie polmonari di varia natura si può verificare un progressivo deterioramento della funzione respiratoria che, se non viene rapidamente ed efficacemente trattata, può portare alla necessità di intubazione e ventilazione meccanica.

Tra gli apparati di supporto che vengono utilizzati nelle forme iniziali di insufficienza respiratoria, troviamo in prima istanza quelli caratterizzati da generatori di flusso unidirezionali, che erogano elevati flussi di ossigeno e aria umidificati e riscaldati. Questi apparati di ossigenoterapia si interfacciano con il paziente tramite nasocannule (NC) e sono generalmente identificati con acronimo HFNC (“ High-Flow Nasal Cannula”). Gli apparati HFNC sono in grado di migliorare 1’ossigenazione e ridurre il lavoro respiratorio in molte condizioni di insufficienza respiratoria.

Gli apparati HFNC sono stati ideati per somministrare ossigeno a diverse concentrazioni ad un flusso superiore rispetto a quello di picco inspiratorio ( Peak Inspiratory Flow, PIF) del paziente, affinché quest’ultimo non debba prelevare, come accade nei sistemi a basso flusso, ulteriore aria dall’ambiente per adeguare il flusso inalato al suo PIF. Quando questa condizione viene soddisfatta, l’ossigeno inspirato dal paziente proviene esclusivamente dalle NC e, pertanto, la concentrazione impostata sull’apparato FIFNC (Fi02) coincide con quella inalata dal soggetto. Inoltre, se il flusso dell’apparato FIFNC supera il PIF, si ottiene un continuo passaggio di gas fresco dal naso alla bocca con conseguente riduzione dello spazio morto anatomico. Altri effetti derivanti dall'inalazione di flussi maggiori del PIF consistono nella riduzione delle resistenze inspiratone e neN’aumento della pressione a livello faringeo.

Anche per la semplicità d’uso con cui sono stati concepiti e a differenza dei comuni apparati di ventilazione, gli apparati FIFNC noti non sono dotati di un sistema di misura e/o monitoraggio dei parametri fisiologici associati al flusso respiratorio (volume corrente o altro), né dei parametri della meccanica respiratoria, come la compliance o le resistenze, né di conseguenza del lavoro respiratorio. Questo rappresenta un importante inconveniente dei sistemi noti, in quanto tali parametri potrebbero guidare il clinico nell'impostazione ottimale dell’HFNC.

Inoltre, negli apparati FIFNC non è presente un dispositivo per monitorare la pressione all’interno delle vie aeree. Tale carenza costituisce un altro rilevante inconveniente dei sistemi noti, perché non è possibile rilevare un eventuale aumento della pressione faringea conseguente all’aumento del flusso, potenzialmente causa di iperdistensione polmonare e pneumotorace.

L’impostazione del flusso, che riveste un ruolo fondamentale in quanto influisce sui livelli dei FiQ2, dei parametri della meccanica respiratoria e dei livelli di pressione faringea, può essere effettuata, attualmente, soltanto empiricamente sulla base della risposta clinica, della frequenza cardiaca e respiratoria e della saturazione periferica d’ossigeno o dei gas ematici. Tuttavia, la risposta clinica, pur essendo indicativa dell’efficacia del trattamento, non è oggettiva perché cambia sulla base dell’esperienza dell’osservatore e, pertanto, potrebbe non coincidere con i valori reali dello sforzo respiratorio del paziente.

In particolare, l’impostazione corrente del flusso parte da un valore iniziale di 1 l/min/kg 1, per arrivare a 2 l/min/kg o 3 l/min/kg, se non scompaiono i segni clinici di sforzo respiratorio o non migliorano i parametri fisiologici. Come detto, questa graduazione dei livelli di flusso è indipendente dal meccanismo fisiopatologico della problema respiratorio sottostante ed è basata solo su parametri clinici. Pertanto, un altro importante inconveniente dei sistemi noti è che, se il flusso erogato non è adeguatamente proporzionato alle esigenze del soggetto si può assistere anche ad un peggioramento nel tempo della funzione respiratoria.

Nel tentativo di risolvere alcuni degli inconvenienti sopra citati, sono stati proposti alcuni metodi che consentirebbero di valutare la funzione respiratoria nei pazienti sottoposti ad un trattamento con un apparato HFNC. Alcuni di questi metodi non sono invasivi, come ad esempio: la pletismografia respiratoria ad impedenza, che stima le variazioni di volume del torace e dell’addome tramite delle bande toraco-addom inali; la tomografia ad impedenza elettrica, che consente di produrre immagini tomografiche della distribuzione spaziale dell’impedenza elettrica all’interno del comparto toraco-addom inale da cui si possono dedurre le variazioni del volume polmonare; e la pletismografia optoelettronica, che è in grado di fornire in continuo la misura accurata del volume toraco-addom inale e di conseguenza delle variazioni del volume polmonare. Tuttavia, queste tecniche presentano lo svantaggio di richiedere una calibrazione iniziale tramite la misurazione del volume corrente, la quale misurazione attualmente non può essere praticata nei pazienti trattati con un apparato HFNC.

Altre tecniche di monitoraggio respiratorio, più invasive ma più accurate delle precedenti, richiedono la registrazione della pressione esofagea mediante un catetere a palloncino. Per valutare la meccanica respiratoria attraverso la pressione esofagea, è fondamentale identificare, sul segnale della stessa, l’inizio e la fine della inspirazione ( timing respiratorio). Per far questo, la via più corretta consisterebbe nell’acquisire il segnale del flusso respiratorio, ma ciò attualmente non è praticabile durante il trattamento con apparato HFNC, a causa delle perdite di gas dal naso e dalla bocca, inevitabili in un sistema di flusso unidirezionale.

Per superare questo problema, sono stati utilizzati metodi alternativi al flusso respiratorio, come le variazioni della pressione transdiaframmatica, che sono tuttavia più invasivi della misurazione del flusso respiratorio. Questi metodi, pur consentendo di identificare il timing respiratorio e quindi di calcolare alcuni parametri della meccanica polmonare, tuttavia non permettono di determinare il flusso respiratorio e dunque il volume corrente, quest’ultimo indispensabile per determinare i parametri più rilevanti della meccanica polmonare e l’adeguatezza del flusso impostato sull’apparato HFNC.

Sommario dell’invenzione

Il problema tecnico posto e risolto dalla presente invenzione è pertanto quello di fornire un metodo ed un sistema di determinazione di parametri associati al flusso respiratorio ed alla meccanica respiratoria nei pazienti sottoposti a trattamento con apparati HFNC, che consentano di ovviare agli inconvenienti sopra menzionati con riferimento alla tecnica nota.

Tale problema viene risolto da un metodo secondo la rivendicazione 11 e da un sistema secondo la rivendicazione 1.

Caratteristiche preferite della presente invenzione sono oggetto delle rivendicazioni dipendenti.

Il metodo ed il sistema della presente invenzione consentono la determinazione ed il monitoraggio di parametri fisiologici caratteristici del flusso respiratorio e di parametri relativi alla meccanica respiratoria in un paziente durante l'impiego di un apparato HFNC (“ High-Flow Nasal Cannula”).

In particolare, il metodo ed il sistema dell'invenzione permettono la determinazione del flusso respiratorio effettivo e della pressione entro le vie aeree utilizzando una maschera oro-nasale di tipo standard come interfaccia con il paziente.

Sulla base delle suddette grandezze, è possibile quindi impostare ed adattare i valori di flusso erogati dall’apparato HFNC in modo che siano adeguati al flusso respiratorio del paziente e alla sua risposta respiratoria al trattamento.

II metodo ed il sistema dell’invenzione permettono di determinare le perdite di flusso dovute all’impiego di una maschera oro-nasale di tipo standard, senza richiedere per le misurazioni eseguite e per la determinazione delle suddette grandezze, una maschera dedicata che presenti una perfetta tenuta pneumatica.

I suddetti vantaggi sono ottenuti con un sistema basato su un set-up efficace ed al contempo semplice da implementare.

Altri vantaggi, caratteristiche e modalità di impiego della presente invenzione risulteranno evidenti dalla seguente descrizione dettagliata di alcune forme di realizzazione, presentate a scopo esemplificativo e non limitativo.

Descrizione breve delle figure

Verrà fatto riferimento alle figure dei disegni allegati, in cui:

la Figura 1 mostra un apparato HFNC impiegabile in associazione con il sistema dell'invenzione, in una configurazione in cui esso è collegato ad un paziente;

la Figura 2 mostra, in modo esemplificativo, una forma di realizzazione preferita di un sistema di monitoraggio secondo la presente invenzione, rappresentato congiuntamente all’apparato FIFNC di Figura 1;

la Figura 3 mostra una rappresentazione schematica di un circuito fluidodinamico di un modello fisico che può essere adottato per il sistema di Figura 2;

la Figura 4 mostra una rappresentazione schematica di un circuito equivalente elettrico del circuito fluidodinamico di Figura 3;

la Figura 5 mostra, in modo schematico, una possibile configurazione di un dispositivo che consente, allo stesso tempo, di misurare la pressione faringea (PFar) e disostruire il catetere utilizzato per la sua misurazione (Figura 2), condizione fondamentale per il suo funzionamento;

la Figura 6 mostra una possibile implementazione del metodo della presente invenzione come applicato mediante il sistema di Figura 2.

Descrizione dettagliata di forme di realizzazione preferite

La Figura 1 fornisce una rappresentazione schematica di una possibile forma di realizzazione di un apparato cosiddetto HFNC (“ High-Flow Nasal Cannula”), denotato complessivamente con 100.

Il sistema HFNC 100 comprende principalmente:

- un flussometro 101 che misura il flusso erogato, tipicamente variabile in un intervallo 0.25 - 70 l/min e denotato con OHFNC;

- un blender, o miscelatore, 102 che miscela aria e ossigeno, tipicamente con una F1O2variabile tra 0.21 e 1 ;

- un sistema di umidificazione e riscaldamento dei gas, o umidificatore, 103; e - un circuito di ventilazione 104 connesso da un lato airumidificatore 103 e dall’altro alle nasocannule, qui denotate con 105.

La Figura 2 mostra una schematica rappresentazione, per unità funzionali, di un sistema di determinazione e/o monitoraggio di grandezze respiratorie e di parametri della meccanica polmonare secondo una forma di realizzazione preferita dell’invenzione. Tale sistema è qui denotato complessivamente con 1. Il sistema di monitoraggio 1 si intende applicato congiuntamente ad un apparato HFNC 100 come descritto sopra, in un soggetto in respiro spontaneo.

Nel presente esempio realizzativo, il sistema di monitoraggio 1 comprende principalmente:

un primo rilevatore di flusso 21, in particolare uno pneumotacografo (denotato con PNT-A in Fig. 2), posto in serie al circuito di ventilazione 104 dell’apparato HFNC 100, a valle deN’umidificatore 103 e a monte delle nasocannule 105; il rilevatore 21 consente la misurazione del flusso proveniente dall’apparato HFNC 100 durante il trattamento (0HFNC_PNT-A) ed include, o è associato a, un corrispondente trasduttore di pressione differenziale (denotato con DPT-A in Figura 2);

una maschera oro-nasale di monitoraggio 3 {maschera), indossata sopra alle nasocannule 105 e priva di aperture di passaggio di queste ultime;

un secondo rilevatore di flusso 22, in particolare uno pneumotacografo (PNT-B), connesso alla maschera oro-nasale 3, preferibilmente in corrispondenza dell’apertura principale di questa; il rilevatore 22 consente la misurazione del flusso che attraversa la maschera (ΦΜ35Ι<_ΡΝΤ-Β) ed include, o è associato a, un corrispondente trasduttore di pressione differenziale (denotato con DPT-B in Figura 2);

un catetere faringeo 4 per la misura della pressione faringea (PFar);

un catetere esofago-gastrico a palloncino, 5, dotato di un terminale prossimale e uno distale, posizionati rispettivamente nell’esofago per la misura della pressione esofagea (PEs) e nello stomaco per la pressione gastrica (PGa);

un catetere di maschera 6, connesso o associato alla maschera 3 per la misura della pressione interna alla stessa (PMask);

una pluralità di trasduttori di pressione differenziale (DPT), sei nel presente esempio, per la misurazione dei seguenti flussi e pressioni, alcuni già introdotti sopra: 0HFNC_PNT-A(DPT-A), 0Mask_PNT-B(DPT-B), PFar(DPT-D), PEs(DPT-E), PGa(DPT-F), PMaSk(DPT-C);

un oscilloscopio 7 per la rilevazione, monitoraggio e acquisizione dei segnali generati dai sei DPT;

una unità di elaborazione 10, ad esempio un laptop od altro elaboratore elettronico, per l’elaborazione dei segnali memorizzati tramite l'oscilloscopio 7.

’utilizzo del sistema di monitoraggio 1 prevede la seguente procedura:

inserimento delle nasocannule 105 al paziente e impostazione del flusso dell’apparato HFNC 100 mediante riscontro con il flussometro 101 incluso in esso;

inserimento del catetere esofagogastrico 5;

inserimento del catetere faringeo 4;

posizionamento della maschera oro-nasale 3 sul viso del paziente, sovrapposta alle cannule 105.

Il sistema di monitoraggio 1 consente quindi la determinazione del flusso respiratorio e di altri parametri respiratori fisiologici durante l’applicazione dell’apparato HFNC 100, e ciò mediante un algoritmo dedicato e secondo le modalità illustrate a seguire.

Il sistema permette altresì la determinazione di parametri rappresentativi della meccanica respiratoria, come spiegato più avanti.

Il sistema di monitoraggio 1 consente anche la determinazione della pressione faringea durante l'applicazione dell’apparato HFNC 100, come illustrato sempre a seguire.

Un altro aspetto importante del sistema 1 è che esso permette di verificare in tempo reale la condizione OHFNC_PNT-A> PIF ( Peak Inspiratory Flow) del paziente, sempre come illustrato a seguire.

Determinazione del flusso respiratorio

Quando un soggetto è assistito con il sistema FIFNC 100, la misura del flusso respiratorio del paziente risulta più complessa rispetto al caso del paziente in respiro spontaneo, a causa del flusso somministrato dal sistema medesimo e delle perdite dal naso e dalla bocca. Infatti, non è sufficiente utilizzare un solo rilevatore di flusso connesso alla maschera, ma occorrono due rilevatori. Come illustrato sopra, uno di tali rilevatori (21 o PNT-A) è inserito in serie al circuito di ventilazione 104 che termina con le naso-cannule 105 e monitora continuamente il flusso proveniente dall’apparato FIFNC 100. Un altro rilevatore (22 o PNT-B) è connesso direttamente alla maschera oronasale 3 e monitora continuamente la frazione di flusso che attraversa la maschera stessa sia in ingresso che in uscita.

Se la maschera 3 fosse a completa tenuta pneumatica ed intercettasse tutto il flusso in entrata e in uscita al paziente, il flusso respiratorio del paziente risulterebbe pari alla differenza tra il flusso che attraversa i due rilevatori di flusso 21 e 22.

Tuttavia, poiché nessuna maschera oronasale 3 può considerarsi a completa tenuta pneumatica - a causa della rigidità della conformazione della maschera rispetto alla variabilità della conformazione del volto, nonché alla interferenza con le naso-cannule 105 - una frazione del suddetto flusso attraversa continuamente i bordi della maschera. Per determinare il flusso di perdita dalla maschera, il sistema 100 implementa, a livello dell’unità 10, un algoritmo di calcolo delle perdite.

Una implementazione preferita di tale algoritmo che consente di determinare il flusso respiratorio del paziente (OResp) in presenza di un flusso di perdita dalla maschera 3 (OMask_Leak) viene descritta a seguire.

Come illustrato in Figura 3, per determinare il flusso respiratorio del paziente (OResp) durante il trattamento con l’HFNC 100 si adotta un modello fisico costituito da un circuito fluidodinamico (CF) che include l’apparato FIFNC 100, la suddetta maschera oro-nasale ( Mask ) 3, il PNT-A (21), il PNT-B (22), e il catetere di maschera 6 (mostrato in Figura 2), e ciò per valutare i flussi (Φ) di gas afferenti ed efferenti al paziente, nonché la pressione interna alla maschera

3 (PlMask)·

Il comportamento del circuito fluidodinamico durante il trattamento con l’apparato FIFNC 100 può essere efficacemente studiato e risolto attraverso il circuito elettrico equivalente (CEE) mostrato in Figura 4.

In questo contesto, l’applicazione del circuito elettrico equivalente risulta essere “corretta” e “giustificata” in base alle seguenti motivazioni. La “correttezza” deriva dalla ben nota equivalenza di comportamento tra i circuiti elettrici ed i circuiti fluidodinamici, per cui la differenza di potenziale elettrico, la corrente elettrica, la carica elettrica, la resistenza elettrica, la capacità elettrica e la induttanza elettrica possono essere sostituite dalla pressione, dal flusso, dal volume, dalla resistenza fluidodinamica, dalla compliance elastica e dall’inerzia fluidodinamica/elastica. Nel caso qui considerato, l’induttanza elettrica non compare nel circuito elettrico equivalente poiché sia l’inerzia dei flussi che attraversano le vie aeree, sia quella dei tessuti che costituiscono le vie aeree, i polmoni, il torace e l’addome sono entrambe trascurabili alle basse frequenze respiratorie in gioco (tipicamente < 10 Hz). Per quanto riguarda la “giustificazione”, essa deriva dall’opportunità di applicare i ben noti teoremi e i metodi disponibili per risolvere i problemi associati ai circuiti elettrici ed, in particolare, le leggi di Kirchhoff.

Le grandezze che caratterizzano il circuito fluidodinamico di Figura 3 ed il circuito elettrico equivalente di Figura 4, già in parte citate sopra, sono definite a seguire.

Per quanto attiene alle grandezze relative alle pressioni:

- pressione interna alla maschera 3 (PMask);

- pressione esterna alla maschera 3, od atmosferica (PAtm), che, come è noto, viene considerata pari a zero.

P Atm<—>0 (1) Per quanto attiene alle grandezze relative ai flussi:

- flusso erogato dall’apparato HFNC 100 al paziente e monitorato dal primo rilevatore di flusso 21 (OHFNC_PNT-A);

- flusso che attraversa la cavità orofaringea (0Far);

- flusso che attraversa le narici esternamente alle nasocannule 105 (dv

out_Naso)>

- flusso che attraversa la bocca (Oin-0ut_Bocca);

- flusso complessivo ln-out_Naso e ln-out_Bocca (Oin-0ut_NB)

- frazione di Oin-0ut_NBintercettato dalla maschera oronasale 3 e monitorato dal secondo rilevatore di flusso 22 (OMBS^PNT-B);

- flusso di perdita dal bordo della maschera 3 (OMask_Leak);

- flusso respiratorio del paziente (OResp)·

Le frecce mostrate in Figura 3 e in Figura 4 indicano il verso di ogni specifico flusso (Φ) che può essere monodirezionale (freccia singola) o bidirezionale (freccia doppia).

Dalla Figura 3 (o dalla Figura 4), applicando la legge di continuità (o la prima legge di Kirchhoff) al nodo 1 ed al nodo 2, è possibile scrivere le seguenti due equazioni:

OFar = OHFNC_ PNT-A " Φΐπ-outJMaso (nodo 1 ) (2)

OfResp<—>^Far “ ^ln-out_Bocca (nodo 2) (3)

Sostituendo la (2) nella (3), si ottengono le seguenti espressioni:

^Resp<—>(^FIFNC_PNT-A<“>^ln-out_Naso)<“>^ln-out_Bocca (4)

^Resp<—>^FIFNC_PNT-A<“>(^ln-out_Naso ^ln-out_Bocca) (5)

Applicando la legge di continuità (o la prima legge di Kirchhoff) al nodo 3, è possibile scrivere la seguente equazione:

Φΐπ-οιιΜΜΒ<—>^ln-out_Naso ^ln-out_Bocca (nodo 3) (6)

Applicando la legge di continuità (o la prima legge di Kirchhoff) al nodo 4, è possibile scrivere la seguente equazione:

Φΐπ-outJMB = 0|\/lask_PNT-B OMask_Leak (nodo 4) (7)

Infine, sostituendo la (6) e la (7) nella (5), si ottiene la seguente espressione:

OResp<=>QhlFNC-PNT-A " ^Mas^ PNT-B " ^Mas^Leak (8)

Dalla (8) risulta evidente che per determinare il segnale ORespè necessario conoscere i segnali di tutte e tre le seguenti grandezze: OHFNC_PNT-A, ΦΛ/^^ΡΝΤ-Β

θ ΦΜθΒΜ-βΒ^

I segnali di ΦΗΗ=ΝΟ_ΡΝΤ-Αe ΦΙ^^ΡΝΤ-Βsono ottenuti, rispettivamente, dai rilevatori di flusso 21 (PNT-A) e 22 (PNT-B). Come già mostrato in Figura 2, i rilevatori di flusso 21 (PNT-A) e 22 (PNT-B) presentano rispettivi terminali collegati, ad esempio, attraverso dei tubicini, a rispettivi terminali di due trasduttori di pressione differenziale (DPT-A e DPT-B).

Per la determinazione di OMask_Leak, non nota dallo stato dell’arte, può procedersi come segue.

Come si evince dalla Figura 4, la pressione ai capi del ramo 1 e del ramo 2, ossia rispettivamente PMaske PAtm, sono uguali. Di conseguenza, la differenza di pressione ai capi di entrambi i rami (PMask- PAtm) coincide (connessione in parallelo). Quindi, tenendo conto che PAtm = 0, applicando la seconda legge di Kirchhoff ad entrambi i rami, è possibile scrivere la seguente espressione:

PMask - PAtm = PMask = RMask_PNT-B * ^Mask_PNT-B = RMask_Leak * OMask_Leak (9) dove, RMask_PNT-BΘ RMask_Leaksono, rispettivamente, la resistenza fluidodinamica del rilevatore 22 (PNT-B) e quella del canale di perdita equivalente attraverso il quale si instaura OMask_Leak- RMask_PNT-Bdipende dalle caratteristiche geometriche del rilevatore 22 (PNT-B), che sono fornite dal costruttore, e dal valore di OMask_PNT-B- Il valore di RMask_PNT-Bpuò essere comunque verificato applicando la (9) mediante la misura di PMaske del OMask_PNT-B-

Approccio primario alla determinazione di ΦΜ^ iRak

Un approccio primario alla determinazione di OMask_LeakSi basa sull’uguaglianza tra il secondo e il quarto membro della (9), dalla quale si possono ricavare le seguenti espressioni:

^Mask_Leak<—>PMask ! RMask_Leak (10)

RMask_Leak<—>PMask ! ^Mask_Leak (1 1 )

La misura di PMaskè ottenibile attraverso un tubicino (catetere alla maschera 6 in Figura 2) che connette l’interno della maschera 3 con uno dei due terminali di un trasduttore DPT (DPT-C in Figura 2).

Per ottenere RMask_Leak, ipotizzando che il suo valore rimanga costante in ogni condizione, è necessario identificare quella specifica condizione durante la quale OMask_Leaksia direttamente misurabile.

Un primo metodo per tale misurazione è quello cosiddetto dell’apnea.

La specifica condizione durante la quale OMask_Leakè direttamente misurabile è rappresentata dallo stato di apnea del paziente, che può essere definita dalla seguente espressione:

^Resp<—>0 (12)

Considerando la (12), la (8) e la (11), durante l’apnea, assumono la seguente espressione:

0<A>Mask_Leak<=>0<A>HFNC_PNT-A " 0<A>Mask_PNT-B (13)

R<A>Mask_Leak<—>P<A>Mask ! ^<A>Mask_ Leak (14)

dove il carattere<Λ>denota il valore assunto dalla relative grandezze durante l’apnea.

Sostituendo la (13) nella (14), si ottiene la seguente espressione:

R<A>Mask_Leak<=>P<A>Mask / (Φ<Λ>ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α<">Φ<Α>Μ85^ΡΝΤ-Β) (15)

La (15) consente di determinare il valore di R<A>Mask_Leak, ovvero la resistenza del canale di perdita equivalente durante l’apnea, che, in base all’ipotesi precedentemente detta, viene considerata pari a quella assunta durante l’attività respiratoria del paziente, in accordo con la seguente condizione:

RMask_Leak<—>R<A>Mask_Leak (15)

Durante l’attività respiratoria del paziente (0Resp≠ 0), quindi, considerando la (16), dalla (10) e dalla (15) è possibile dedurre la seguente espressione: ^Mask_Leak - PMask / R<A>Mask_Leak - [(Φ<Λ>ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α<">Q^ask-PNT-B) / P<A>Mask] * PMask (17) La (17) fornisce una prima soluzione al problema della determinazione di

^Mask Leak-

Sostituendo la (17) nella (8), si ottiene la seguente espressione:

OfResp = OHFNC_PNT-A " ^Mask_PNT-B " [(0<A>HFNC_PNT-A " 0<A>Mask_PNT-B) / P<A>Mask] * PMask (18) La via percorsa finora presuppone la possibilità di poter individuare una fase di apnea tra i cicli respiratori del paziente, in cui misurare i valori di O<A>HFNC_PNT-A, 0<A>Mask_PNT-B, P<A>Mask- Questa via è facilmente praticabile con il paziente collaborante, mentre risulta più complessa nei pazienti della prima infanzia che non riescono a trattenere volontariamente il respiro (apnea).

Un secondo metodo per la determinazione di RMask_Leakconsiste nella rilevazione del valore di eguilibrio associato a OHFNC PNT-A, OMask PNT-B6 PMaskattraverso il computo del valore medio di tali grandezze, calcolato nell'intervallo di tempo corrispondente ad n atti respiratori consecutivi. Tale valore medio, essendo associato al valore di equilibrio, coincide con il valore assunto durante l’apnea. A differenza del metodo dell’apnea, quest’ultima soluzione è applicabile a pazienti di ogni età, anche non collaboranti.

Approccio secondario alla determinazione di ΦΜ^ i

Un diverso metodo (secondario) alla determinazione di OMask_Leaksi basa sull’uguaglianza tra il secondo ed il terzo membro della (9), da cui si ricava la seguente espressione:

PMask<=>RMask_PNT-B * ^Mask_PNT-B (19)

Applicando la (19) allo stato di apnea, si ottiene la seguente espressione: P<A>Mask “ R<A>Mask_PNT-B * (l^Mask-PNT-B (20)

Se si ipotizza che la resistenza del rilevatore 22 (PNT-B) durante l’attività respiratoria del paziente sia la stessa rispetto a quella durante l’apnea, in accordo con la seguente condizione:

R|Vlask_PNT-B = R<A>Mask_PNT-B (21 ) sostituendo la (19), la (20) e la (21) nella (17), si ottiene la seguente espressione:

0|\/lask_Leak = [(0<A>HFNC_PNT-A " 0<A>Mask_PNT-B) / 0<A>Mask_PNT-B] * ^Mask_PNT-B (22)

La (22) fornisce quindi una seconda soluzione al problema della determinazione

dì OMask_Leak-Sostituendo la (22) nella (8), si ottiene la seguente espressione:

^Resp<=>QHFNCLPNT-A<">^Mask_PNT-B<">[(Φ<Λ>ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α<">(^Mask-PNT-B) / Φ<Α>Μ85^ΡΝΤ-Β] *

0|Vlask_PNT-B (23)

Con semplici passaggi matematici, la (23) assume la seguente espressione:

^Resp<=>QhlFNCLPNT-A<">(Φ<Λ>ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α / Φ<Α>Μ85^ΡΝΤ-Β) * ^Mas^PNT-B (24)

In sintesi, dal confronto tra l’approccio primario e l’approccio secondario si possono trarre le seguenti considerazioni.

Adottando l’approccio secondario non occorre monitorare PMask, né individuare il valore di equilibrio di quest’ultima (P<A>Mask), dal momento che la determinazione di OResppresuppone il monitoraggio continuo solo di OHFNC_PNT-Ae OMask_PNT-B- Questo vantaggio può essere parzialmente annullato dalla necessità di considerare un’ulteriore ipotesi per cui la resistenza del rilevatore 22 (RMask_PNT-B) durante l’attività respiratoria del paziente sia uguale a quella durante l’apnea (R<A>Mask_PNT-B)·Quindi, benché l’approccio secondario si basi su una procedura più semplice rispetto all’approccio primario, dal momento che comprende un’ipotesi aggiuntiva, potrebbe risultare meno efficace nell’adattarsi a possibili variazioni delle caratteristiche del sistema. Pertanto, nel caso sia possibile monitorare senza interruzioni il segnale PMask, compreso il suo valore di equilibrio (P<A>Mask), l’approccio primario è preferito.

Determinazione della pressione faringea

La determinazione della pressione faringea (PFar) richiede l’introduzione nel faringe del già menzionato catetere 4, preferibilmente di piccolo calibro, dotato di foro terminale unico, con la punta posizionata subito al di sopra dell’epiglottide. Il catetere 4 può essere introdotto o attraverso una narice o la bocca.

Come mostrato in Figura 5, per evitare l’occlusione del catetere da parte delle secrezioni faringee, lo stesso viene preferibilmente innestato su una connessione a T in modo che da un lato sia collegato al già menzionato trasduttore differenziale di pressione (DPT-D) e dall’altro ad un dispositivo 11 da cui ricevere un flusso di lavaggio ((^Lavaggio)·

Il dispositivo suddetto preferibilmente comprende tre unità: un generatore di pressione (GP), un regolatore di flusso (RF), e un misuratore di flusso o flussometro (MF). La presenza di un flusso continuo di gas nel catetere faringeo 4 determina una differenza di pressione (ΔΡ) tra il raccordo a T e il terminale del catetere situato in faringe a causa della resistenza del catetere stesso. Per effetto di questo ΔΡ, la pressione rilevata dal DPT-D (PDPT-D) risulta maggiore di quella presente nel faringe (PFar)·

Il ΔΡ può essere ricavato dalla seguente espressione:

ΔΡ — (PDPT-D<—>PFar)<—>Rcat_far ^Lavaggio (25) dove Rcatjarè la resistenza del tratto di catetere compreso tra il raccordo a T e il terminale del catetere e Oi_avaggioè il flusso che lo attraversa.

Dalla (25) si può esplicitare PFar come segue:

PFar<=>PDPT-D - (Rcat_.far ^Lavaggio) (26)

Pertanto dalla (26) risulta che per determinare PFaroccorre conoscere PDPT-D, Rcatjar e 0Lavaggio· PDPT-D e 0Lavaggio vengono forniti rispettivamente dal DPT-D e dal flussometro (MF) inclusi nel dispositivo 11. Rimane quindi da determinare Rcatjar- Tale determinazione può essere effettuata preventivamente facendo delle misure a vuoto (con il catetere in aria) e ricavando la curva relativa alla dipendenza funzionale tra ΔΡ e 0Lavaggio tramite la (25), sostituendo PAtm a PFar·

L’apparato HFNC 100 esercita i suoi benefici clinici grazie al fatto che il flusso erogato dalla macchina è sempre superiore al flusso respiratorio del paziente (OResp) , in accordo con la seguente condizione:

ΦΗΤΝΟ_ΡΝΤ-Α > ^Resp (27) o, equivalentemente:

ΦΗΤΝΟ_ΡΝΤ-Α - ΦResp > 0 (28)

Poiché dalla (8) si ottiene la seguente espressione:

ΦΗΤΝΟ_ΡΝΤ-Α - ΦResp = ΦΜΘΒ^ΡΝΤ-Β ΦΜθΒ^ίθθΚ (29) in accordo con la (29), la (28) assume la seguente espressione:

ΦΜΘΒ^ΡΝΤ-Β<+>ΦΜθΒ^ίθθΚ > 0 (30)

Sostituendo la (17), ottenuta con l’approccio primario, nella (30), si ottiene la seguente espressione:

ΦΜΘΒ^ΡΝΤ-Β<+>{[(Φ<Λ>ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α - Φ<Λ>Μ35Ι<_ΡΝΤ-Β) / P<A>Mask]<*>PlVIask} > 0 (31) Il segnale della grandezza che compare al primo membro della (31) può essere monitorato in tempo reale, e di conseguenza si può accertare se il criterio di funzionamento dell’HFNC sia soddisfatto, in accordo con la (27).

In alternativa, inserendo la (22), ottenuta con l’approccio secondario, nella (30), si ottiene la seguente espressione:

^Mask_PNT-B<+>{[(Φ<Λ>ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α " Φ<Λ>ΜΕΙ5Ι<_ΡΝΤ-Β) / Φ<Λ>ΜΕΙ5Ι<_ΡΝΤ-Β] * ΦΜΕ^ΡΝΤ-Β} > 0

(32) Anche il segnale della grandezza che compare al primo membro della (32) può essere monitorato in tempo reale e, come per la (31), si può controllare che il criterio dell’applicazione dell’apparato HFNC sia soddisfatto.

Determinazione della meccanica respiratoria

Una volta determinato 0Respè possibile ricavare in tempo reale i parametri fisiologici respiratori fondamentali per la valutazione della meccanica respiratoria. Tale opportunità consente di verificare non solo se l’impostazione iniziale dell’apparato FIFNC 100 è corretta, ma anche di modificarla in qualunque momento in funzione dell’evoluzione della patologia respiratoria in modo più oggettivo rispetto alla variazione dei segni clinici.

Oltre al segnale del 0Resped in modalità sincrona rispetto ad esso, per la determinazione della meccanica respiratoria è necessario acquisire i segnali relativi alle pressioni faringea (PFar), esofagea (PES), e gastrica (PGa). H monitoraggio dei segnali relativi alla pressioni (PFar, PES, e PGa), viene effettuato collegando i rispettivi cateteri ad un terminale di un DPT mediante un tubicino. Nel caso in cui non fosse possibile ottenere 0Resprimane comunque possibile determinare il timing respiratorio ricorrendo ad una acquisizione di ΦΗΕΝΟ-ΡΝΤ-ΑO ΦΜΕ^ΡΝΤ-Βin modalità Corrente Alternata (AC).

ln particolare, come è noto, gli oscilloscopi possono essere impostati in modo tale da monitorare solo la componente alternata dei segnali. Utilizzando tale modalità è possibile ottenere un segnale che interseca la linea dello zero flusso in corrispondenza dell'inizio e della fine dell'inspirazione. Tale metodo può essere anche applicato per avere a disposizione un segnale di trigger inspiratorio da utilizzare nei ventilatori che forniscono modalità di ventilazione sincronizzata.

Elenco dei principali parametri della meccanica respiratoria rilevabili

A seguire, è riportato l’elenco dei principali parametri che è possibile calcolare elaborando i segnali ottenuti con il sistema di monitoraggio 1 sopra descritto: - Tempo di inizio inspirazione (Tstartjns);

- Tempo di fine inspirazione (TEndjns);

- Tempo di inspirazione (Ti);

- Tempo di espirazione (Te);

- Rapporto tra Tj e Te(Tj/Te);

- Durata periodo respiratorio (TTot);

- Frequenza respiratoria (FR);

- Volume corrente inspiratorio (VC,);

- Volume corrente espiratorio (VCe);

- Volume minuto (Vmin);

- Rapporto tra VCj e Tj (VCj/Tj);

- Rapporto tra VCj e Te(VCj/Te);

- Tempo d’inizio sforzo inspiratorio (TDr0p_pes);

Intervallo di tempo tra TstarMns e Torop_Pes 0<">d6lay)i

- Pressione positiva di fine espirazione intrinseca (PEEPj);

- Variazione inspiratoria della pressione esofagea (APes);

- Variazione massima della pressione esofagea (Apes_max)

- Pressione transpolmonare alla fine dell'inspirazione (Ptp_endjnsp);

- Resistenza toracica (Rt);

- Resistenza polmonare (Rp);

- Resistenza respiratoria totale (Rresp_tot);

- Compliance toracica (Ct);

- Compliance polmonare (Cp);

- Compliance polmonare dinamica (Cp_din);

- Compliance toracica in rilassamento (Ct nias);

- Componente resistiva dello sforzo (Pressure Time Produci) inspiratorio (PTPres),

- Componente elastica (espansione polmonare) del PTP inspiratorio

(PTP elas_polm)>

- Componente elastica (espansione toracica) del PTP inspiratorio

(PTP elas_torac)>

- Componente elastica legata alla PEEPi del PTP inspiratorio (PTPPEEPÌ); - Componente elastica totale del PTP inspiratorio (PTPeias_tot);

- PTP totale inspiratoria (PTPtot);

- PTP_tot per minuto (PTPtot_min);

- Componente resistiva del lavoro {Work of Breathing, WOB) inspiratorio (WOB_res);

- Componente elastica (espansione polmonare) del WOB inspiratorio

(WO B_e|as_polm)i

- Componente elastica (espansione toracica) del WOB inspiratorio

(WO B_e|as_torac) i

- Componente elastica legata alla PEEPi del WOB inspiratorio (WOBPEEPÌ); - Componente elastica totale del WOB inspiratorio (WOBeias_tot);

- WOB totale inspiratoria (WOBtot);

- WOB_tot per minuto (WOBtot_min);

- WOB_tot per litro (WOBtot_iit)·

Una volta che sono noti i parametri fisiologici respiratori e i dati della meccanica polmonare è possibile regolare l'impostazione dell’apparato HFNC 100 secondo il diagramma di flusso di Figura 6. Quest’ultimo mostra una modalità di adattamento ricorsivo del flusso erogato dall’apparato FIFNC 100.

La presente invenzione è stata fin qui descritta con riferimento a forme preferite di realizzazione. È da intendersi che possano esistere altre forme di realizzazione che afferiscono al medesimo nucleo inventivo, come definito daN’ambito di protezione delle rivendicazioni qui di seguito riportate.

Claims

RIVENDICAZIONI 1. Sistema di monitoraggio (1) di grandezze respiratorie durante la somministrazione di ossigeno a varie concentrazioni mediante nasocannule (105), in particolare con un apparato di tipo HFNC ( High Flow NasoCannule) (100), il quale sistema di monitoraggio (1) comprende: un primo rilevatore di flusso (21, DPT-A), configurato per misurare, a monte delle nasocannule (105), un flusso erogato (0HFNC_PNT-A) di aria e ossigeno; un secondo rilevatore di flusso (22, DPT-B), configurato per misurare un flusso residuo (ΦΜ35Ι<_ΡΝΤ-Β) che attraversa una maschera oro-nasale (3) indossata sopra le nasocannule (105); mezzi di rilevazione della pressione faringea (PFar), in particolare un catetere faringeo (4) associato ad un trasduttore di pressione (DPT-D); mezzi di rilevazione della pressione esofagea (PEs) e della pressione gastrica (PGB), in particolare un catetere esofago-gastrico (5) associato a rispettivi traduttori di pressione (DPT-E, DPT-F); mezzi di rilevazione di una pressione di maschera (PMask) interna alla maschera oro-nasale (3), in particolare un catetere di maschera (6) associato ad un trasduttore di pressione (DPT-C); e una unità di elaborazione (10), in comunicazione con detti mezzi di rilevazione e configurata per la determinazione di parametri rappresentativi della respirazione e/o della meccanica polmonare.
2. Sistema di monitoraggio (1) secondo la rivendicazione 1, in cui detta unità di elaborazione (10) è configurata per determinare un flusso respiratorio del soggetto (OResp) secondo la formula: OResp<=>OHFNC_PNT-A<">0|Vlask_ PNT-B<">0|\/lask_Leak , in cui: 0|\/lask_Leak = PMask / R<A>Mask_Leak = [(0<A>HFNC_PNT-A " 0<A>Mask_PNT-B) / P<A>Mask] * PMask oppure OMask_Leak = [(0<A>HFNC_PNT-A " 0<A>Mask_PNT-B) / 0<A>Mask_PNT-B] * OMask_PNT-B 0V6 OHFNC_PNT-A è il flusso ©rogato, OMask_PNT-B6 il flusso residuo, 0<A>Mask_PNT-B6 il flusso residuo in condizioni di apnea, OMask_Leakè un flusso di perdita della maschera oro-nasale (3), PMaskè la pressione interna alla maschera (3) e P<A>Maskè la pressione interna alla maschera (3) in condizioni di apnea.
3. Sistema di monitoraggio (1 ) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, in cui detta unità di elaborazione (10) è configurata per verificare che 0|\/lask_PNT-B {[(0<A>HFNC_PNT-A " 0<A>Mask_PNT-B) / P<A>Mask] * PMask} > 0, oppure che OMask_PNT-B<+>{[(Φ<Λ>ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α " Φ<Α>Μ85^ΡΝΤ-Β) / Φ<Α>Μ85^ΡΝΤ-Β] * ^Mas^PNT-B} > 0 ove OMask_PNT-Bè il flusso residuo, 0<A>Mask_PNT-Bè il flusso residuo in condizioni di apnea, O<A>HFNC_PNT-A è il flusso erogato in condizioni di apnea, PMaskè la pressione interna alla maschera (3), P<A>Maskè la pressione interna alla maschera (3) in condizioni di apnea.
4. Sistema di monitoraggio (1 ) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, comprendente un dispositivo (11 ) collegato a detto catetere faringeo (4) e configurato per erogare un flusso di lavaggio ((^Lavaggio) attraverso di esso.
5. Sistema di monitoraggio (1 ) secondo la rivendicazione precedente, in cui detta unità di elaborazione (10) è configurata per determinare la pressione faringea (PFar) secondo la formula: PFar = PDPT-D " (Rcat_ far ^Lavaggio) in cui PDPT-D è la pressione rilevata da detto trasduttore di pressione faringea (DPT-D), Rcatjar è la resistenza fluidodinamica di detto catetere faringeo (4) e ΦLavaggio è il flusso di lavaggio erogato.
6. Sistema di monitoraggio (1 ) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, comprendente altresì un oscilloscopio (7) in comunicazione con uno o più di detti mezzi di rilevazione e con detta unità di elaborazione (10) e disposto a monte di quest’ultima.
7. Sistema di monitoraggio (1 ) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, comprendente detta maschera oro-nasale (3) indossabile sopra alle nasocannule (105).
8. Sistema di monitoraggio secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, comprendente un oscilloscopio (7) interposto fra detti mezzi di rilevazione e detta unità di elaborazione (10) ed in comunicazione con quest’ultima.
9. Sistema di monitoraggio (1 ) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, in cui detta unità di elaborazione (10) è configurata per determinare uno o più dei seguenti parametri di meccanica respiratoria: Tempo di inizio inspirazione (Tstartjns); Tempo di fine inspirazione (TEndjns); Tempo di inspirazione (Ti); Tempo di espirazione (Te); Rapporto tra T, e Te(Tj/Te); Durata periodo respiratorio (TTot); Frequenza respiratoria (FR); Volume corrente inspiratorio (VC,); Volume corrente espiratorio (VCe); Volume minuto (Vmin); Rapporto VCi/T, (VCi/T,); Rapporto VCi/Te(VCi/Te); Tempo d’inizio sforzo inspiratorio (TDCOP_P@S), Intervallo di tempo tra TstarMns e TDCOP_P@S(Tdeiay)i Pressione positiva di fine espirazione intrinseca (PEEPj); Variazione inspiratoria della pressione esofagea (APes); Variazione massima della pressione esofagea (Apes_max); Pressione transpolmonare alla fine dell'inspirazione (Ptp_endjnsp); Resistenza toracica (Rt); Resistenza polmonare (Rp); Resistenza respiratoria totale (Rrespjot); Compliance toracica (Ct); Compliance polmonare (Cp); Compliance polmonare dinamica (Cp_din); Compliance toracica in rilassamento (Ct riias); Componente resistiva dello sforzo (Pressure Time Produci) inspiratorio (PTPres); Componente elastica (espansione polmonare) del PTP inspiratorio (PTPeias_poim); Componente elastica legata alla PEEPi del PTP inspiratorio (PTPpEEPi); Componente elastica (espansione toracica) del PTP inspiratorio (PTPeiasjorac); Componente elastica totale del PTP inspiratorio (PTPeias_tot); PTP totale inspiratoria (PTPtot); PTP_tot per minuto (PTPtot_min); Componente resistiva del lavoro {Work of Breathing, WOB) inspiratorio (WOBres); Componente elastica (espansione polmonare) del WOB inspiratorio (WOBeias_Poim); Componente elastica (espansione toracica) del WOB inspiratorio (WOBeiasjorac); Componente elastica totale del WOB inspiratorio (WOBeias_tot); Componente elastica legata alla PEEPi del WOB inspiratorio (WOBPEER); WOB totale inspiratoria (WOBtot); WOB_tot per minuto (WOB_tot_min); WOB_tot per litro (WOBtotjit).
10. Apparato di somministrazione di un flusso di ossigeno a varie concentrazioni attraverso nasocanule (105), comprendente un sistema di monitoraggio (1) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti.
11. Metodo di monitoraggio di grandezze respiratorie durante la somministrazione di aria e ossigeno mediante nasocannule (105), in particolare con un apparato di tipo HFNC ( High Flow NasoCannule) (100), il quale metodo di monitoraggio prevede: una rilevazione di flusso di aria e ossigeno erogato (0HFNC_PNT-A) a monte delle nasocannule (105); una rilevazione di flusso residuo (ΦΜ35Ι<_ΡΝΤ-Β) che attraversa una maschera oro-nasale (3) indossata sopra alle nasocannule (105); una rilevazione di pressione faringea (PFar), in particolare mediante un catetere faringeo (4) associato ad un trasduttore di pressione (DPT-D); una rilevazione di pressione esofagea (PEs) e della pressione gastrica (PGa), in particolare mediante un catetere esofago-gastrico (5) associato a rispettivi traduttori di pressione (DPT-E, DPT-F); una rilevazione di pressione di maschera (PMask) interna alla maschera oronasale (3), in particolare mediante un catetere di maschera (6) associato ad un trasduttore di pressione (DPT-C); una determinazione di parametri rappresentativi della respirazione e/o della meccanica polmonare sulla base di dette rilevazioni.
12. Metodo di monitoraggio secondo la rivendicazione 11, che prevede la determinazione di un flusso respiratorio del soggetto (OResp) secondo la formula: ^Resp<=>QhlFNCLPNT-A<">^Mas^ PNT-B<">^Mas^Leak in cui: ^Mask_Leak - PMask / R<A>Mask_Leak - [(Φ<Λ>ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α<">(^MaskJ^NT-B) / P<A>Mask] * PMask oppure ^Mask_Leak<=>[(Φ<Λ>ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α<">(^Mask-PNT-B) / Φ<Α>Μ85^ΡΝΤ-Β] * ^Mas^PNT-B ove OpiFNC_PNT-Aè N flusso erogato, ΦΜΘΞ^ΡΝΤ-Β è il flusso residuo, 0<A>Mask_PNT-Bè il flusso residuo in condizioni di apnea, OMask_Leakè un flusso di perdita della maschera oro-nasale (3), PMaskè la pressione interna alla maschera (3) e P<A>MaSkè la pressione interna alla maschera (3) in condizioni di apnea.
13. Metodo di monitoraggio secondo la rivendicazione 11 o 12, che prevede un monitoraggio della condizione OMask_PNT-B<+>{[(Φ<Λ>ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α<">Φ<Α>Μ85^ΡΝΤ-Β) ! P<A>Mask] * PMask} > 0, oppure OMask_PNT-B+{[(0<A>HFNC_PNT-A "0<A>Mask_PNT-B)/0<A>Mask_PNT-B]*^Mask_PNT-B}>0 ove OMask_PNT-Bè il flusso residuo, 0<A>Mask_PNT-Bè il flusso residuo in condizioni di apnea, O<A>HFNC_PNT-A è il flusso erogato in condizioni di apnea, PMaskè la pressione interna alla maschera (3), P<A>Maskè la pressione interna alla maschera (3) in condizioni di apnea.
14. Metodo di monitoraggio secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 11 a 13, che prevede l'erogazione di un flusso di lavaggio ((^Lavaggio) attraverso detto catetere faringeo (4).
15. Metodo di monitoraggio secondo la rivendicazione precedente, che prevede la determinazione della pressione faringea (Ppar) secondo la formula: PFar<=>PDPT-D<">(Rcat_ .far ^Lavaggio) in cui PDPT-D è la pressione rilevata da detto trasduttore di pressione faringea (DPT-D), Rcatjar è la resistenza fluidodinamica di detto catetere faringeo (4) e Oi_avaggio è il flusso di lavaggio erogato.
16. Metodo di monitoraggio secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 11 a 15, che prevede la determinazione del timing respiratorio mediante una acquisizione di flusso erogato (OHFNC_PNT-A) O di flusso residuo (OMask_PNT-B) in una modalità Corrente Alternata (AC).
17. Metodo di monitoraggio secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 11 a 15, che è applicato per ottenere un segnale di trigger inspiratorio da utilizzare nei ventilatori che forniscono modalità di ventilazione sincronizzata.
18. Metodo di monitoraggio secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 11 a 17, che prevede la determinazione di uno o più dei seguenti parametri di meccanica respiratoria: Tempo di inizio inspirazione (Tstaitjns); Tempo di fine inspirazione (TEndjns); Tempo di inspirazione (Ti); Tempo di espirazione (Te); Rapporto tra T, e Te(Tj/Te); Durata periodo respiratorio (TTot); Frequenza respiratoria (FR); Volume corrente inspiratorio (VC,); Volume corrente espiratorio (VCe); Volume minuto (Vmin); Rapporto VCi/T, (VCi/T,); Rapporto VCi/Te (VCi/Te); Tempo d’inizio sforzo inspiratorio (TDrop_Pes); Intervallo di tempo tra T startjns e TDrop_Pes (Tdeiay); Pressione positiva di fine espirazione intrinseca (PEEPj); Variazione inspiratoria della pressione esofagea (APes); Variazione massima della pressione esofagea (APes_max); Pressione transpolmonare alla fine dell’inspirazione (Ptp_endjnsp); Resistenza toracica (Rt); Resistenza polmonare (Rp); Resistenza respiratoria totale (RresP_tot); Compliance toracica (Ct); Compliance polmonare (Cp); Compliance polmonare dinamica (Cp_din); Compliance toracica in rilassamento (Ct nias); Componente resistiva dello sforzo (Pressure Time Produci) inspiratorio (PTPres); Componente elastica (espansione polmonare) del PTP inspiratorio (PTPeias_poim); Componente elastica (espansione toracica) del PTP inspiratorio (PTPeias_torac); Componente elastica legata alla PEEPi del PTP inspiratorio (PTPPEEPÌ); Componente elastica totale del PTP inspiratorio (PTPeias_tot); PTP totale inspiratoria (PTPtot); PTP_tot per minuto (PTPtot_min); Componente resistiva del lavoro {Work of Breathing, WOB) inspiratorio (WOBres); Componente elastica (espansione polmonare) del WOB inspiratorio (WOBeias_Poim); Componente elastica (espansione toracica) del WOB inspiratorio (WOBeias_torac); Componente elastica legata alla PEEPi del WOB inspiratorio (WOBpEEPj); Componente elastica totale del WOB inspiratorio (WOBeiasjot); WOB totale inspiratoria (WOBtot); WOB_tot per minuto (WOBtot_min); WOB_tot per litro (WOBtotjit)·