IT201600089365A1

IT201600089365A1 - METHOD AND SYSTEM FOR THE DETERMINATION OF THE RESPIRATORY PROFILE OF A PATIENT SUBJECT TO OXYGEN THERAPY AT HIGH FLOWS THROUGH NOSE-NANNULE

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 METHOD AND SYSTEM FOR DETERMINING THE PROFILE

RESPIRATORIO DI UN PAZIENTE SOTTOPOSTO AD OSSIGENOTERAPIA RESPIRATORY OF A PATIENT UNDERGOING OXYGEN THERAPY

AD ALTI FLUSSI MEDIANTE NASOCANNULE HIGH FLOWS THROUGH NASOCANNULE

DESCRIZIONE DESCRIPTION

Campo tecnico dell’invenzione Technical field of the invention

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. The present invention relates to a method and a system for determining and monitoring the respiratory profile of a patient subjected to high flow oxygen therapy by means of nasocannulas.

Background 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. In patients suffering from pulmonary diseases of various kinds, there may be a progressive deterioration of the respiratory function which, if not quickly and effectively treated, can lead to the need for intubation and mechanical ventilation.

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. Among the support systems that are used in the initial forms of respiratory failure, we find in the first instance those characterized by unidirectional flow generators, which deliver high flows of humidified and heated oxygen and air. These oxygen therapy devices interface with the patient through nasocannulas (NC) and are generally identified with the acronym HFNC (“High-Flow Nasal Cannula”). The HFNC systems are able to improve oxygenation and reduce respiratory work in many conditions of respiratory failure.

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. The HFNC devices have been designed to administer oxygen at different concentrations at a flow higher than the patient's Peak Inspiratory Flow (PIF), so that the patient does not have to take additional air, as happens in low-flow systems. from the environment to adapt the inhaled flow to its PIF. When this condition is met, the oxygen inspired by the patient comes exclusively from the NC and, therefore, the concentration set on the FIFNC device (Fi02) coincides with that inhaled by the subject. Furthermore, if the flow of the FIFNC apparatus exceeds the PIF, a continuous passage of fresh gas is obtained from the nose to the mouth with a consequent reduction of the anatomical dead space. Other effects deriving from the inhalation of flows greater than the PIF consist in the reduction of inspiratory resistance and an increase in pharyngeal pressure.

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. Also for the simplicity of use with which they have been conceived and unlike the common ventilation systems, the known FIFNC devices are not equipped with a system for measuring and / or monitoring the physiological parameters associated with the respiratory flow (tidal volume or other), neither of the parameters of respiratory mechanics, such as compliance or resistance, nor consequently of the respiratory work. This represents an important drawback of known systems, as these parameters could guide the clinician in the optimal setting of the 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. Furthermore, in the FIFNC systems there is no device to monitor the pressure inside the airways. This deficiency constitutes another significant drawback of the known systems, because it is not possible to detect any increase in pharyngeal pressure resulting from the increase in flow, potentially causing pulmonary hyperdistension and pneumothorax.

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. The flow setting, which plays a fundamental role as it affects FiQ2 levels, respiratory mechanics parameters and pharyngeal pressure levels, can currently only be performed empirically on the basis of clinical response, heart rate and respiratory rate. and peripheral oxygen or blood gas saturation. However, the clinical response, although indicative of the effectiveness of the treatment, is not objective because it changes based on the observer's experience and, therefore, may not coincide with the real values of the patient's respiratory effort.

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. In particular, the current flow setting starts from an initial value of 1 l / min / kg 1, to reach 2 l / min / kg or 3 l / min / kg, if the clinical signs of respiratory effort do not disappear or they do not improve physiological parameters. As mentioned, this graduation of the flow levels is independent of the pathophysiological mechanism of the underlying respiratory problem and is based only on clinical parameters. Therefore, another important drawback of the known systems is that, if the flow delivered is not adequately proportioned to the needs of the subject, there can also be a worsening of the respiratory function over time.

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. In an attempt to solve some of the aforementioned drawbacks, some methods have been proposed that would allow to evaluate the respiratory function in patients undergoing treatment with an HFNC apparatus. Some of these methods are non-invasive, such as: respiratory impedance plethysmography, which estimates changes in the volume of the chest and abdomen through thoraco-abdominal bands; electrical impedance tomography, which allows you to produce tomographic images of the spatial distribution of electrical impedance within the thoraco-abdominal compartment from which changes in lung volume can be deduced; and optoelectronic plethysmography, which is able to continuously provide an accurate measurement of thoraco-abdominal volume and consequently of changes in lung volume. However, these techniques have the disadvantage of requiring an initial calibration via tidal volume measurement, which measurement currently cannot be practiced in patients treated with an HFNC apparatus.

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. Other respiratory monitoring techniques, more invasive but more accurate than the previous ones, require the recording of the esophageal pressure using a balloon catheter. To evaluate respiratory mechanics through esophageal pressure, it is essential to identify, on the signal of the same, the beginning and end of inspiration (respiratory timing). To do this, the most correct way would be to acquire the respiratory flow signal, but this is currently not practicable during treatment with the HFNC apparatus, due to gas leaks from the nose and mouth, which are inevitable in a one-way flow system. .

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. To overcome this problem, alternative methods to respiratory flow have been used, such as changes in transdiaphragmatic pressure, which are however more invasive than measuring respiratory flow. These methods, while allowing to identify the respiratory timing and therefore to calculate some parameters of pulmonary mechanics, nevertheless do not allow to determine the respiratory flow and therefore the tidal volume, the latter indispensable for determining the most relevant parameters of pulmonary mechanics and the adequacy of the flow set on the HFNC device.

Sommario dell’invenzione Summary of the invention

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. The technical problem posed and solved by the present invention is therefore that of providing a method and a system for determining parameters associated with the respiratory flow and respiratory mechanics in patients undergoing treatment with HFNC devices, which allow to overcome the drawbacks mentioned above with reference to the known art.

Tale problema viene risolto da un metodo secondo la rivendicazione 11 e da un sistema secondo la rivendicazione 1. This problem is solved by a method according to claim 11 and by a system according to claim 1.

Caratteristiche preferite della presente invenzione sono oggetto delle rivendicazioni dipendenti. Preferred features of the present invention are the subject of the dependent claims.

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”). The method and the system of the present invention allow the determination and monitoring of physiological parameters characteristic of the respiratory flow and of parameters relating to the respiratory mechanics in a patient during the use of an HFNC (“High-Flow Nasal Cannula”) apparatus.

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. In particular, the method and the system of the invention allow the determination of the effective respiratory flow and the pressure within the airways using a standard oral-nasal mask as an interface with the patient.

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. Based on the aforementioned quantities, it is therefore possible to set and adapt the flow values delivered by the HFNC device so that they are adequate for the patient's respiratory flow and his respiratory response to treatment.

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. The method and the system of the invention make it possible to determine the flow losses due to the use of a standard oral-nasal mask, without requiring for the measurements performed and for the determination of the aforementioned quantities, a dedicated mask that presents a perfect pneumatic seal.

I suddetti vantaggi sono ottenuti con un sistema basato su un set-up efficace ed al contempo semplice da implementare. The above advantages are obtained with a system based on an effective set-up and at the same time simple to implement.

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. Other advantages, characteristics and methods of use of the present invention will become evident from the following detailed description of some embodiments, presented by way of example and not of limitation.

Descrizione breve delle figure Brief description of the figures

Verrà fatto riferimento alle figure dei disegni allegati, in cui: Reference will be made to the figures of the attached drawings, in which:

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; Figure 1 shows an HFNC apparatus usable in association with the system of the invention, in a configuration in which it is connected to a patient;

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; Figure 2 shows, by way of example, a preferred embodiment of a monitoring system according to the present invention, represented together with the FIFNC apparatus of Figure 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; Figure 3 shows a schematic representation of a fluid dynamic circuit of a physical model that can be adopted for the system of Figure 2;

la Figura 4 mostra una rappresentazione schematica di un circuito equivalente elettrico del circuito fluidodinamico di Figura 3; Figure 4 shows a schematic representation of an electrical equivalent circuit of the fluid dynamic circuit of Figure 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; Figure 5 schematically shows a possible configuration of a device that allows, at the same time, to measure the pharyngeal pressure (PFar) and unblock the catheter used for its measurement (Figure 2), a fundamental condition for its operation ;

la Figura 6 mostra una possibile implementazione del metodo della presente invenzione come applicato mediante il sistema di Figura 2. Figure 6 shows a possible implementation of the method of the present invention as applied by means of the system of Figure 2.

Descrizione dettagliata di forme di realizzazione preferite Detailed description of preferred embodiments

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. Figure 1 provides a schematic representation of a possible embodiment of a so-called HFNC (“High-Flow Nasal Cannula”) apparatus, denoted as a whole with 100.

Il sistema HFNC 100 comprende principalmente: The HFNC 100 system mainly includes:

- un flussometro 101 che misura il flusso erogato, tipicamente variabile in un intervallo 0.25 - 70 l/min e denotato con OHFNC; - a flow meter 101 which measures the delivered flow, typically variable in an interval 0.25 - 70 l / min and denoted by OHFNC;

- un blender, o miscelatore, 102 che miscela aria e ossigeno, tipicamente con una F1O2variabile tra 0.21 e 1 ; - a blender 102 which mixes air and oxygen, typically with an F1O2 variable between 0.21 and 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. - a humidification and gas heating system, or humidifier, 103; and - a ventilation circuit 104 connected on one side to the humidifier 103 and on the other to the nasocannulas, here denoted by 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. Figure 2 shows a schematic representation, by functional units, of a system for determining and / or monitoring respiratory quantities and lung mechanics parameters according to a preferred embodiment of the invention. This system is herein denoted as a whole with 1. The monitoring system 1 is intended to be applied together with an HFNC apparatus 100 as described above, in a subject in spontaneous breathing.

Nel presente esempio realizzativo, il sistema di monitoraggio 1 comprende principalmente: In the present embodiment, the monitoring system 1 mainly comprises:

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); a first flow detector 21, in particular a pneumotachometer (denoted by PNT-A in Fig. 2), placed in series with the ventilation circuit 104 of the HFNC 100 apparatus, downstream of the humidifier 103 and upstream of the nose cannulas 105; detector 21 allows the measurement of the flow coming from the HFNC 100 apparatus during treatment (0HFNC_PNT-A) and includes, or is associated with, a corresponding differential pressure transducer (denoted by DPT-A in Figure 2);

una maschera oro-nasale di monitoraggio 3 {maschera), indossata sopra alle nasocannule 105 e priva di aperture di passaggio di queste ultime; an oral-nasal monitoring mask 3 (mask), worn over the nasal cannulas 105 and without the passage openings of the latter;

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); a second flow detector 22, in particular a pneumotachograph (PNT-B), connected to the oro-nasal mask 3, preferably at the main opening of this; the detector 22 allows the measurement of the flow that passes through the mask (ΦΜ35Ι <_ΡΝΤ-Β) and includes, or is associated with, a corresponding differential pressure transducer (denoted by DPT-B in Figure 2);

un catetere faringeo 4 per la misura della pressione faringea (PFar); a pharyngeal catheter 4 for measuring pharyngeal pressure (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); an esophagus-gastric balloon catheter, 5, equipped with a proximal and a distal terminal, positioned respectively in the esophagus for the measurement of esophageal pressure (PEs) and in the stomach for gastric pressure (PGa);

un catetere di maschera 6, connesso o associato alla maschera 3 per la misura della pressione interna alla stessa (PMask); a mask catheter 6, connected or associated with the mask 3 for measuring the pressure inside the same (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); a plurality of differential pressure transducers (DPT), six in this example, for measuring the following flows and pressures, some already introduced above: 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; an oscilloscope 7 for the detection, monitoring and acquisition of the signals generated by the six DPTs;

una unità di elaborazione 10, ad esempio un laptop od altro elaboratore elettronico, per l’elaborazione dei segnali memorizzati tramite l'oscilloscopio 7. a processing unit 10, for example a laptop or other electronic processor, for processing the signals stored through the oscilloscope 7.

’utilizzo del sistema di monitoraggio 1 prevede la seguente procedura: ’Use of the monitoring system 1 provides for the following procedure:

inserimento delle nasocannule 105 al paziente e impostazione del flusso dell’apparato HFNC 100 mediante riscontro con il flussometro 101 incluso in esso; insertion of the nasocannulas 105 to the patient and setting the flow of the HFNC 100 apparatus by means of a comparison with the flow meter 101 included in it;

inserimento del catetere esofagogastrico 5; insertion of the esophagogastric catheter 5;

inserimento del catetere faringeo 4; insertion of the pharyngeal catheter 4;

posizionamento della maschera oro-nasale 3 sul viso del paziente, sovrapposta alle cannule 105. positioning of the oro-nasal mask 3 on the patient's face, superimposed on the cannulas 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. The monitoring system 1 therefore allows the determination of respiratory flow and other physiological respiratory parameters during the application of the HFNC 100 apparatus, and this by means of a dedicated algorithm and according to the methods illustrated below.

Il sistema permette altresì la determinazione di parametri rappresentativi della meccanica respiratoria, come spiegato più avanti. The system also allows the determination of representative parameters of respiratory mechanics, as explained further on.

Il sistema di monitoraggio 1 consente anche la determinazione della pressione faringea durante l'applicazione dell’apparato HFNC 100, come illustrato sempre a seguire. The monitoring system 1 also allows the determination of the pharyngeal pressure during the application of the HFNC 100 apparatus, as always illustrated below.

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. Another important aspect of system 1 is that it allows the patient's OHFNC_PNT-A> PIF (Peak Inspiratory Flow) condition to be checked in real time, again as illustrated below.

Determinazione del flusso respiratorio Determination of respiratory flow

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. When a subject is assisted with the FIFNC system 100, the measurement of the patient's respiratory flow is more complex than in the case of the patient in spontaneous breathing, due to the flow administered by the system itself and to losses from the nose and mouth. In fact, it is not enough to use only one flow detector connected to the mask, but two detectors are required. As illustrated above, one of these detectors (21 or PNT-A) is connected in series with the ventilation circuit 104 which ends with the nose cannulas 105 and continuously monitors the flow coming from the FIFNC apparatus 100. Another detector (22 or PNT-B) is connected directly to the oronasal mask 3 and continuously monitors the fraction of flow that crosses the mask itself both at the inlet and outlet.

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. If the mask 3 had a complete pneumatic seal and intercepted all the flow into and out of the patient, the patient's respiratory flow would be equal to the difference between the flow passing through the two flow detectors 21 and 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. However, since no oronasal mask 3 can be considered as having a complete pneumatic seal - due to the rigidity of the conformation of the mask with respect to the variability of the conformation of the face, as well as to the interference with the nasal cannulae 105 - a fraction of the aforementioned flow continuously crosses the edges of the mask. To determine the flow of loss from the mask, the system 100 implements, at the level of unit 10, a loss calculation algorithm.

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. A preferred implementation of this algorithm which allows to determine the patient's respiratory flow (OResp) in the presence of a leak flow from mask 3 (OMask_Leak) is described below.

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 As shown in Figure 3, to determine the patient's respiratory flow (OResp) during treatment with the HFNC 100, a physical model is adopted consisting of a fluid dynamic circuit (CF) which includes the FIFNC 100 apparatus, the aforementioned gold mask. nasal (Mask) 3, PNT-A (21), PNT-B (22), and mask catheter 6 (shown in Figure 2), and this to evaluate the flows (Φ) of afferent and efferent gases to the patient, as well as the pressure inside the mask

3 (PlMask)· 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. The behavior of the fluid dynamic circuit during treatment with the FIFNC 100 apparatus can be effectively studied and solved through the equivalent electrical circuit (EEC) shown in Figure 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. In this context, the application of the equivalent electrical circuit appears to be "correct" and "justified" based on the following reasons. The "correctness" derives from the well-known equivalence of behavior between electric circuits and fluid-dynamic circuits, so that the difference in electric potential, electric current, electric charge, electric resistance, electric capacitance and electric inductance can be replaced from pressure, flow, volume, fluid dynamic resistance, elastic compliance and fluid dynamic / elastic inertia. In the case considered here, the electrical inductance does not appear in the equivalent electrical circuit since both the inertia of the flows that pass through the airways and that of the tissues that make up the airways, lungs, thorax and abdomen are both negligible. at the low respiratory frequencies involved (typically <10 Hz). As for the "justification", it derives from the opportunity to apply the well-known theorems and methods available to solve the problems associated with electrical circuits and, in particular, Kirchhoff's laws.

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. The quantities that characterize the fluid dynamic circuit of Figure 3 and the equivalent electric circuit of Figure 4, already partially mentioned above, are defined below.

Per quanto attiene alle grandezze relative alle pressioni: As regards the quantities relating to pressures:

- pressione interna alla maschera 3 (PMask); - pressure inside mask 3 (PMask);

- pressione esterna alla maschera 3, od atmosferica (PAtm), che, come è noto, viene considerata pari a zero. - pressure outside mask 3, or atmospheric pressure (PAtm), which, as is known, is considered equal to zero.

P Atm<—>0 (1) Per quanto attiene alle grandezze relative ai flussi: P Atm <—> 0 (1) As regards the quantities relating to the flows:

- flusso erogato dall’apparato HFNC 100 al paziente e monitorato dal primo rilevatore di flusso 21 (OHFNC_PNT-A); - flow delivered by the HFNC 100 device to the patient and monitored by the first flow detector 21 (OHFNC_PNT-A);

- flusso che attraversa la cavità orofaringea (0Far); - flow passing through the oropharyngeal cavity (0Far);

- flusso che attraversa le narici esternamente alle nasocannule 105 (dv - flow that crosses the nostrils externally to the nasocannulas 105 (dv

out_Naso)>out_Nose)>

- flusso che attraversa la bocca (Oin-0ut_Bocca); - flow through the mouth (Oin-0ut_Bocca);

- flusso complessivo ln-out_Naso e ln-out_Bocca (Oin-0ut_NB) - overall flow ln-out_Nose and ln-out_Mouth (Oin-0ut_NB)

- frazione di Oin-0ut_NBintercettato dalla maschera oronasale 3 e monitorato dal secondo rilevatore di flusso 22 (OMBS^PNT-B); - fraction of Oin-0ut_NB intercepted by the oronasal mask 3 and monitored by the second flow detector 22 (OMBS ^ PNT-B);

- flusso di perdita dal bordo della maschera 3 (OMask_Leak); - leak flow from the edge of mask 3 (OMask_Leak);

- flusso respiratorio del paziente (OResp)·- patient respiratory flow (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). The arrows shown in Figure 3 and Figure 4 indicate the direction of each specific flow (Φ) which can be unidirectional (single arrow) or bidirectional (double arrow).

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: From Figure 3 (or Figure 4), applying the law of continuity (or Kirchhoff's first law) to node 1 and node 2, it is possible to write the following two equations:

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

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

Sostituendo la (2) nella (3), si ottengono le seguenti espressioni: Substituting (2) into (3), we obtain the following expressions:

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

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

Applicando la legge di continuità (o la prima legge di Kirchhoff) al nodo 3, è possibile scrivere la seguente equazione: By applying the law of continuity (or Kirchhoff's first law) to node 3, it is possible to write the following equation:

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

Applicando la legge di continuità (o la prima legge di Kirchhoff) al nodo 4, è possibile scrivere la seguente equazione: By applying the law of continuity (or Kirchhoff's first law) to node 4, it is possible to write the following equation:

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

Infine, sostituendo la (6) e la (7) nella (5), si ottiene la seguente espressione: Finally, substituting (6) and (7) in (5), we obtain the following expression:

OResp<=>QhlFNC-PNT-A " ^Mas^ PNT-B " ^Mas^Leak (8) 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-ΒFrom (8) it is evident that to determine the OResp signal it is necessary to know the signals of all three of the following quantities: OHFNC_PNT-A, ΦΛ / ^^ ΡΝΤ-Β

θ ΦΜθΒΜ-βΒ^ 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). The signals of ΦΗΗ = ΝΟ_ΡΝΤ-Α and ΦΙ ^^ ΡΝΤ-Βare obtained, respectively, from flow detectors 21 (PNT-A) and 22 (PNT-B). As already shown in Figure 2, the flow detectors 21 (PNT-A) and 22 (PNT-B) have respective terminals connected, for example, through tubes, to respective terminals of two differential pressure transducers (DPT-A and DPT-B).

Per la determinazione di OMask_Leak, non nota dallo stato dell’arte, può procedersi come segue. To determine OMask_Leak, not known from the state of the art, you can proceed as follows.

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: As can be seen from Figure 4, the pressure at the ends of branch 1 and branch 2, that is respectively PMaske PAtm, are the same. Consequently, the pressure difference across both branches (PMask-PAtm) coincides (parallel connection). Therefore, taking into account that PAtm = 0, applying Kirchhoff's second law to both branches, it is possible to write the following expression:

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- PMask - PAtm = PMask = RMask_PNT-B * ^ Mask_PNT-B = RMask_Leak * OMask_Leak (9) where, RMask_PNT-BΘ RMask_Leak are, respectively, the fluid dynamic resistance of detector 22 (PNT-B) and that of the equivalent leakage channel through the which is established OMask_Leak- RMask_PNT-Bdepends on the geometric characteristics of detector 22 (PNT-B), which are provided by the manufacturer, and on the value of OMask_PNT-B- The value of RMask_PNT-B can be verified by applying (9) by means of the OMask_PNT-B- PMaske measurement

Approccio primario alla determinazione di ΦΜ^ iRakPrimary approach to the determination of 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: A primary approach to the determination of OMask_Leak It is based on the equality between the second and fourth members of (9), from which the following expressions can be derived:

^Mask_Leak<—>PMask ! RMask_Leak (10) ^ Mask_Leak <—> PMask! RMask_Leak (10)

RMask_Leak<—>PMask ! ^Mask_Leak (1 1 ) 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). The PMask measurement can be obtained through a tube (catheter to mask 6 in Figure 2) which connects the inside of mask 3 with one of the two terminals of a DPT transducer (DPT-C in Figure 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. To obtain RMask_Leak, assuming that its value remains constant in each condition, it is necessary to identify that specific condition during which OMask_Leaksia is directly measurable.

Un primo metodo per tale misurazione è quello cosiddetto dell’apnea. A first method for this measurement is the so-called apnea one.

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: The specific condition during which OMask_Leak is directly measurable is represented by the patient's apnea state, which can be defined by the following expression:

^Resp<—>0 (12) ^ Resp <—> 0 (12)

Considerando la (12), la (8) e la (11), durante l’apnea, assumono la seguente espressione: Considering (12), (8) and (11), during apnea, they assume the following expression:

0<A>Mask_Leak<=>0<A>HFNC_PNT-A " 0<A>Mask_PNT-B (13) 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) 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. where the character <Λ> denotes the value assumed by the relative quantities during apnea.

Sostituendo la (13) nella (14), si ottiene la seguente espressione: Substituting (13) into (14), we obtain the following expression:

R<A>Mask_Leak<=>P<A>Mask / (Φ<Λ>ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α<">Φ<Α>Μ85^ΡΝΤ-Β) (15) 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: The (15) allows to determine the value of R <A> Mask_Leak, that is the resistance of the equivalent leakage channel during apnea, which, on the basis of the previously mentioned hypothesis, is considered equal to that assumed during respiratory activity of the patient, in accordance with the following condition:

RMask_Leak<—>R<A>Mask_Leak (15) 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 During the patient's respiratory activity (0Resp ≠ 0), therefore, considering (16), from (10) and (15) it is possible to deduce the following expression: ^ Mask_Leak - PMask / R <A> Mask_Leak - [( Φ <Λ> ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α <"> Q ^ ask-PNT-B) / P <A> Mask] * PMask (17) (17) provides a first solution to the problem of determining

^Mask Leak- ^ Mask Leak-

Sostituendo la (17) nella (8), si ottiene la seguente espressione: Substituting (17) into (8), we obtain the following expression:

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). OfResp = OHFNC_PNT-A "^ Mask_PNT-B" [(0 <A> HFNC_PNT-A "0 <A> Mask_PNT-B) / P <A> Mask] * PMask (18) The route traveled so far presupposes the possibility of identify a phase of apnea between the patient's respiratory cycles, in which to measure the values of O <A> HFNC_PNT-A, 0 <A> Mask_PNT-B, P <A> Mask- This way is easily practicable with the collaborating patient, while it is more complex in early childhood patients who are unable to voluntarily hold their breath (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. A second method for the determination of RMask_Leak consists in the detection of the equilibrium value associated with OHFNC PNT-A, OMask PNT-B6 PMask through the computation of the average value of these quantities, calculated in the time interval corresponding to n consecutive breaths. This average value, being associated with the equilibrium value, coincides with the value assumed during apnea. Unlike the apnea method, the latter solution is applicable to patients of all ages, even non-cooperating ones.

Approccio secondario alla determinazione di ΦΜ^ i Secondary approach to the determination of 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: A different (secondary) method for determining OMask_Leaksi is based on the equality between the second and third members of (9), from which the following expression is obtained:

PMask<=>RMask_PNT-B * ^Mask_PNT-B (19) 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) Applying (19) to the apnea state, the following expression is obtained: 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: If it is assumed that the resistance of detector 22 (PNT-B) during the patient's respiratory activity is the same as that during apnea, in accordance with the following condition:

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: R | Vlask_PNT-B = R <A> Mask_PNT-B (21) replacing (19), (20) and (21) in (17), we obtain the following expression:

0|\/lask_Leak = [(0<A>HFNC_PNT-A " 0<A>Mask_PNT-B) / 0<A>Mask_PNT-B] * ^Mask_PNT-B (22) 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 Equation (22) therefore provides a second solution to the problem of determination

dì OMask_Leak-Sostituendo la (22) nella (8), si ottiene la seguente espressione: say OMask_Leak - Substituting (22) into (8), we get the following expression:

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

0|Vlask_PNT-B (23) 0 | Vlask_PNT-B (23)

Con semplici passaggi matematici, la (23) assume la seguente espressione: With simple mathematical passages, (23) assumes the following expression:

^Resp<=>QhlFNCLPNT-A<">(Φ<Λ>ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α / Φ<Α>Μ85^ΡΝΤ-Β) * ^Mas^PNT-B (24) ^ 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. In summary, the following considerations can be drawn from the comparison between the primary approach and the secondary approach.

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. By adopting the secondary approach, it is not necessary to monitor PMask, nor to identify the equilibrium value of the latter (P <A> Mask), since the determination of OR requires the continuous monitoring of only OHFNC_PNT-A and OMask_PNT-B- This advantage can be partially canceled out by the need to consider a further hypothesis that the resistance of detector 22 (RMask_PNT-B) during the patient's respiratory activity is the same as that during apnea (R <A> Mask_PNT-B). although the secondary approach is based on a simpler procedure than the primary approach, since it includes an additional hypothesis, it may be less effective in adapting to possible variations in the characteristics of the system. Therefore, if it is possible to monitor the PMask signal without interruptions, including its equilibrium value (P <A> Mask), the primary approach is preferred.

Determinazione della pressione faringea Determination of pharyngeal pressure

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. The determination of pharyngeal pressure (PFar) requires the introduction into the pharynx of the aforementioned catheter 4, preferably of small caliber, with a single terminal hole, with the tip positioned immediately above the epiglottis. The catheter 4 can be introduced either through a nostril or the mouth.

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)·As shown in Figure 5, to avoid occlusion of the catheter by pharyngeal secretions, it is preferably grafted onto a T-connection so that on one side it is connected to the aforementioned differential pressure transducer (DPT-D) and on the other hand to a device 11 from which to receive a washing flow ((^ Washing)

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)·The aforementioned device preferably comprises three units: a pressure generator (GP), a flow regulator (RF), and a flow meter or flow meter (MF). The presence of a continuous flow of gas in the pharyngeal catheter 4 causes a pressure difference (ΔΡ) between the T-fitting and the terminal of the catheter located in the pharynx due to the resistance of the catheter itself. As a result of this ΔΡ, the pressure detected by the DPT-D (PDPT-D) is greater than that present in the pharynx (PFar)

Il ΔΡ può essere ricavato dalla seguente espressione: The ΔΡ can be obtained from the following expression:

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. ΔΡ - (PDPT-D <—> PFar) <—> Rcat_far ^ Wash (25) where Rcatjar is the resistance of the section of catheter between the T-fitting and the terminal of the catheter and Oi_wash is the flow that passes through it.

Dalla (25) si può esplicitare PFar come segue: From (25) we can make PFar explicit as follows:

PFar<=>PDPT-D - (Rcat_.far ^Lavaggio) (26) PFar <=> PDPT-D - (Rcat_.far ^ Washing) (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· Therefore from (26) it results that to determine PFar it is necessary to know PDPT-D, Rcatjar and 0Washing · PDPT-D and 0Washing are provided respectively by the DPT-D and the flowmeter (MF) included in the device 11. It therefore remains to determine Rcatjar- This determination it can be carried out in advance by making measurements without load (with the catheter in the air) and obtaining the curve relating to the functional dependence between ΔΡ and 0 Washing through (25), substituting PAtm for 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: The HFNC 100 device exerts its clinical benefits thanks to the fact that the flow delivered by the machine is always higher than the patient's respiratory flow (OResp), in accordance with the following condition:

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

ΦΗΤΝΟ_ΡΝΤ-Α - ΦResp > 0 (28) ΦΗΤΝΟ_ΡΝΤ-Α - ΦResp> 0 (28)

Poiché dalla (8) si ottiene la seguente espressione: Since from (8) we get the following expression:

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

ΦΜΘΒ^ΡΝΤ-Β<+>ΦΜθΒ^ίθθΚ > 0 (30) ΦΜΘΒ ^ ΡΝΤ-Β <+> ΦΜθΒ ^ ίθθΚ> 0 (30)

Sostituendo la (17), ottenuta con l’approccio primario, nella (30), si ottiene la seguente espressione: By replacing (17), obtained with the primary approach, in (30), the following expression is obtained:

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). ΦΜΘΒ ^ ΡΝΤ-Β <+> {[(Φ <Λ> ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α - Φ <Λ> Μ35Ι <_ΡΝΤ-Β) / P <A> Mask] <*> PlVIask}> 0 (31) The signal of the quantity that appears at the first member of (31) can be monitored in real time, and consequently it can be ascertained whether the HFNC operating criterion is satisfied, in accordance with (27).

In alternativa, inserendo la (22), ottenuta con l’approccio secondario, nella (30), si ottiene la seguente espressione: Alternatively, by inserting (22), obtained with the secondary approach, in (30), the following expression is obtained:

^Mask_PNT-B<+>{[(Φ<Λ>ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α " Φ<Λ>ΜΕΙ5Ι<_ΡΝΤ-Β) / Φ<Λ>ΜΕΙ5Ι<_ΡΝΤ-Β] * ΦΜΕ^ΡΝΤ-Β} > 0 ^ 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. (32) Even the signal of the quantity that appears at the first member of (32) can be monitored in real time and, as for (31), it can be checked that the application criterion of the HFNC apparatus is satisfied.

Determinazione della meccanica respiratoria Determination of respiratory mechanics

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. Once 0Resp has been determined, it is possible to obtain the fundamental respiratory physiological parameters in real time for the evaluation of respiratory mechanics. This opportunity allows you to check not only if the initial setting of the FIFNC 100 device is correct, but also to modify it at any time according to the evolution of the respiratory pathology in a more objective way than the variation of clinical signs.

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). In addition to the 0Resped signal in synchronous mode with respect to it, for the determination of respiratory mechanics it is necessary to acquire the signals relating to pharyngeal (PFar), esophageal (PES), and gastric (PGa) pressures. The monitoring of the signals relating to the pressures (PFar, PES, and PGa) is carried out by connecting the respective catheters to a terminal of a DPT by means of a small tube. In the event that it is not possible to obtain 0Rexpress, it is still possible to determine the respiratory timing by resorting to an acquisition of ΦΗΕΝΟ-ΡΝΤ-ΑO ΦΜΕ ^ ΡΝΤ-Β in Alternating Current (AC) mode.

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. In particular, as is known, oscilloscopes can be set in such a way as to monitor only the alternating component of the signals. Using this mode it is possible to obtain a signal that intersects the zero flow line at the beginning and end of inspiration. This method can also be applied to have an inspiratory trigger signal available for use in ventilators that provide synchronized ventilation modes.

Elenco dei principali parametri della meccanica respiratoria rilevabili List of the main parameters of respiratory mechanics that can be detected

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); Below is the list of the main parameters that can be calculated by processing the signals obtained with the monitoring system 1 described above: - Inspiration start time (Tstartjns);

- Tempo di fine inspirazione (TEndjns); - End of inspiration time (TEndjns);

- Tempo di inspirazione (Ti); - Time of inspiration (Ti);

- Tempo di espirazione (Te); - Expiration time (Te);

- Rapporto tra Tj e Te(Tj/Te); - Relationship between Tj and Te (Tj / Te);

- Durata periodo respiratorio (TTot); - Duration of the respiratory period (TTot);

- Frequenza respiratoria (FR); - Respiratory rate (FR);

- Volume corrente inspiratorio (VC,); - Inspiratory tidal volume (VC,);

- Volume corrente espiratorio (VCe); - Expiratory tidal volume (VCe);

- Volume minuto (Vmin); - Minute volume (Vmin);

- Rapporto tra VCj e Tj (VCj/Tj); - Ratio between VCj and Tj (VCj / Tj);

- Rapporto tra VCj e Te(VCj/Te); - Relationship between VCj and Te (VCj / Te);

- Tempo d’inizio sforzo inspiratorio (TDr0p_pes); - Time of initiation of inspiratory effort (TDr0p_pes);

Intervallo di tempo tra TstarMns e Torop_Pes 0<">d6lay)i Time interval between TstarMns and Torop_Pes 0 <"> d6lay) i

- Pressione positiva di fine espirazione intrinseca (PEEPj); - Intrinsic positive end-expiratory pressure (PEEPj);

- Variazione inspiratoria della pressione esofagea (APes); - Inspiratory change in esophageal pressure (APes);

- Variazione massima della pressione esofagea (Apes_max) - Maximum change in esophageal pressure (Apes_max)

- Pressione transpolmonare alla fine dell'inspirazione (Ptp_endjnsp); - Transpulmonary pressure at the end of inspiration (Ptp_endjnsp);

- Resistenza toracica (Rt); - Chest resistance (Rt);

- Resistenza polmonare (Rp); - Pulmonary resistance (Rp);

- Resistenza respiratoria totale (Rresp_tot); - Total respiratory resistance (Rresp_tot);

- Compliance toracica (Ct); - Thoracic compliance (Ct);

- Compliance polmonare (Cp); - Pulmonary compliance (Cp);

- Compliance polmonare dinamica (Cp_din); - Dynamic lung compliance (Cp_din);

- Compliance toracica in rilassamento (Ct nias); - Relaxed thoracic compliance (Ct nias);

- Componente resistiva dello sforzo (Pressure Time Produci) inspiratorio (PTPres), - Resistive component of the inspiratory effort (Pressure Time Prodi) (PTPres),

- Componente elastica (espansione polmonare) del PTP inspiratorio - Elastic component (pulmonary expansion) of the inspiratory PTP

(PTP elas_polm)>(PTP elas_polm)>

- Componente elastica (espansione toracica) del PTP inspiratorio - Elastic component (thoracic expansion) of the inspiratory PTP

(PTP elas_torac)>(PTP elas_torac)>

- Componente elastica legata alla PEEPi del PTP inspiratorio (PTPPEEPÌ); - Componente elastica totale del PTP inspiratorio (PTPeias_tot); - Elastic component linked to the PEEPi of the inspiratory PTP (PTPPEEPÌ); - Total elastic component of the inspiratory PTP (PTPeias_tot);

- PTP totale inspiratoria (PTPtot); - Total inspiratory PTP (PTPtot);

- PTP_tot per minuto (PTPtot_min); - PTP_tot per minute (PTPtot_min);

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

- Componente elastica (espansione polmonare) del WOB inspiratorio - Elastic component (lung expansion) of the inspiratory WOB

(WO B_e|as_polm)i (WO B_e | as_polm) i

- Componente elastica (espansione toracica) del WOB inspiratorio - Elastic component (thoracic expansion) of the inspiratory WOB

(WO B_e|as_torac) i (WO B_e | as_torac) i

- Componente elastica legata alla PEEPi del WOB inspiratorio (WOBPEEPÌ); - Componente elastica totale del WOB inspiratorio (WOBeias_tot); - Elastic component linked to the PEEPi of the inspiratory WOB (WOBPEEPÌ); - Total elastic component of the inspiratory WOB (WOBeias_tot);

- WOB totale inspiratoria (WOBtot); - Total inspiratory WOB (WOBtot);

- WOB_tot per minuto (WOBtot_min); - WOB_tot per minute (WOBtot_min);

- WOB_tot per litro (WOBtot_iit)·- WOB_tot per liter (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. Once the respiratory physiological parameters and the pulmonary mechanics data are known, it is possible to adjust the setting of the HFNC 100 apparatus according to the flow diagram of Figure 6. The latter shows a recursive adaptation mode of the flow delivered by the FIFNC apparatus 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. The present invention has been described up to now with reference to preferred embodiments. It is to be understood that there may be other embodiments that refer to the same inventive core, as defined by the scope of the claims set out below.

Claims

CLAIMS 1. Monitoring system (1) of respiratory quantities during the administration of oxygen at various concentrations through nasocannulas (105), in particular with an apparatus of the HFNC type (High Flow NasoCannule) (100), which monitoring system (1) comprehends: a first flow detector (21, DPT-A), configured to measure, upstream of the nasocannulas (105), a delivered flow (0HFNC_PNT-A) of air and oxygen; a second flow detector (22, DPT-B), configured to measure a residual flow (ΦΜ35Ι <_ΡΝΤ-Β) that passes through an oral-nasal mask (3) worn over the nasal cannulae (105); means for detecting pharyngeal pressure (PFar), in particular a pharyngeal catheter (4) associated with a pressure transducer (DPT-D); means for detecting esophageal pressure (PEs) and gastric pressure (PGB), in particular an esophagus-gastric catheter (5) associated with respective pressure translators (DPT-E, DPT-F); means for detecting a mask pressure (PMask) inside the oral-nasal mask (3), in particular a mask catheter (6) associated with a pressure transducer (DPT-C); And a processing unit (10), in communication with said detection means and configured for the determination of parameters representative of respiration and / or pulmonary mechanics.

Monitoring system (1) according to claim 1, wherein said processing unit (10) is configured to determine a respiratory flow of the subject (OResp) according to the formula: OResp <=> OHFNC_PNT-A <"> 0 | Vlask_ PNT-B <"> 0 | \ / lask_Leak, in which: 0 | \ / lask_Leak = PMask / R <A> Mask_Leak = [(0 <A> HFNC_PNT-A "0 <A> Mask_PNT-B) / P <A> Mask] * PMask or OMask_Leak = [(0 <A> HFNC_PNT-A "0 <A> Mask_PNT-B) / 0 <A> Mask_PNT-B] * OMask_PNT-B 0V6 OHFNC_PNT-A is the © rogato flow, OMask_PNT-B6 the residual flow, 0 <A> Mask_PNT-B6 the residual flow in apnea conditions, OMask_Leak is a leakage flow of the oro-nasal mask (3), PMask is the internal pressure to the mask (3) and P <A> Mask is the pressure inside the mask (3) in apnea conditions.

Monitoring system (1) according to any one of the preceding claims, wherein said processing unit (10) is configured to verify that 0 | \ / lask_PNT-B {[(0 <A> HFNC_PNT-A "0 <A> Mask_PNT-B) / P <A> Mask] * PMask}> 0, or that OMask_PNT-B <+> {[(Φ <Λ> ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α "Φ <Α> Μ85 ^ ΡΝΤ-Β) / Φ <Α> Μ85 ^ ΡΝΤ-Β] * ^ Mas ^ PNT-B}> 0 where OMask_PNT-B is the residual flow, 0 <A> Mask_PNT-B is the residual flow in apnea conditions, O <A> HFNC_PNT-A is the flow delivered in apnea conditions, PMask is the pressure inside the mask (3), P <A> Mask is the pressure inside the mask (3) in apnea conditions.

Monitoring system (1) according to any one of the preceding claims, comprising a device (11) connected to said pharyngeal catheter (4) and configured to deliver a flushing flow ((^ Wash) through it.

Monitoring system (1) according to the preceding claim, wherein said processing unit (10) is configured to determine the pharyngeal pressure (PFar) according to the formula: PFar = PDPT-D "(Rcat_ far ^ Washing) where PDPT-D is the pressure detected by said pharyngeal pressure transducer (DPT-D), Rcatjar is the fluid dynamic resistance of said pharyngeal catheter (4) and ΦWashing is the delivered washing flow.

6. Monitoring system (1) according to any one of the preceding claims, also comprising an oscilloscope (7) in communication with one or more of said detection means and with said processing unit (10) and arranged upstream of the latter .

Monitoring system (1) according to any one of the preceding claims, comprising said oral-nasal mask (3) wearable over the nasal cannulas (105).

8. Monitoring system according to any one of the preceding claims, comprising an oscilloscope (7) interposed between said detection means and said processing unit (10) and in communication with the latter.

Monitoring system (1) according to any one of the preceding claims, wherein said processing unit (10) is configured to determine one or more of the following respiratory mechanics parameters: Inspiration start time (Tstartjns); End of inspiration time (TEndjns); Time of inspiration (Ti); Expiration time (Te); Relationship between T, and Te (Tj / Te); Respiratory period duration (TTot); Respiratory rate (FR); Inspiratory tidal volume (VC,); Expiratory tidal volume (VCe); Minute volume (Vmin); VCi / T ratio, (VCi / T,); VCi / Te ratio (VCi / Te); Initial inspiratory effort time (TDCOP_P @ S), Time interval between TstarMns and TDCOP_P @ S (Tdeiay) i Intrinsic positive end-expiratory pressure (PEEPj); Inspiratory change in esophageal pressure (APes); Maximum change in esophageal pressure (Apes_max); Transpulmonary pressure at the end of inspiration (Ptp_endjnsp); Chest resistance (Rt); Pulmonary resistance (Rp); Total respiratory resistance (Rrespjot); Thoracic compliance (Ct); Pulmonary compliance (Cp); Dynamic lung compliance (Cp_din); Relaxed thoracic compliance (Ct riias); Resistive component of the inspiratory effort (Pressure Time Prodi) (PTPres); Elastic component (lung expansion) of the inspiratory PTP (PTPeias_poim); Elastic component linked to the PEEPi of the inspiratory PTP (PTPpEEPi); Elastic component (chest expansion) of the inspiratory PTP (PTPeiasjorac); Total elastic component of the inspiratory PTP (PTPeias_tot); Total inspiratory PTP (PTPtot); PTP_tot per minute (PTPtot_min); Resistive component of inspiratory work (WOB); Elastic component (lung expansion) of the inspiratory WOB (WOBeias_Poim); Elastic component (chest expansion) of the inspiratory WOB (WOBeiasjorac); Total elastic component of the inspiratory WOB (WOBeias_tot); Elastic component linked to the PEEPi of the inspiratory WOB (WOBPEER); Total inspiratory WOB (WOBtot); WOB_tot per minute (WOB_tot_min); WOB_tot per liter (WOBtotjit).

10. Apparatus for administering a flow of oxygen at various concentrations through nasochanules (105), comprising a monitoring system (1) according to any one of the preceding claims.

11. Method for monitoring respiratory quantities during the administration of air and oxygen through nasocannulas (105), in particular with an HFNC (High Flow NasoCannulas) type apparatus (100), which monitoring method provides: a detection of the flow of air and oxygen delivered (0HFNC_PNT-A) upstream of the nasocannulas (105); a residual flow detection (ΦΜ35Ι <_ΡΝΤ-Β) which passes through an oral-nasal mask (3) worn over the nasocannulas (105); a pharyngeal pressure detection (PFar), in particular by means of a pharyngeal catheter (4) associated with a pressure transducer (DPT-D); a measurement of esophageal pressure (PEs) and gastric pressure (PGa), in particular by means of an esophagus-gastric catheter (5) associated with respective pressure translators (DPT-E, DPT-F); a mask pressure detection (PMask) inside the oronasal mask (3), in particular by means of a mask catheter (6) associated with a pressure transducer (DPT-C); a determination of representative parameters of respiration and / or pulmonary mechanics on the basis of said measurements.

12. Method of monitoring according to claim 11, which provides for the determination of a respiratory flow of the subject (OResp) according to the formula: ^ Resp <=> QhlFNCLPNT-A <"> ^ Mas ^ PNT-B <"> ^ Mas ^ Leak in which: ^ Mask_Leak - PMask / R <A> Mask_Leak - [(Φ <Λ> ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α <"> (^ MaskJ ^ NT-B) / P <A> Mask] * PMask or ^ Mask_Leak <=> [(Φ <Λ> ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α <"> (^ Mask-PNT-B) / Φ <Α> Μ85 ^ ΡΝΤ-Β] * ^ Mas ^ PNT-B where OpiFNC_PNT-A is N flow delivered, ΦΜΘΞ ^ ΡΝΤ-Β is the residual flow, 0 <A> Mask_PNT-B is the residual flow under apnea conditions, OMask_Leak is a leakage flow of the oro-nasal mask (3), PMask is the pressure inside the mask (3) and P <A> MaSk is the pressure inside the mask (3) in apnea conditions.

A monitoring method according to claim 11 or 12, which provides for condition monitoring OMask_PNT-B <+> {[(Φ <Λ> ΗΡΝΟ_ΡΝΤ-Α <"> Φ <Α> Μ85 ^ ΡΝΤ-Β)! P <A> Mask] * PMask}> 0, or OMask_PNT-B + {[(0 <A> HFNC_PNT-A "0 <A> Mask_PNT-B) / 0 <A> Mask_PNT-B] * ^ Mask_PNT-B}> 0 where OMask_PNT-B is the residual flow, 0 <A> Mask_PNT-B is the residual flow in apnea conditions, O <A> HFNC_PNT-A is the flow delivered in apnea conditions, PMask is the pressure inside the mask (3), P <A> Mask is the pressure inside the mask (3) in apnea conditions.

Monitoring method according to any one of claims 11 to 13, which provides for the delivery of a wash flow ((^ Wash) through said pharyngeal catheter (4).

15. Monitoring method according to the previous claim, which provides for the determination of the pharyngeal pressure (Ppar) according to the formula: PFar <=> PDPT-D <"> (Rcat_ .far ^ Washing) wherein PDPT-D is the pressure detected by said pharyngeal pressure transducer (DPT-D), Rcatjar is the fluid dynamic resistance of said pharyngeal catheter (4) and Oi_wash is the delivered washing flow.

16. Monitoring method according to any one of claims 11 to 15, which provides for the determination of the respiratory timing by means of an acquisition of delivered flow (OHFNC_PNT-A) or residual flow (OMask_PNT-B) in an alternating current (AC) mode .

A monitoring method according to any one of claims 11 to 15, which is applied to obtain an inspiratory trigger signal for use in ventilators providing synchronized ventilation modes.

18. Monitoring method according to any one of claims 11 to 17, which provides for the determination of one or more of the following respiratory mechanics parameters: Time of initiation of inspiration (Tstaitjns); End of inspiration time (TEndjns); Time of inspiration (Ti); Expiration time (Te); Relationship between T, and Te (Tj / Te); Respiratory period duration (TTot); Respiratory rate (FR); Inspiratory tidal volume (VC,); Expiratory tidal volume (VCe); Minute volume (Vmin); VCi / T ratio, (VCi / T,); VCi / Te ratio (VCi / Te); Initial inspiratory effort time (TDrop_Pes); Time interval between T startjns and TDrop_Pes (Tdeiay); Intrinsic positive end-expiratory pressure (PEEPj); Inspiratory change in esophageal pressure (APes); Maximum change in esophageal pressure (APes_max); Transpulmonary pressure at the end of inspiration (Ptp_endjnsp); Chest resistance (Rt); Pulmonary resistance (Rp); Total respiratory resistance (RresP_tot); Thoracic compliance (Ct); Pulmonary compliance (Cp); Dynamic lung compliance (Cp_din); Relaxed chest compliance (Ct nias); Resistive component of the inspiratory effort (Pressure Time Prodi) (PTPres); Elastic component (lung expansion) of the inspiratory PTP (PTPeias_poim); Elastic component (thoracic expansion) of the inspiratory PTP (PTPeias_torac); Elastic component linked to the PEEPi of the inspiratory PTP (PTPPEEPi); Total elastic component of the inspiratory PTP (PTPeias_tot); Total inspiratory PTP (PTPtot); PTP_tot per minute (PTPtot_min); Resistive component of inspiratory work (WOB); Elastic component (lung expansion) of the inspiratory WOB (WOBeias_Poim); Elastic component (thoracic expansion) of the inspiratory WOB (WOBeias_torac); Elastic component linked to the PEEPi of the inspiratory WOB (WOBpEEPj); Total elastic component of the inspiratory WOB (WOBeiasjot); Total inspiratory WOB (WOBtot); WOB_tot per minute (WOBtot_min); WOB_tot per liter (WOBtotjit)