Méthodes de mesure du débit cardiaque en réanimation

P Bizouarn1, Y Blanloeil1, JE de La Coussaye2

1 Service d'anesthésie-réanimation, Hôpital G. et R. Laennec, 44035 Nantes cedex ;
2 Fédération d'anesthésie-réanimation et de l'Urgence, CHU, 30029 Nîmes cedex

POINTS ESSENTIELS

· La méthode de mesure du débit cardiaque par thermodilution reste la méthode de référence en réanimation.

· La thermodilution par la technique du bolus est fiable en respectant certains impératifs. Le bolus à température ambiante est possible, l'affichage de la courbe obligatoire, 4 à 5 mesures dispersées dans le cycle ventilatoire sont moyennées.

· La thermodilution en continu n'est pas une mesure en temps réel mais constitue un progrès pour analyser l'évolution du débit cardiaque et celle de l'état hémodynamique en association avec la mesure de la .

· Le Doppler oesophagien permet une estimation du débit cardiaque. Son apprentissage est relativement aisé, son coût non négligeable.

· Dans des mains expérimentées, l'échocardiographie associée au Doppler constitue avant tout un moyen diagnostique face à une insuffisance circulatoire et permet une estimation du débit cardiaque.

· Les nombreuses autres méthodes sont en pratique trop contraignantes et / ou trop coûteuses et / ou non fiables et souvent non commercialisées.

Le débit cardiaque est l'un des nombreux paramètres hémodynamiques mesuré en réanimation. Il constitue un moyen d'investigation, en association avec d'autres variables mesurées ( , pressions), de l'état circulatoire général du patient.

De nombreuses méthodes, invasives ou non invasives, sont actuellement utilisables en réanimation pour mesurer de façon continue ou discontinue.

TECHNIQUES DE DILUTION D'UN INDICATEUR ÉTRANGER

Le principe de mesure repose sur l'équation : est le débit, m la masse de l'indicateur présent dans la cavité, Ce la concentration de l'indicateur à la sortie de la cavité (en considérant que la concentration de l'indicateur à l'entrée dans la cavité est nulle) et l'aire circonscrite sous la courbe concentration-temps dans la mesure où, du fait des caractéristiques de l'indicateur, il n'existe pas de recirculation (principe de Stewart-Hamilton).

Thermodilution

Mesure intermittente : technique du bolus
Principe

Il repose sur la conservation de l'énergie thermique. La méthode consiste à injecter un embol froid à l'entrée du système. Pour que le débit soit correctement estimé, il ne faut pas qu'il y ait perte de l'indicateur entre les sites d'injection et de détection, que le mélange de l'indicateur dans le sang soit complet, que la variation de température entre la température de l'injectat et la température de base (ligne de base thermique) soit facilement détectée. Ainsi, avant d'utiliser un cathéter de type Swan-Ganz, il est utile de tester la sensibilité et la précision de la thermistance (détection des différences de température de 0,01 °C), ce qui n'est jamais fait en pratique.

L'équation générale s'écrit  [1]  :

(équation 1)

où q et S sont la densité et la chaleur spécifique de l'indicateur (i) et du sang (b), t1 et t2 le temps d'injection et le temps de fin d'intégration quand tout le froid est passé en regard du détecteur, le débit sanguin, Tb et Ti la température du sang et de l'indicateur, le volume injecté du bolus froid. Cependant, la température de l'injectat n'est pas uniforme, que ce soit avant le bolus (partie intra et extrathoracique du cathéter), pendant ou à la fin de l'injection du fait d'un transfert de chaleur à travers la paroi du cathéter. Ce dernier effet peut conduire à prolonger la partie descendante de la courbe de thermodilution (« recirculation »). La plupart des programmes extrapolent cette partie descendante de la courbe (modèle monoexponentiel) ; cette extrapolation n'est acceptable que si le flux sanguin est stable et qu'il n'y a pas de déviation de la ligne de base thermique. Ainsi, l'équation 1 peut se réécrire :

(équation 2)

où K1 = qiSi / qbSb, K2 est une constante dépendant de l'espace mort du cathéter, des variations de température et de la vitesse d'injection (< 4 s), t le temps de fin d'acquisition des données (par exemple à 30 % du pic) et A l'aire sous la courbe extrapolée  (figure 1) . En pratique, une constante de calcul (CC) est introduite (manuellement ou automatiquement) dans le calculateur et dépend ainsi du type de cathéter (calibre, longueur du trajet intravasculaire, conductivité thermique de la paroi), du type de fluide (sérum salé : K1 = 1,10 ; sérum glucosé 5 % : K1 = 1,08), de la température du bolus (froid ou température ambiante) et du volume injecté. L'hématocrite est estimé le plus souvent (42 %). La comparaison des différents calculateurs disponibles sur le marché n'a pas permis de trouver de différences notables  [2] .

Fig. 1. Construction de la courbe de thermodilution. (a) : courbe initiale ; (b) : variations de température dues à la respiration ; (c) : variations de la ligne de base thermique à travers le cathéter ; (e) : courbe finale ; t : fin d'acquisition des données ; A : aire sous la courbe extrapolée.

En pratique

La thermodilution a été comparée à la méthode de Fick et à la méthode de dilution au vert d'Indocyanine dans de nombreuses études cliniques et les résultats sont très satisfaisants. Cependant, la variabilité de la mesure doit être prise en compte pour permettre d'utiliser cette technique au mieux pour la surveillance des patients de réanimation. Ainsi, avec un seul bolus, une variation de 22 % du est nécessaire pour établir une variation cliniquement significative du , alors qu'une variation de 15 % est nécessaire avec 3 bolus  [3]   [4] .

Les erreurs de mesure dépendent :

a) de la méthode

Si la CC est erronée (une valeur trop faible entraîne une sous-estimation du ), une correction est possible :

correct = (CCcorrecte/CCincorrecte)  incorrect

Le site d'injection classique est le site du cathéter de Swan-Ganz, mais il peut se faire ailleurs (lumière proximale, lumière du ventricule droit, autre cathéter central, voie latérale de l'introducteur). Les résultats concernant la méthode du bolus froid ou du bolus à température ambiante selon le volume injecté sont contradictoires  [5]   [6]   [7] . En pratique, pour des variant de 4,7 à 7,7 L · min-1, la précision dans la mesure du semble diminuer quand le volume d'injection varie de 10 mL (froid) à 5 mL (température ambiante < 25 °C), alors que la variabilité augmente  [7] du fait de la diminution du rapport signal/bruit. Alors qu'aucune différence n'est mise en évidence pour des  < 4,7 L · min-1, la précision diminue et la variabilité augmente de façon importante pour des  > 7,7 L · min-1 quand le volume d'injection varie de 10 (froid) à 5 mL (température ambiante). En pratique, si est normal ou bas, un bolus de 5 à 10 mL (froid ou à température ambiante) peut être utilisé indifféremment ; si est élevé et dans toutes les circonstances où le rapport signal/bruit est particulièrement faible (température ambiante > 25 °C, hypothermie, variations respiratoires majeures), il est nécessaire d'utiliser un bolus froid de 10 mL. Il faut noter par ailleurs que l'équilibre de la solution glacée se fait en 45 à 60 minutes, est maintenu une heure et que l'injection doit se faire dans les 30 secondes après la préparation de la seringue, pour éviter un réchauffement du bolus  [4] . L'utilisation d'une méthode automatique d'injection pourrait permettre d'éviter le réchauffement du bolus, mais son utilisation pratique n'est pas satisfaisante. L'utilisation d'une technique en circuit fermé (en combinaison avec une mesure de température à l'entrée du site d'injection : système CO-set®) aurait l'avantage de diminuer les risques de contamination bactérienne (à condition d'être changé toutes les 24 heures), mais l'emploi de cette technique reste limité par son coût.

b) du patient

Une insuffisance tricuspide ou pulmonaire et l'existence d'un shunt gauche-droit peuvent sous-estimer le par perte de l'indicateur, alors qu'il est surestimé dans les bas débits (sous-estimation de l'aire sous la courbe). La présence de frissons, d'une toux, d'un trouble du rythme peuvent altérer la mesure (variations du ). Des fluctuations de la température de base supérieures à 0,05 °C (aléatoires, cycliques ou après CEC  [8] ) peuvent entraîner des erreurs de 15 à 50 % dans la détermination du par thermodilution. La plupart des calculateurs utilisés ne tenant pas compte de ces variations, la courbe de thermodilution doit être examinée pour pouvoir éliminer du calcul les valeurs correspondant aux courbes aberrantes. La ventilation mécanique augmente la dispersion des valeurs de   [9] et elles varient selon le moment d'injection du bolus  [10] et la fréquence respiratoire  [11] . En pratique, si l'injection à un moment fixe du cycle respiratoire diminue la variabilité, elle ne permet pas une bonne estimation du   [10] . De même, l'augmentation de la fréquence respiratoire diminue la variabilité, mais peut entraîner des modifications hémodynamiques et du transport en O2, rendant l'interprétation de difficile  [11] . L'augmentation du nombre de mesures faites au hasard du cycle ( 4 injections), ou mieux à intervalles réguliers (4 injections) est préférable  [1]   [10] pour diminuer les chances (P) de dévier de plus de 10 % de la valeur de référence (4 injections au hasard : P   20 % ; 4 injections à intervalles réguliers : P = 0 %).

En résumé, la méthode de mesure du par thermodilution utilisant la technique du bolus est fiable, à condition que l'utilisateur respecte un certain nombre d'impératifs techniques, que la banalisation de la méthode tendrait à faire oublier. Enfin, si le varie au cours du temps (de 6,4 à 9,9 % selon que le patient est stable ou pas)  [12] , il faudra au moins une variation de 12 à 15 % entre deux déterminations du pour considérer celle-ci comme cliniquement significative (3 mesures par détermination)  [3] .

Méthode de mesure continue
Principe

a) Théorie

Une nouvelle technique de mesure en continu du , basée sur le principe de thermodilution, a récemment été développée. La mesure du est effectuée en utilisant comme indicateur une quantité de chaleur de l'ordre de 7,5 watts, délivrée de façon aléatoire dans le ventricule droit, grâce à un filament chauffant inclus dans un cathéter artériel pulmonaire. Pour permettre d'augmenter le rapport signal/bruit au niveau de l'artère pulmonaire, et ainsi d'améliorer la précision du , les propriétés statistiques du signal d'entrée et de sortie sont prises en compte pour l'analyse (de type stochastique), alors que la technique classique de thermodilution prend en compte les valeurs instantanées du signal de température. Un codage pseudoaléatoire binaire « injecte » dans la chambre de mélange (le ventricule droit) une certaine quantité de chaleur (de 10 à 15 watts), chaque séquence aléatoire ( Pseudo-random binary sequence, PRBS) correspondant à 15 états ouverts ou fermés (d'où « longueur » de la séquence = 15) ( figure 2 a). Les variations de température sont détectées à la sortie du système (l'artère pulmonaire) ( figure 2 b). Une corrélation croisée ( cross-correlation ) est ensuite effectuée entre les 2 courbes (d'entrée et de sortie, du fait du délai de réponse) ( figure 2 c), le résultat de cette analyse permettant alors de construire une courbe de dilution et l'aire sous la courbe d'évaluer .

Fig. 2. Débit cardiaque continu par thermodilution. (a) : Signal d'entrée : 2 cycles d'un code binaire pseudoaléatoire ; (b) : Signal de sortie : variation de température distale (artère pulmonaire) correspondant à « l'injection » de chaleur au niveau ventriculaire droit selon le code binaire décrit en (a) ; (c) : Corrélation croisée des 2 traces 1a et 1b permettant de calculer le débit cardiaque (aire sous la courbe).

La formule appliquée est la suivante  [13]  :

avec :

- r = densité en g · L-1 (1,05 pour le sang)

- DT = variation de température

- F = flux en L · min-1

- c = chaleur spécifique

- a = code binaire pseudoaléatoire (valeur 1 ou - 1)

- Dt = durée de l'état (ouvert ou fermé)

- N = période de la séquence pseudoaléatoire

- P = chaleur du filament au pic (en watt)

est l'aire sous la courbe obtenue par corrélation croisée entre les signaux d'entrée et de sortie.

b) en pratique

Un cathéter de Swan-Ganz (ex : Intellicath, lab. Baxter) est connecté à un calculateur (Vigilance, lab. Baxter). La durée de l'état « ouvert » est variable, mais survient en moyenne pendant 50 % du temps. Toute la phase de calcul est automatique, sans intervention de l'utilisateur (pas de calibration). Après initialisation et début des calculs du , une première valeur apparaît à l'écran (temps variable). Celle-ci est ensuite réactualisée toutes les 30 à 60 s, la valeur affichée reflétant alors les valeurs des 3 à 6 minutes précédentes (filtrage de type moyenne flottante). Un mode d'affichage sans filtrage est possible avec le calculateur Vigilance. Quand varie rapidement, les premières valeurs affichées dans ce mode (StatMode) peuvent être trop basses par rapport au vrai (10 % des cas) du fait du mode d'initialisation de l'algorithme de calcul. En effet, pour obtenir des valeurs nécessaires à l'initialisation de l'algorithme, un algorithme spécifique est utilisé pour fournir un initial. Dans les états de bas débit, le temps pris pour l'indicateur thermique pour cheminer du site « d'injection » jusqu'à la thermistance est plus long qu'au cours des hauts débits. Quand change rapidement, l'algorithme est initialisé avec une nouvelle valeur de débit, augmentant alors le délai de réponse du calculateur. Tout se passe comme si une nouvelle calibration était effectuée, permettant de s'assurer que les valeurs calculées sont bien celles observées. En dehors du mode STAT, ce processus n'apparaît pas à l'écran, et un temps de réponse de 10 à 15 minutes est nécessaire avant qu'une nouvelle valeur du s'affiche. En effet, en présence d'un bruit thermique (variation de la température de base ou injection au niveau de l'extrémité du cathéter à une vitesse > 25-30 mL · h-1), le signal est difficile à distinguer (le gradient de température est de 0,02 °C environ au niveau de la thermistance), et le nombre de données requis pour le calcul du augmente. L'augmentation du nombre de données traitées permet de diminuer le temps de réponse avec les appareils récents. Un nouvel algorithme en cours d'étude devrait encore accélérer les calculs (date prévue de commercialisation : 1997).

Le filament chauffant, situé de 14 à 25 cm de l'extrémité distale du cathéter, doit être placé près de la valve pulmonaire pour permettre un mélange homogène de l'indicateur thermique et éviter une erreur dans la détermination du par perte de l'indicateur.

Etudes cliniques

La première étude de comparaison du obtenu par thermodilution continue avec un obtenu selon la technique classique du bolus montre une différence moyenne de 0,02 L · min-1 entre les 2 méthodes avec des limites d'agrément de - 1,03 à 1,07 L · min-1  [14] . Ces résultats sont confirmés par ailleurs, que la méthode soit comparée à la méthode de thermodilution (bolus), à la méthode au vert d'indocyanine ou à la méthode de Fick  [15]   [16]   [17]   [18]   [19]   [20] . Cependant, la dispersion des valeurs autour de la différence moyenne varie selon les études avec une tendance à l'augmentation du biais pour des valeurs élevées du   [15]   [16]   [19] . Si ces résultats peuvent être expliqués par une augmentation de la variabilité des valeurs du obtenues par la méthode classique du bolus  [16] , une augmentation du temps de réponse dans la mesure du par thermodilution continue doit être prise en compte  [15] .

Si les valeurs du obtenues par la méthode continue ou du bolus sont surestimées dans les bas débits cardiaques, l'erreur de mesure est moindre par la méthode continue, alors qu'en présence d'un shunt droit-gauche, la technique du bolus semble meilleure  [19] . Enfin, une variation de la température de 31 à 41 °C, une fréquence cardiaque > 120 b · min-1 ou une durée de présence du cathéter > 5 jours n'influencent pas de façon cliniquement significative la précision de la méthode continue  [17]   [19] . Aucun accident n'a encore été rapporté dans la littérature concernant l'utilisation au long cours de ce nouveau cathéter, dont l'insertion n'offre aucune difficulté particulière.

En résumé, cette méthode offre plusieurs avantages par rapport à la méthode du bolus : elle n'est pas opérateur-dépendante, elle élimine les erreurs dues aux variations du volume, de la température et de la vitesse de l'injectat, elle diminue les variations du observées au cours de la ventilation du fait du moyennage tout le long du cycle respiratoire et elle diminue le risque de contamination bactérienne. L'augmentation du temps de réponse lors des variations brutales du ne fait pas de cette méthode une technique de mesure en temps réel du mais permet à la méthode d'analyser son évolution au cours du temps.

Thermodilution au froid sans injection

Un ballon est placé au niveau du site proximal du cathéter artériel pulmonaire. Une solution froide est automatiquement injectée dans le ballon et « prélevée » à intervalles réguliers. Les variations de température dans l'artère pulmonaire sont ensuite analysées, généralement toutes les 32 secondes, et une courbe de thermodilution est construite (cf méthode du bolus froid). Cette technique ne requiert aucune calibration. De plus, le problème de surcharge volémique, éventuellement posé par les injections répétées, ne se pose plus par cette technique sans injection  [21] , mais elle n'est pas encore disponible sur le marché.

Autres techniques de dilution d'un indicateur

Vert d'indocyanine ou tricarbocyanine (Cardiogreen)

Après injection dans l'artère pulmonaire d'environ 5 mg du colorant, sa concentration est analysée dans le sang périphérique par un densitomètre (longueur d'onde spécifique) permettant d'obtenir une courbe représentant la concentration du colorant en fonction du temps, sachant que la vitesse de prélèvement sanguin est constante (environ 40 mL · min-1).

est calculé selon la formule suivante :

où I : quantité d'indicateur ; C : concentration de l'indicateur au site de prélèvement ; T : temps.

La surface sous la courbe de première circulation est calculée par extrapolation de la partie descendante, permettant de ne pas tenir compte de la courbe de recirculation. Cependant, la précision de la mesure du diminue en cas de bas débit cardiaque ou en présence d'une régurgitation valvulaire sévère ou d'un shunt. Par ailleurs, l'utilisation de cette méthode en réanimation est rendue difficile par l'impossibilité de pratiquer des mesures itératives rapprochées du fait de la disparition assez lente du traceur. Enfin, des accidents allergiques ont été rapportés  [22] .

Lithium

Après injection, à travers un cathéter central, de 0,6 mmol de chlorure de lithium, la concentration plasmatique est mesurée grâce à un analyseur incorporant une électrode spécifique. Sachant que la vitesse de prélèvement sanguin varie de 15 à 30 mL · min-1 selon le calibre du cathéter artériel, le volume et la pression artérielle, une courbe de dilution est construite selon un modèle bicompartimental simple : Aire sous la courbe = A+B+B/2, où A est l'aire située entre la montée et le pic, B est l'aire située entre le pic et 50 % du pic de concentration. est calculé après correction selon la valeur de l'hémoglobine. Les résultats préliminaires semblent prometteurs  [23] . Mais la consommation par les poumons ou les globules rouges du Li injecté, le réchauffement du Li et la détérioration de l'électrode diminuant la précision de la mesure ou la toxicité à long terme pourraient compromettre son utilisation ultérieure en réanimation.

MÉTHODES DE FICK

Méthode classique

Principe
Théorie

Le principe repose sur l'assertion que la quantité d'O2 consommée ( ) est égale à la quantité d'O2 ajoutée au sang qui circule à travers les poumons :

 = Q 3 (CaO2 -  ), avec CaO 2 et les contenus en O2 du sang artériel et veineux mêlés. D'où l'équation classique :

En pratique

La est mesurée selon la méthode des échanges gazeux en circuit ouvert selon différentes techniques :

a) la technique utilisant un boitier ou « canopy » ou une chambre de calorimétrie indirecte ne nécessite pas la séparation des gaz inspirés et expirés. Elle ne peut être utilisée chez le patient intubé et ventilé.

b) la technique utilisable chez le patient sous ventilation artificielle nécessite la séparation des gaz inspirés et expirés et le recueil des gaz expirés dans un sac de Douglas ou une chambre de mélange, avec et sont les débits inspirés et expirés et FI et FE la concentration fractionnelle des gaz dans l'air inspiré ou expiré. Il est possible de se limiter à la mesure d'un seul de ces 2 débits ( le plus souvent) : on admet selon l'hypothèse d'Haldane que le débit d'azote entrant dans l'organisme (  3 FIN2) est égal à celui qui en sort (  3 FEN2), d'où, comme en réanimation :

FIN2 + FIO2 = 1 et FEN2 + FEO2 + FECO2 = 1

on a alors :

 =   [(1 - FECO2)FIO2 - FEO2) / (1 - FIO2)]

Plusieurs systèmes compacts ont été développés (Sensormedics, Engström Metabolic Computer, Datex Deltatrac). Dans le système Deltatrac, le débit de gaz est mesuré par une technique de dilution.

Enfin, la mesure des contenus en O2 nécessite un cathétérisme droit (artère pulmonaire) et artériel périphérique. Les conditions de prélèvement nécessitent une méthodologie adéquate (vitesse, cathéter pulmonaire en position non bloquée) et les échantillons sanguins doivent être analysés immédiatement (ex pour une Swan-Ganz de 7,5 Fr : prélèvement de 6 mL en 30 s au niveau de la lumière distale du cathéter puis rejet ; prélèvement de 2 mL en au moins 10 s pour éviter la contamination par du sang artériel).

Etudes cliniques

Traditionnellement, la méthode de Fick est considérée comme une méthode de référence pour la mesure du   [24] , à condition que le patient soit stable sur le plan hémodynamique et respiratoire  [25] , même si certains auteurs montrent que cette méthode reste fiable et reproductible chez des patients instables sur le plan hémodynamique et au cours du sevrage de la ventilation mécanique après chirurgie cardiaque  [26] . La précision dans la mesure du dépend alors de celle de la mesure de la et des contenus artériels et veineux mêlés en O2. Les classiques sources d'erreurs dans la mesure de la par la méthode des échanges gazeux utilisée dans cette étude sont une FIO2 > 0,6  [27] , les effets de pression et d'humidité des gaz analysés  [28] , l'utilisation d'halogénés et de N2O et la présence de drains thoraciques  [29] . Cependant, la précision de la par cette méthode est bonne, de l'ordre de 4 %  [30] . Avec une erreur de l'ordre de 3 % sur le calcul de la différence artérioveineuse en O2  [31] , la précision dans la mesure du par le principe de Fick reste satisfaisante, inférieure à 5 % chez le sujet normal respirant spontanément en air ambiant  [24] . Plusieurs études comparent le calculé selon le principe de Fick et celui mesuré par thermodilution  [25]   [26]   [31]   [32]   [33]   [34]   [35] . Même si les différences moyennes entre les deux méthodes sont faibles, la précision est variable d'une étude à l'autre (de 0,5 à 1,87 L · min-1), les plus faibles valeurs du biais et de la précision étant obtenues en ventilation contrôlée intermittente  [26] . D'autres auteurs montrent que la reproductibilité et la répétabilité, et par conséquent la précision du par la méthode de Fick, est meilleure que celle par thermodilution  [26]   [33] . Ainsi, dans la dernière étude  [26] , le biais et la précision sont de 0,1 ± 1,1 et de 0,01 ± 0,7 L · min-1 pour les valeurs de respectivement obtenues par la technique de thermodilution ou par la méthode de Fick. La méthode de Fick utilisée par le moniteur de métabolisme Deltatrac pour le calcul du n'avait pas une précision suffisante pour en faire une méthode de référence chez les patients de chirurgie cardiaque  [30]   [36] . Ce manque de précision pourrait résulter du cumul des erreurs dans la mesure de la et de celles dans le calcul de la différence artérioveineuse en O2.

Consommation en CO2

Méthode de Fick classique  [25]   [34]

Le principe consiste à remplacer dans l'équation de Fick la par la production de CO2 ( ) :

où R (quotient respiratoire) est considéré comme constant (0,8) ou moyenné au cours des mesures. Une méthode simplifiée consiste à remplacer le terme (13,4 . Hb . R) par une constante k établie au début du protocole de mesure :

est le débit obtenu par thermodilution. Si les différences moyennes entre le mesuré par themodilution et celui obtenu par la méthode de Fick varient de 1,73 à 0,12 L · min-1 selon que la ou la est prise en compte dans les calculs, la précision ne varie que de 1,87 à 1,37 L · min-1  [25] . Ces méthodes restent très dépendantes de la stabilité des valeurs du quotient respiratoire et de l'erreur dans la détermination de SaO2 et , les pressions partielles étant négligées. Ainsi, les variations de obtenues par cette méthode ne sont pas mieux corrélées à celles obtenues par thermodilution que ne le sont les variations de mesuré par la méthode de Fick classique  [25] .

Réinhalation de CO2

Le principe est basé sur la détermination de la pression partielle en CO2 du sang veineux mêlé ( ) et le calcul des concentrations du sang artériel et veineux mêlé en CO2 (CaCO2, ) :

La détermination de la (et donc de ) suppose que le poumon permette aux gaz alvéolaires de s'équilibrer avec les gaz veineux mêlés. La réinhalation de CO2, utilisant un sac contenant une concentration élevée de CO2, va rapidement augmenter la concentration alvéolaire en CO2 pour s'équilibrer avec celle du sang veineux mêlé (technique à l'équilibre). Avant le phénomène de recirculation du CO2, la mesure de la concentration alvéolaire en CO2, à l'équilibre (mesure de la concentration fractionnelle en CO2 dans les gaz expirés), reflète celle du sang veineux mêlé. Le calcul de la CaCO2 nécessite la détermination de PaCO2 obtenue de façon non invasive par l'analyse de la concentration fractionnelle de fin d'expiration en CO2 ou mieux par un prélèvement artériel systémique si un gradient alvéolo-artériel en CO2 significatif est mis en évidence comme en présence d'une BPCO. L'existence de shunts anatomiques et/ou physiologiques dus à des anomalies sévères des rapports ventilation-perfusion peut constituer une limite théorique de la méthode, et certains auteurs calculent le shunt en mesurant simultanément la et la SaO2, la étant alors déterminée selon la technique dite exponentielle de réinhalation, où l'augmentation progressive et asymptotique de se fait en quelques cycles respiratoires  [37] L'analyse des résultats des différentes études montre que la technique de réinhalation du CO2 est satisfaisante lorsqu'elle est comparée à la technique de thermodilution chez des patients de chirurgie cardiaque  [37] ou insuffisants respiratoires  [38] . Cependant, l'appareillage est lourd, et les causes d'erreurs nombreuses dues à la méthode elle-même (absence de saturation complète en O2 du sang veineux mêlé surestimant , recirculation rapide du CO2 réinhalé dans les hauts débits, shunt intrapulmonaire) ou à la méthode de mesure des pressions partielles (analyseur infra-rouge ou spectromètre de masse)  [39] .

Gaz inertes solubles

La mesure de par la méthode de réinhalation de l'acétylène basée sur le principe de Fick reste du domaine de l'expérimentation  [40] . Les causes d'erreurs sont nombreuses (shunt intrapulmonaire, anomalies des rapports ventilation-perfusion, recirculation), ne permettant probablement pas son emploi en réanimation.

MÉTHODES DOPPLER

Méthodes

L'enregistrement de la vitesse d'écoulement (vélocimétrie) du sang dans les vaisseaux par effet Doppler fait appel à des ondes ultrasonores émises par une sonde, se propageant dans les tissus mous en direction du tissu à explorer. Ces ondes rencontrent la colonne sanguine en mouvement au sein de laquelle les hématies produisent une diffusion de l'énergie acoustique ultrasonore. La portion rétro-diffusée est captée à son tour par la sonde. La fréquence du signal acoustique reçu par la sonde diffère de la fréquence F du signal émis d'une valeur dF due à l'effet Doppler. Entre dF, F, la vélocité V des hématies, la vitesse de propagation des ultrasons dans les tissus mous (C = 1 540 m · s-1) et l'angle d'incidence A, il existe la relation suivante :

L'effet Doppler se produit une première fois entre la sonde, émetteur fixe et les globules rouges, récepteurs mobiles et une deuxième fois entre les globules rouges, émetteurs mobiles par rétro-diffusion et la sonde, récepteur fixe. Ceci explique la présence du coefficient 2. Compte tenu des fréquences usuelles d'émission (2 à 10 MHz) et des vitesses circulatoires rencontrées dans l'organisme dans les vaisseaux principaux, la fréquence dF se trouve généralement comprise entre 100 et 20 000 Hz, ce qui correspond au champ auditif. Il suffit d'amplifier la fréquence Doppler pour que le repérage et l'identification des vaisseaux et l'analyse des conditions circulatoires s'avèrent aisées. Enfin, le signal Doppler est filtré par l'appareil afin d'éliminer les fréquences basses provenant des mouvements pulsatils des parois vasculaires ou du mouvement de la sonde.

Doppler continu ou pulsé
Doppler à émission continue

La sonde de l'appareil comporte deux transducteurs, un émetteur et un récepteur permanents. C'est une technologie simple et peu onéreuse avec un bon rapport signal/bruit. En revanche, il ne dispose d'aucune résolution spatiale, c'est-à-dire que tous les écoulements rencontrés par le faisceau ultrasonore sur son trajet sont pris en compte sans sélection possible en fonction de la topographie. Par exemple une artère et une veine, naturellement voisines, sont enregistrées globalement par le Doppler à émission continue.

Doppler à émission codée ou pulsée

Le Doppler à émission codée (la forme de codage la plus utilisée étant actuellement l'émission pulsée) offre une résolution spatiale. Il est alors possible de sélectionner, en fonction de leur topographie, les zones de l'espace dans lesquelles est recueilli le signal Doppler. La sonde comporte un seul transducteur, qui se comporte alternativement comme un émetteur puis un récepteur. L'émission se fait par brèves impulsions, dont la durée est de l'ordre de la micro-seconde. Entre deux impulsions successives, la sonde fonctionne en mode de réception (porte de réception) et recueille les signaux Doppler issus de ses impulsions. L'ajustement de cette porte de réception correspond à la délimitation d'un « volume de mesure », zone de l'espace dans laquelle les signaux Doppler sont recueillis. L'ajustement de cette porte est facilitée par l'utilisation de l'échographie permettant de mesurer la distance entre la source et le vaisseau considéré. Des systèmes Doppler pulsés « multiportes » permettent d'effectuer des mesures de vitesse circulatoire non pas en un seul point, mais en un grand nombre de points le long de la ligne de tir. Il est alors possible de relever les profils des vitesses circulatoires. Ces appareils constituent la base des systèmes de cartographie dynamique ou « Doppler couleur ». Malgré l'avantage majeur de la résolution spatiale, le Doppler pulsé présente plusieurs inconvénients : technique complexe et onéreuse, nécessité d'un opérateur expérimenté, rapport signal/bruit moins favorable que le Doppler à émission continue, puissances acoustiques instantanées plus élevées.

Mesure du débit sanguin

À travers une surface s(t) variable en fonction du temps, l'effet Doppler permet d'apprécier la vitesse du sang sur une systole. Le débit instantané est donné par la formule :  = v(t) 3 s(t) avec v(t) la vitesse moyenne de la colonne sanguine à l'instant t (m · s-1) et s(t) la section du vaisseau en fonction du temps (m2). Appliquée aux cavités cardiaques ou à l'aorte la formule précédente permet de mesurer le volume traversant la section étudiée :

où VES est le volume d'éjection systolique (I) et t le temps d'étude (s).

Si la section considérée est constante (S), l'équation devient :

L'intégrale de v(t) sur une systole représente l'aire sous la courbe des vélocités sanguines. Cette surface est mesurée par planimétrie. est donc :

Pour mesurer le , plusieurs conditions doivent être remplies : a) le flux sanguin doit être laminaire à travers la section de mesure ; b) la vélocité sanguine doit être uniforme sur toute cette section ; c) l'angle d'incidence Doppler doit être connu ; d) la mesure de la section moyenne doit être réalisée puisque les vaisseaux et les cavités cardiaques subissent des déformations lors de la systole et de la diastole.

Différentes techniques de mesure du

Échocardiographie

L'échocardiographie transthoracique couplée au Doppler permet de mesurer les vélocités sanguines aux niveaux mitral et aortique. Les différents auteurs rapportent une bonne fiabilité de la méthode  [41]   [42]   [43]   [44]   [45] . Cependant, le faisceau ultrasonique peut être atténué en cas de prothèses valvulaires, d'emphysème, de pneumothorax, de bronchopathie chronique  [46] et au cours de la ventilation mécanique en particulier après chirurgie cardiothoracique. L'échocardiographie transoesophagienne permet aussi la mesure du lorsqu'elle est couplée à la méthode Doppler. L'estimation du à partir du volume d'éjection systolique peut se faire aux niveaux mitral, pulmonaire et aortique  [47]   [48]   [49]   [50]   [51] . L'emploi d'une sonde biplan permet de placer correctement le faisceau Doppler au niveau de la voie d'éjection ventriculaire gauche ou de la valve mitrale, permettant alors une bonne estimation du (en comparaison avec la thermodilution)  [52] . Cependant, l'échocardiographie nécessite un appareillage coûteux. De plus, son utilisation large en réanimation chez les patients les plus graves se limitent souvent à des périodes courtes notamment en période périopératoire  [46] . Enfin, elle requiert un apprentissage important. En effet, on estime à plus de cent le nombre d'échocardiographies transoesophagiennes nécessaires pour considérer l'opérateur compétent  [53] .

Doppler sus-sternal

Le Doppler sus-sternal permet d'estimer la vélocité sanguine au niveau de l'aorte ascendante ou au niveau de la crosse aortique  [54]   [55]   [56] . Utilisant des transducteurs à émission continue ou pulsée, les sondes se placent au niveau de la fourchette sternale. Il est ainsi possible grâce à la recherche du flux maximum, d'obtenir les courbes de vélocité, reflet du volume d'éjection systolique. Le rayon d'ultrasons doit être orienté vers le bas (flux de l'aorte ascendante) ou en bas et en arrière (flux de la crosse aortique). La détermination du diamètre aortique se fait par échographie ou à l'aide de normogramme  [57] . La mesure du par cette technique semble fiable à condition de moyenner au moins 5 courbes du fait des variations dues à la respiration  [58] . Malgré ses avantages, facilité et rapidité d'accès (< 5 minutes), non invasif, cette méthode ne peut être utilisée chez environ 5 % des sujets du fait des conditions anatomiques (cou court) et pathologiques (emphysème, air médiastinal après chirurgie cardiaque par exemple, pathologie valvulaire aortique)  [59] . Par ailleurs, en l'absence d'atteinte aortique, cette technique permettrait d'obtenir des informations sur la fonction ventriculaire gauche grâce à la mesure de la vélocité et l'accélération maximales  [60]   (figure 3) . L'appréciation de la précharge et de la postcharge serait possible grâce à l'analyse de la forme de la courbe. Enfin, la mesure des différents paramètres ne peut se faire de façon continue.

Fig. 3. Courbes de vélocité sanguine par Doppler et calcul du débit cardiaque. FT : durée d'éjection (Flow Time) ; Vs : vélocité moyenne ; Diamètre aortique efficace : De (normogramme) ; FC : fréquence cardiaque ;  : débit cardiaque.

Doppler transtrachéal

Un transducteur, placé à l'extrémité d'une sonde d'intubation, permet la mesure du diamètre et de la vélocité sanguine de l'aorte ascendante  [61]   [62] . Outre le prix de revient élevé de la technique, puisque la sonde d'intubation est à usage unique, la fiabilité de cette méthode est discutée chez le malade de réanimation  [62] , même si la précision de la mesure de s'améliore si la sonde est manipulée de façon répétée  [63] .

Doppler oesophagien

Le Doppler oesophagien mesure la vélocimétrie sanguine au niveau de l'aorte thoracique descendante grâce à l'emploi d'une sonde placée dans l'oesophage, au mieux entre le cinquième et le sixième espace intercostal  [59] . Après détermination du diamètre de l'aorte (mesuré ou estimé), la vélocité est mesurée par Doppler (continu ou pulsé). Au niveau oesophagien, il existe peu de sources d'erreurs liées à la nature du vaisseau étudié. Le signal aortique est facilement différencié du signal obtenu au niveau de la veine cave inférieure  [59] .

Analyse de la méthode

Un certain nombre d'impératifs doivent être respectés pour permettre une mesure fiable du débit aortique  [59] .

L'angle d'incidence entre le faisceau ultrasonore et la direction du flux doit être satisfaisant et doit rester fixe (par exemple lors de la ventilation mécanique). La formule de calcul de la vélocité fait intervenir le cosinus de l'angle d'incidence du faisceau ultrasonore sur le vaisseau étudié. L'erreur sur la mesure du est d'autant plus grande que l'angle d'incidence est grand. L'oesophage étant parallèle à l'aorte, les appareils de Doppler oesophagien doivent utiliser des angles d'incidence entre 45 et 60°. Une erreur de 5° provoquera une erreur de plus de 10 % dans l'estimation de .

La surface aortique doit rester constante pendant la systole malgré les variations de pression artérielle et de . La mesure du diamètre de l'aorte par écho TM peut sous-estimer le diamètre si le faisceau ultrasonique ne passe pas par le centre de l'aorte. De même, elle le surestime si le faisceau n'est pas strictement perpendiculaire à l'axe de l'aorte. L'utilisation d'une échographie bidimensionnelle expose au même risque, la surface d'un cercle se transformant alors en surface d'une ellipse. Le diamètre de l'aorte est le plus souvent estimé en fonction du poids, de la taille, de l'âge et du sexe du patient et est parfois corrigé en fonction de la pression artérielle moyenne  [64] . Cependant, une erreur dans la détermination de ces paramètres entraîne automatiquement une erreur dans l'estimation du débit aortique.

La répartition du débit entre l'aorte thoracique descendante (environ 70 %) et les artères coronaires et carotides (environ 30 %) doit rester constante (facteur de répartition noté K) quelle que soit la situation clinique. Que ce facteur K soit déterminé au début de la mesure du débit aortique (Doppler sus-sternal) ou non, il est considéré comme constant au cours des mesures. Cependant, des variations de ce facteur pourrait expliquer les différences observées entre le débit aortique et le obtenu par thermodilution au cours du clampage aortique  [65]   [66] .

Etudes cliniques

Malgré l'amélioration technologique des appareils actuellement disponibles, la méthode de mesure du par Doppler transoesophagien reste souvent peu précise en comparaison avec celle par thermodilution  [64]   [65]   [66] . Les différences moyennes entre par Doppler transoesophagien et celui par thermodilution varient de - 0,31  [64] à - 1,51 L · min-1  [66] , alors que la déviation standard du biais varie de 0,7  [65] à 1,7 L · min-1  [64] . Cependant, les variations significatives de observées par les deux méthodes vont la plupart du temps dans le même sens  [59]   [64]   [67] .

Conclusion

Les nombreuses erreurs dans la mesure du par les méthodes Doppler ne permettent pas une évaluation précise du en réanimation. L'association de l'imagerie échographique au Doppler permet parfois d'orienter le diagnostic d'une insuffisance circulatoire. Cependant, toutes ces techniques demeurent très dépendantes de l'opérateur, même si le temps d'apprentissage de la technique transoesophagienne est faible, comparé à celui nécessaire pour la pratique de l'échographie conventionnelle. Enfin, la nécessité d'une immobilité parfaite du patient et d'un repositionnement fréquent de la sonde oesophagienne ne peut faire de la méthode Doppler transoesophagienne une méthode simple, fiable et reproductible de mesure continue de en réanimation.

BIOIMPÉDANCE THORACIQUE

Principe

Théorie

La mesure de par bioimpédance thoracique est basée sur l'analyse des variations de la résistance transthoracique dues aux variations du volume sanguin intrathoracique lors de l'application d'un courant alternatif de faible amplitude et de haute fréquence. Du fait de la bonne conductivité du sang, les augmentations pulsatiles du volume sanguin intrathoracique à chaque systole entraînent une diminution pulsatile de l'impédance thoracique  (figure 4) . Plusieurs formules permettent de calculer le volume d'éjection (VES) :

VES = r 3 (L/Z0)2 3 t 3 dZ/dt max [68]

[69]

avec :

- r = résistivité du sang (Ohm · cm)

- L = longueur thoracique (distance entre les électrodes internes ou
normogramme)

- Z0 = impédance initiale

- t ou LVET = temps d'éjection ventriculaire gauche

- dZ/dt max = variation maximale d'impédance pendant la systole (reflet de la phase d'éjection rapide en début de systole).

Fig. 4. Courbe d'impédance thoracique et formule  [69] . VES : volume d'éjection systolique. L : longueur thoracique (normogramme). LVET : temps d'éjection ventriculaire gauche. dZ/dt : variation maximum d'impédance thoracique. Z0 : impédance basale.

Dans le premier modèle, le thorax est considéré comme un cylindre  [68] , dans le second modèle il est considéré comme un cône tronqué  [69] . Dans les deux modèles, la vélocité pendant l'éjection est considérée comme constante.

En pratique

Un courant alternatif variable selon le matériel utilisé (100 ou 200 Hz, 2,5 à 4 mA) est appliqué à l'aide d'électrodes (patch ou bande) placées à distance (cou-thorax par exemple) et les variations d'impédance sont détectées à l'aide d'électrodes de surface, placées à distance des premières (cou-thorax par exemple), de façon à produire un courant qui traverse le thorax dans une direction parallèle à celle du rachis. Une courbe est enregistrée sur l'écran du moniteur. Le signal ECG assiste le calculateur en déterminant le début de la systole chez des patients dont le signal d'impédance est moyen.

Etudes cliniques

La plupart des études comparant cette technique à la thermodilution montrent une différence moyenne et des limites d'agrément cliniquement acceptables  [70]   [71]   [72]   [73] alors que les variations de par impédancemétrie prédisent correctement  [70]   [74] ou non  [72] celles observées par thermodilution. Les erreurs dans la mesure de dépendent de la méthode elle-même, du patient et de son environnement  [75] . Une diminution de la distance entre les électrodes réceptrices surestime le , alors que l'inverse se produit quand la distance entre ces électrodes augmente. Une erreur dans le poids et la taille du patient peut entraîner une erreur de 10 à 30 % dans l'estimation de . L'obésité, les troubles du rythme, la ventilation mécanique, l'oedème pulmonaire et/ou les épanchements pleuraux peuvent diminuer la précision de la mesure  [70] . La mesure du par bio-impédance est surestimée dans les bas débits et sous-estimée dans les hauts débits, en comparaison avec la thermodilution.

En conclusion, si la bio-impédance est intéressante dans des conditions physiologiques stables, cette technique semble peu adaptée aux patients de réanimation instables sur le plan hémodynamique et respiratoire  [46]   [76]   [77]   [78] .

AUTRES MÉTHODES

Elles sont nombreuses, peu utilisées en clinique ou en cours de développement. Elles seront exposées brièvement.

Courbe de pression artérielle (pulse contour method)

Le volume d'éjection systolique et le sont calculés par analyse de la portion systolique de la courbe de pression artérielle selon différents modèles fondés sur l'étude de la relation pression-volume du système artériel. Cependant, la méthode n'est pas suffisamment précise pour permettre une mesure fiable de , en particulier quand les résistances artérielles varient (« recalibration » nécessaire)  [79] .

Impédance intracardiaque  [21]

Un cathéter muni d'électrodes distales est placé dans le ventricule gauche. Les volumes systolique et diastolique peuvent être estimés par l'analyse des variations de résistance électrique entre les électrodes. Une calibration par thermodilution est nécessaire.

Cathéter intravasculaire à ultrasons  [21]

Des capteurs à ultrasons sont placés à l'extrémité d'un cathéter intrapulmonaire et mesurent la vélocité sanguine et le diamètre du vaisseau.

Model flow method

Cette méthode est basée sur un modèle de type Windkessel du système artériel. Le volume d'éjection systolique et le débit ventriculaire gauche sont mesurés, permettant une mesure en continu du .

CONCLUSION

La mesure du n'est qu'un élément de l'évaluation hémodynamique d'un malade en réanimation. Les méthodes disponibles permettent soit une approche (estimation) que donnent les méthodes Doppler, soit une mesure (la plus proche du débit réel) que fournit la thermodilution. Le choix d'une méthode doit tenir compte du résultat recherché.

Face à une insuffisance circulatoire aiguë d'étiologie indéterminée, l'examen échocardiographique permet une orientation diagnostique et peut donner une estimation du . La limite est constituée par la disponibilité de la technique (appareil, opérateur compétent). L'estimation du par le Doppler oesophagien peut contribuer à l'orientation diagnostique et permettre de débuter le traitement. Il ne peut pas constituer un monitorage en particulier en réanimation en raison de la nécessité de repositionner correctement la sonde avant chaque estimation. Son coût non négligeable limite encore son intérêt.

Après cette approche initiale, la surveillance clinique, associée à la mesure de paramètres simples (débit urinaire, pression veineuse centrale), peut suffire si le traitement institué corrige rapidement l'insuffisance circulatoire. Si cette dernière approche est, ou devient insuffisante, la mise en place d'un cathéter artériel pulmonaire s'avère indispensable, car il permet une mesure suffisamment précise et simple du et permet d'obtenir de nombreux paramètres nécessaires à la compréhension de l'insuffisance circulatoire (causes et conséquences) et à la surveillance de son évolution (mesure des pressions, monitorage de la ). Le seul inconvénient de la thermodilution est son caractère invasif, dont il faut relativiser l'importance dans les insuffisances circulatoires les plus graves prises en charge en réanimation.

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