Remplissage accéléré sur cathéters veineux centraux et

ACADEMIE DE PARIS
Année 2010
MEMOIRE
pour l’obtention du DES
d’Anesthésie-Réanimation
Coordonnateur : Mr le Professeur Marc SAMAMA
par
Anne LE NOEL-BOUCHER
Présenté et soutenu le 19 octobre 2010
Remplissage accéléré sur cathéters
veineux centraux et périphériques : quel est
le débit réel obtenu ?
Travail effectué sous la direction du Docteur Mathieu RAUX
2
Résumé
Remplissage accéléré sur cathéters veineux centraux et périphériques : quel est le débit réel
obtenu ?
Introduction : la prise en charge de patients polytraumatisés associe un remplissage
vasculaire accéléré à l’administration de catécholamines. Alors que la longueur du cathéter
limite le débit de perfusion, justifiant l’usage de cathéters courts pour le remplissage,
l’expérience clinique montre que le remplissage est habituellement réalisé sur le cathéter
veineux central (KTC) mis en place pour l’administration de catécholamines, un dispositif
accélérateur-réchauffeur pouvant être employé pour forcer le remplissage sur ce KTC.
Compte tenu des résistances de ces KTC, nous formulons l’hypothèse que le débit mesuré à
leur extrémité est inférieur au débit de consigne réglé sur l’accélérateur réchauffeur.
L’objectif de notre étude était de comparer le débit mesuré à l’extrémité de cathéters de
différentes longueurs et diamètres au débit de consigne d’un dispositif accélérateur
réchauffeur de soluté.
Matériel et méthodes : le débit à l’extrémité de cathéters connectés à un dispositif
accélérateur-réchauffeur de perfusion (TGV600, Gamida, France) a été mesuré pour quatre
débits de consigne : 100, 200, 300 et 400 ml.min-1. Huit unités de chaque référence de
cathéter ont été testées avec du sérum physiologique (PHY) : deux KTC de 15 et 20 cm de
diamètre 14 gauge, et trois cathéter veineux périphériques (VVP) d’une longueur de 40 à 42
mm et de diamètre 14, 16 et 18 gauge. Ces mesures ont été renouvelées avec un soluté de
viscosité comparable à celle des concentrés érythrocytaires (GLY) (glycérol 55 % et eau 45
%, conservé à 4°C, 8 cPoises). Les débits ont été mesurés par pesée du volume recueilli en 30
secondes au moyen d’une balance de précision, puis correction de ce débit massique par la
masse volumique du soluté. Le recueil était effectué après stabilisation de la pression mesurée
à l’entrée du cathéter. Les valeurs ont été comparées à l’aide d’une analyse de variance à deux
voies (débit, cathéter) pour chaque type de soluté.
Résultats : Les débits obtenus sont croissants avec la diminution de la longueur du
cathéter et l’augmentation du diamètre interne. Le débit de consigne n’est atteint avec aucun
cathéter au-delà de 100 ml.min-1 avec le PHY, et il n’est jamais atteint avec le GLY, quelque
soit le débit de consigne et le cathéter concerné. Avec le PHY, les KTC permettent des débits
3
réels compris entre 42 et 70 % du débit de consigne, tandis que les VVP de 16 et 14 gauge
permettent des débits réels d’au moins 65 % de la théorie. Avec le GLY, les débits obtenus
avec les KTC sont compris entre 30 et 50 % du débit de consigne, et les VVP 16 et 14
permettent des débits réels entre 59 et 90 % du débit théorique. La nature du cathéter affecte
significativement le débit mesuré, aussi bien pour le PHY (F4,105= 1008,83, p < 0,0001) que
pour le GLY (F4,105= 1843,46, p < 0,0001).
Conclusion : Le débit administré avec un KTC au moyen d’un accélérateurréchauffeur de soluté est très inférieur au débit de consigne, et cette différence augmente avec
ce dernier. Conformément à la loi de Poiseuille, cette différence est majorée par
l’augmentation de viscosité et la diminution du diamètre. Ces résultats confirment la très
mauvaise performance des KTC pour le remplissage vasculaire massif. Ils enseignent qu’une
VVP de petit diamètre (18G) assure un remplissage au moins aussi efficace qu’un KTC de
diamètre supérieur.
4
Table des matières
Résumé .......................................................................................................................2
1
2
Introduction.........................................................................................................6
1.1
Caractéristiques du cathéter .........................................................................6
1.2
Dispositif accélérateur-réchauffeur de perfusion ..........................................8
1.3
Objectifs de l’étude.................................................................................... 10
Matériel et méthodes ......................................................................................... 11
2.1
Dispositif de perfusion ............................................................................... 11
2.2
Poche de soluté .......................................................................................... 11
2.3
Tubulures .................................................................................................. 12
2.4
Accélérateur/réchauffeur ...........................................................................12
2.5
Cathéters ................................................................................................... 13
2.6
Mesures réalisées ....................................................................................... 13
2.6.1
Mesure de la pression à l’entrée du cathéter ...........................................13
2.6.2
Détermination du délai de mesure .......................................................... 14
2.6.3
Mesure du débit ..................................................................................... 15
2.7
2.7.1
Cathéter ................................................................................................. 15
2.7.2
Débits .................................................................................................... 16
2.7.3
Solutés employés ................................................................................... 16
2.8
3
Statistique .................................................................................................. 17
2.8.1
Choix de l’effectif .................................................................................. 17
2.8.2
Analyse des résultats.............................................................................. 17
Résultats............................................................................................................ 18
3.1
En l’absence de cathéter ............................................................................ 18
3.2
Effet du cathéter ........................................................................................ 19
3.2.1
Débit......................................................................................................19
3.2.2
Pression ................................................................................................. 20
3.3
Effet de la viscosité ................................................................................... 22
3.3.1
Débit......................................................................................................22
3.3.2
Pression ................................................................................................. 23
3.4
4
Protocole ................................................................................................... 15
Comparaison des débits mesurés avant et pendant le plateau de pression ... 24
Discussion ......................................................................................................... 26
5
4.1
Considérations méthodologiques ............................................................... 26
4.1.1
Technique de mesure du débit ................................................................ 26
4.1.2
Choix des solutés ................................................................................... 27
4.1.3
Choix des cathéters ................................................................................ 27
4.1.4
Nombre de cathéters testés ..................................................................... 27
4.1.5
Choix des débits de consigne ................................................................. 28
4.1.6
Délai de mesure ..................................................................................... 28
4.1.7
Réglage du débit de consigne pour mesure suivante ............................... 29
4.1.8
Débit de consigne .................................................................................. 29
4.1.9
Viscosité ................................................................................................ 29
4.1.10 Pression................................................................................................ 30
5
4.2
Signification clinique ................................................................................. 31
4.3
Perspectives ............................................................................................... 32
Conclusion ........................................................................................................ 33
6
1
Introduction
Près de 10% des décès dans le monde sont d’origine traumatique. Trente à 40% de ces
décès sont liés à une hémorragie, ce qui fait du choc hémorragique la deuxième cause de
décès d’origine traumatique, après les traumatismes crâniens. [1]
Dès la phase préhospitalière, l’objectif de la prise en charge thérapeutique de ces
patients est, après le contrôle du saignement, de restaurer une hémodynamique efficace, au
moyen d’un remplissage vasculaire, de la transfusion de produits sanguins ou de
l’administration de drogues vaso-actives. Pour cela la mise en condition du patient requiert la
mise en place précoce d’un accès veineux, qui puisse permettre un remplissage important et
rapide.
Pour permettre un haut débit de remplissage, tout doit être mis en œuvre pour réduire
la résistance à l’écoulement du soluté dans le système de perfusion. Ce dernier se définit
comme l’ensemble des dispositifs séparant le soluté à perfuser du patient. Il comprend donc la
tubulure de perfusion (appelée « tubulure » dans le reste de ce document), la tubulure du
dispositif
d’accélération
et/ou
de
réchauffement
le
cas
échéant
(appelée
« accélérateur/réchauffeur ») et le cathéter veineux (« cathéter »).
1.1
Caractéristiques du cathéter
Selon la loi de Poiseuille, les résistances à l’écoulement sont d’autant plus faibles - et
donc le débit de perfusion plus important - que le diamètre du système de perfusion est grand
et que ce dernier est court.1 Il est donc recommandé de mettre en place un cathéter de gros
diamètre et de moindre longueur pour assurer le remplissage vasculaire de ces patients [2].
Les cathéters sont caractérisés par leur diamètre externe, exprimé en gauge. Ce
nombre de gauge exprime le nombre d’articles identiques contenus dans un pouce carré : plus
la gauge est grande, plus le diamètre de l’aiguille est petit.
Les études comparant les débits obtenus pour différents cathéters (débit gravitationnel
c’est-à-dire sous l’effet de la gravité, sans dispositif visant à augmenter le gradient de pression
et donc le débit du soluté) montrent que pour un même soluté (Ringer Lactate), un cathéter de
1
Loi de Poiseuille : Débit =
ΔP
R= diamètre du cathéter, ρ= viscosité du fluide, L=longueur du cathéter, ΔP =gradient de pression entre
l’entrée et la sortie du cathéter
7
14 gauge permet d’obtenir un débit de 125 ml.min-1, alors qu’un cathéter de 16 gauge ne
permet qu’un débit de 100 ml.min-1 et celui de 18 gauge, seulement 60 ml.min-1 [3]. De plus
les études comparant les débits obtenus avec différents cathéters, sans dispositif visant à
augmenter le gradient de pression, montrent que pour un même soluté (Ringer Lactate), un
cathéter périphérique court de 14 gauge et 5 cm permet des débits 2 à 3 fois supérieurs à ceux
obtenus après un cathéter central de 16 gauge et 18 cm (156 ml.min-1 pour le premier, 66
ml.min-1 pour le dernier) [3].
L’utilisation d’une voie veineuse périphérique semble donc préférable en première
intention à celle d’un cathéter veineux central [2].
Cependant, l’obtention d’un accès veineux périphérique s’avèrerait impossible dans
20% des cas, en raison de veines collabées par l’hypovolémie ou inaccessibles [4] : le
cathétérisme veineux fémoral, quoique plus difficile à mettre en œuvre, représente alors une
alternative acceptable [2]. La voie intra-osseuse peut également être envisagée en cas d’échec
de voie veineuse périphérique. Bien qu’habituellement considérée comme un abord de
secours chez l’enfant, elle est également fiable chez l’adulte [5].
La mise en condition du patient choqué sera complétée secondairement, à l’arrivée
dans une structure de déchoquage, par la mise en place d’un cathéter artériel, permettant à la
fois la surveillance hémodynamique et les prélèvements sanguins, et d’un cathéter veineux
central multi-lumières. Ce dernier permet entre autres d’administrer au patient des drogues
vasoactives sur une voie dédiée, ainsi que d’entretenir la sédation et l’analgésie. L’expérience
montre que, malgré les constatations précédentes et les recommandations émises par les
sociétés savantes, le remplissage vasculaire est souvent poursuivi sur le cathéter central, en
utilisant sa voie de plus gros diamètre.
Conformément à la loi de Poiseuille, le débit de perfusion peut être augmenté par le
choix d’un cathéter court et de gros diamètre comme démontré précédemment, mais aussi par
une diminution de la viscosité du fluide perfusé ou par une augmentation du gradient de
pression.
Les débits obtenus avec des cathéters de 14, 16 et 18 gauge sont respectivement de
125, 100 et 60 ml.min-1 avec une perfusion de Ringer Lactate, et de 90, 65, 35 ml.min-1 avec
une perfusion de sang [3]. L’augmentation de la viscosité du fluide limite de façon importante
le débit de perfusion. Toutefois la viscosité des fluides administrés par remplissage massif (en
particulier colloïdes et sang) est difficilement modifiable.
8
L’augmentation du gradient de pression peut contribuer à augmenter le débit du soluté
perfusé. Elle peut être obtenue à l’aide de différents mécanismes : utilisation d’un manchon
sous pression, ou augmentation de la pression gravitationnelle en élevant la poche de
perfusion. De tous les moyens disponibles, celui de la gravité reste toutefois le moins efficace
[3]. Le remplissage peut également être forcé par un dispositif accélérateur-réchauffeur de
perfusion.
1.2
Dispositif accélérateur-réchauffeur de perfusion
Un dispositif accélérateur-réchauffeur de perfusion peut être utilisé pour accélérer le
remplissage tout en luttant contre le refroidissement du patient, l’hypothermie participant à la
coagulopathie induite par le traumatisme et l’état de choc hémorragique.
Chez le traumatisé, le bilan thermique négatif résulte des pertes cutanées (ambiance
extérieure, déshabillage), du remplissage vasculaire par des solutés à la température ambiante,
et de la transfusion de produits sanguins réfrigérés.
Plusieurs études ont montré une corrélation entre mortalité et chute de la température
centrale [6, 7]. Chaque degré Celsius perdu ampute de 10% l’hémostase [8]. L’hypothermie
inhibe les réactions enzymatiques de la cascade de coagulation; elle est responsable d’une
dysfonction plaquettaire par une diminution réversible de la production de thromboxane B2
[9]. Les effets délétères sur la coagulation, l’hémostase primaire, et la fibrinolyse sont
largement sous-estimées par les analyses courantes de laboratoire, car les tests de coagulation
peuvent être faussement normaux car réalisés à 37 °C.
Les effets de la coagulopathie induite par l’hypothermie peuvent être limités par
l’emploi de couvertures à air chaud pulsé, par le réchauffement de l’environnement, et par le
réchauffement des solutés de remplissage et des produits sanguins, notamment à l’aide de
dispositifs accélérateurs-réchauffeurs de perfusion. [9]
Les dispositifs accélérateurs de soluté ont pour objectif d’augmenter le débit de
perfusion à l’aide d’une pression exercée sur la poche de soluté, ou encore au moyen d’une
pompe péristaltique générant un débit.
Le principe du pompage péristaltique repose sur la capacité d’une tubulure souple à
reprendre sa forme initiale après avoir été écrasé par un galet. La dépression générée par la
décompression de la tubulure après le passage du galet provoque la progression du soluté dans
9
la tubulure, ce soluté étant ensuite propulsé en aval par le galet suivant. Le débit de soluté
ainsi obtenu dépend du diamètre de la tubulure et de la vitesse de rotation des galets.
Cette augmentation du débit, forcée par le dispositif, s’accompagne d’une
augmentation de pression en aval car les résistances sont proportionnelles au débit 2. Sous
l’effet de cette augmentation de pression liée à la résistance du système de perfusion d’aval
(tubulure et cathéter en particulier), le matériel va se laisser distendre. Cette distension prend
fin lorsque la pression n’augmente plus et se stabilise à la pression de plateau.
Le risque lié à cette pression importante générée par le dispositif accélérateur est la
rupture du matériel (système de perfusion ou dispositif accélérateur-réchauffeur). Cependant,
les dispositifs médicaux obéissent à des normes techniques : les cathéters veineux courts
périphériques sont conformes à la norme européenne NF EN ISO 10555-1 relative aux
cathéters intravasculaires stériles non réutilisables [10]. Celle-ci impose aux cathéters de
résister à des pressions de 320 kPa. De fait, la rupture ne concerne pas les cathéters, mais
plutôt le sac du réchauffeur.
Le second risque lié au remplissage forcé est le passage de bulles dans la circulation
systémique. Celles-ci peuvent se former lorsque l’accélérateur force le débit alors que la
poche de perfusion est vide. Pour prévenir le passage de ces bulles dans la circulation
systémique, les dispositifs accélérateurs-réchauffeurs de perfusion sont équipés d’un détecteur
de bulles qui interrompt le remplissage forcé dès que ces dernières sont détectées.
Enfin, le dernier risque lié à l’utilisation des accélérateurs-réchauffeurs est que le débit
réel à l’extrémité du dispositif ne corresponde pas au débit de consigne réglé par l’utilisateur,
exposant le patient à un remplissage inadapté.
Ces dispositifs accélérateurs-réchauffeurs semblent donc intéressants dans la prise en
charge des patients polytraumatisés, puisqu’ils contribuent à lutter contre l’hypothermie et
permettent un remplissage massif en forçant le débit de perfusion malgré les contraintes
physiques liées à l’emploi de cathéters de petit diamètre. En pratique, le débit, forcé par un
accélérateur de perfusion, et réellement obtenu en sortie de cathéter, reste une donnée
inconnue.
2
Pour un écoulement laminaire : ΔP = R x Q
Pour un écoulement turbulent : ΔP = R x Q2
ΔP = différence de pression entre l’entrée et la sortie du système, R = résistance du système, Q = débit
du fluide dans le système.
10
Nous formulons l’hypothèse que le débit réel à l’extrémité du cathéter, obtenu en
forçant le remplissage par un tel dispositif, diffère selon le type de cathéter placé à son
extrémité.
1.3
Objectifs de l’étude
L’objectif principal de notre étude était de comparer les débits mesurés à l’extrémité
de différents cathéters veineux centraux et périphériques connectés à un dispositif
accélérateur/réchauffeur de soluté pour différents débits de consigne.
Les objectifs secondaires étaient de montrer que ces débits sont inférieurs aux débits de
consigne, d’évaluer le débit obtenu à l’aide de ce dispositif en l’absence de cathéter, de
mesurer la pression en amont du cathéter, et d’évaluer l’effet de la viscosité en comparant les
débits obtenus à l’aide du dispositif lors du remplissage par du sérum salé à 0,9 % et par un
soluté de viscosité comparable à celle des concentrés érythrocytaires.
11
2
2.1
Matériel et méthodes
Dispositif de perfusion
Le dispositif de perfusion est représenté sur la figure 1.
Figure 1 : Dispositif de perfusion
1 : Poche de soluté. 2 : Tubulure de transfusion. 3 : Tubulure d’accélérateur-réchauffeur. 4 : Elément
accélérateur. 5 : Pompe péristaltique. 6 : Réglage du débit de consigne. 7 : Elément réchauffeur. 8 : Réservoir
de soluté. 9 : Robinet trois voies. 10 : Cathéter. 11 : Capteur de pression. 12 : Modulateur-démodulateur
convertisseur analogique-numérique. 13 : Ordinateur. 14 : Poche de contre-pression. 15 : Bac récupérateur.
2.2
Poche de soluté
Les poches de soluté de perfusion employées étaient des poches de NaCl 0,9 % de
3000 ml (Laboratoire Aguettant, Lyon, France). Après avoir circulé dans le système de
perfusion, le soluté était recueilli dans un bac. Les poches de perfusion vidées étaient à
nouveau remplies avec le soluté recueilli en sortie de cathéter.
Ces mêmes poches ont ensuite été remplies par le fluide visqueux pour les mesures de
débit avec un fluide de viscosité comparable à celle des concentrés érythrocytaires (voir
paragraphe 2.7.3). Ce soluté était recueilli de la même manière pour ensuite remplir à nouveau
les poches vides.
Les poches de soluté étaient accrochées à un pied à perfusion, à une hauteur d’un
mètre au dessus du cathéter et du dispositif accélérateur-réchauffeur.
12
2.3
Tubulures
La poche de soluté était reliée à la tubulure du dispositif accélérateur-réchauffeur par
une tubulure de transfusion Transfusend (Sendal France, Saint-Genis Laval, France).
La tubulure de l’accélérateur-réchauffeur était une tubulure pour TGV600 THLST
(Gamidatech, Eaubonne, France).
En sortie de tubulure de l’accélérateur-réchauffeur un robinet trois voies était intercalé
entre cette tubulure et le cathéter dans le but de connecter le dispositif de mesure de pression.
2.4
Accélérateur/réchauffeur
Le dispositif accélérateur réchauffeur de perfusion utilisé dans notre étude était le
TGV 600 (Laboratoire Gamida©, Eaubonne, France) (Figure 2).
Ce dispositif est constitué de deux éléments, l’un accélérateur et l’autre réchauffeur,
disposés en série. Les solutés sont accélérés par une pompe péristaltique dont le débit est
défini par une consigne numérique. Le réchauffement des solutés se fait par conduction, le
soluté circulant dans un réservoir plat pris en étau entre deux parois chauffantes.
Figure 2. A : Elément accélérateur. B : Dispositif accélérateur-réchauffeur complet
(élément réchauffeur en bas).
13
2.5
Cathéters
Nous avons utilisé dans notre étude des cathéters veineux centraux de type Multicath
trilumière (Laboratoire Vygon©, Ecouen, France) de 15 cm (KTC 15) et 20 cm de long
(KTC 20), et des cathéters veineux périphériques de type Biovalve (Laboratoire Vygon ©,
Ecouen, France) de 14 (VVP 14), 16 (VVP 16), 18 (VVP 18) gauge de diamètre. Seule la
lumière distale des cathéters veineux centraux, d’un diamètre de 14 gauge, a été utilisée.
Les caractéristiques des différentes références de cathéters (longueur, diamètre, débit
gravitationnel) sont détaillées dans le tableau I.
Tableau I : Caractéristiques des cathéters employés.
Référence
Diamètre
Diamètre interne
Longueur
(G)
(mm)
(mm)
Débit
gravitationnel
(ml.min-1)
2.6
KTC 15
14
/
150
68
KTC 20
14
/
200
65
VVP 14
14
1,6
42
265
VVP 16
16
1,3
42
170
VVP 18
18
0,9
40
90
Mesures réalisées
2.6.1 Mesure de la pression à l’entrée du cathéter
La pression à l’entrée du cathéter était mesurée par un capteur de pression (ML117,
ADinstruments, Sydney, Australie) relié à un robinet trois voies interposé en aval du dispositif
entre la tubulure de l’accélérateur-réchauffeur et le cathéter. Le capteur de pression était
connecté à un modulateur/démodulateur (PowerLab16S, ADinstruments, Sydney, Australie).
Le signal recueilli était numérisé (100Hz) puis stocké sur un support informatique pour
analyse ultérieure.
Dès qu’une consigne de débit était réglée sur la pompe péristaltique, la pression du
circuit à l’entrée du cathéter augmentait progressivement jusqu’à se stabiliser après un délai
variable.
En raison de la compliance du système de perfusion, celui-ci se distendait sous l’effet
de la pression croissante dans ce système, résultant des résistances élevées liées au diamètre et
14
à la longueur du cathéter. Une fois le dispositif distendu, la pression se stabilisait à une valeur
donnée, dite pression de plateau (figure 3).
Le temps nécessaire pour obtenir la stabilisation de la pression ainsi que la valeur de
cette pression de plateau étaient variables selon le modèle de cathéter, le débit de consigne et
le soluté.
Figure 3 : courbe de pression.
a: réglage du débit de consigne. b: début du recueil du soluté. c: fin du recueil et
retour à zéro de la consigne. d: réglage de la consigne suivante.
Au retour à un débit gravitationnel non accéléré, la pression du circuit revenait
progressivement à une pression stable.
2.6.2 Détermination du délai de mesure
La mesure du débit réellement obtenu en sortie de cathéter était effectuée après
stabilisation de la pression à l’entrée du cathéter.
La stabilisation de la pression n’était obtenue que lorsque le système de perfusion
avait atteint la distension correspondant à la pression transmurale résultant du débit testé. Une
fois ce plateau de pression atteint, le débit en sortie de cathéter pouvait être considéré comme
constant. La mesure du débit réel obtenu était donc réalisée au plateau de pression et non pas
pendant la phase d’augmentation de pression au cours de laquelle le système continuait à se
distendre.
Pour mettre en évidence la variation du débit réel au cours de la mise en pression du
système, le débit obtenu au cours de la phase d’augmentation de pression a été mesuré pour le
KTC 20 avec du GLY : le soluté a été recueilli pendant les 30 secondes suivant le réglage de
la consigne, et le débit ainsi mesuré a été comparé au débit mesuré au plateau de pression.
15
Le délai nécessaire pour obtenir cette stabilisation de la pression a été déterminé pour
chaque référence de cathéter, pour chaque débit de consigne et pour chaque soluté lors d’une
première série de mesures. Les mesures de débit ont ensuite été réalisées pour toutes les unités
de chaque référence de cathéter avec le même délai (tableau II).
PHY
Débit de
consigne
(ml.min-1)
100
200
300
400
GLY
KTC
VVP 18
VVP 16
VVP 14
KTC
VVP 18
VVP 16
VVP 14
30
55
60
65
25
40
60
80
15
30
40
40
0
10
15
25
60
60
70
70
30
50
60
70
30
30
40
50
20
30
40
50
Tableau II: délais de mesure selon le cathéter, le débit de consigne et le soluté (en secondes).
2.6.3 Mesure du débit
Nous avons mesuré le débit obtenu en sortie de tubulure de perfusion après le
dispositif accélérateur et réchauffeur de perfusion, puis nous avons mesuré le débit obtenu
après le même circuit prolongé par les différents modèles de cathéters.
Après chaque mesure de débit réel, la consigne de débit était ramenée à 0 ml.min-1. Le
débit n’était à nouveau forcé à la consigne qu’après le retour à une pression minimale stable,
puis la mesure était effectuée après le délai déterminé précédemment.
Les débits ont été calculés par pesée, à l’aide d’une balance de précision PR203
(Mettler Toledo, Viroflay, France), de la quantité de soluté recueillie en 30 secondes corrigée
par la masse volumique du soluté. La masse volumique du soluté à 0,9 % de NaCl était de 1
mg.ml-1, celle du mélange visqueux de glycérol et d’eau était de 1,13 mg.ml-1.
2.7
Protocole
2.7.1 Cathéter
Une première série de mesures a été réalisée afin de mesurer le débit obtenu en sortie
de tubulure de l’accélérateur-réchauffeur sans cathéter ; pour chaque débit de consigne trois
mesures ont été effectuées. Ces mesures ont été faites pour chacun des deux solutés employés.
Les mesures ont ensuite été réalisées avec le même système de perfusion terminé par
un cathéter. Toutes les unités d’une référence donnée de cathéter ont été testées, puis la série
16
de mesures suivantes était réalisée avec une autre référence de cathéter. Les références de
cathéter ont été testées dans l’ordre suivant : cathéter veineux central de 20 cm puis 15 cm,
puis cathéter veineux périphérique de 18 gauge, 16 gauge puis 14 gauge.
2.7.2 Débits
Le dispositif accélérateur-réchauffeur utilisé est une pompe de transfusion massive
prévue pour les hauts débits. Son utilisation n’est pas conseillée pour des débits inférieurs à
10 ml.min-1. La consigne de débit, réglée par l’utilisateur, peut s’élever jusqu’à 600 ml.min-1
sans dépasser cette valeur.
Nous avons mesuré les débits réellement obtenus après chaque référence de cathéter
pour des débits de consigne de 100, 200, 300 et 400 ml.min-1.
Pour chaque unité d’une référence de cathéter, une mesure de débit réel a été réalisée
pour chaque débit de consigne, ces débits étant successivement réglés sur l’accélérateur de
perfusion dans l’ordre croissant de 100 à 400 ml.min-1. Lorsque les quatre débits de consigne
étaient testés pour une unité, une nouvelle série de mesures était effectuée avec l’unité
suivante de la même référence de cathéter. Lorsque les huit unités d’une même référence
étaient testées, la manipulation était répétée avec les unités d’une autre référence de cathéter.
Une fois le débit réel mesuré pour un débit de consigne, le débit de consigne était
ramené à 0 ml.min-1 avant la mesure suivante.
Pour la mesure suivante, le débit n’était à nouveau réglé à la consigne testée qu’après
la stabilisation de la pression dans le système de perfusion à la pression atmosphérique ; la
mesure était alors effectuée après le délai nécessaire à l’obtention de la pression de plateau.
2.7.3 Solutés employés
Les mesures ont été réalisées avec deux solutés de viscosité différente.
Une première série de mesures a été réalisée avec un soluté à 0,9 % de NaCl ou sérum
physiologique (PHY): une mesure de débit réel a été faite pour chacun des débits de consigne,
pour chaque unité de chaque référence de cathéter, comme décrit précédemment.
Une deuxième série de mesures a été réalisée avec un mélange de 55% de glycérol et
de 45% d’eau (GLY). La viscosité de ce mélange est de l’ordre de 8 centipoises, comparable à
celle des concentrés érythrocytaires [11]. La manipulation a été identique : même nombre de
mesures, même ordre des cathéters, débits successifs croissants pour chaque unité de cathéter
avec retour à zéro entre deux mesures, et mesure au plateau de pression dont le délai
17
d’obtention avait également été déterminé, pour ce soluté, pour chaque référence de cathéter
et chaque débit de consigne. Ce soluté avait été conservé au réfrigérateur avant le début de
l’expérience : les premières mesures ont donc été réalisées avec du soluté froid. Il n’a pas été
réfrigéré après avoir été recueilli et reconditionné.
2.8
Statistique
2.8.1 Choix de l’effectif
Dans un premier temps, nous avons réalisé cinq mesures par consigne de débit pour
une unité de chaque référence de cathéter. Cette première série de mesure a montré que la
variabilité du débit mesuré est négligeable pour une unité donnée.
Pour la suite de l’étude une seule mesure de débit a été réalisée par consigne de débit
et par unité. Huit unités de chaque référence de cathéter ont été testées. Une série de mesures
a été réalisée pour chacun des deux solutés.
2.8.2 Analyse des résultats
Les valeurs ont été comparées à l’aide d’une analyse de variance à deux voies (débit,
cathéter) pour chaque type de soluté.
Les variables sont exprimées sous la forme médiane et interquartiles.
Le test statistique était considéré significatif si la probabilité de commettre une erreur
de type I était inférieure à 5%.
18
3
Résultats
3.1
En l’absence de cathéter
Sans cathéter, le débit de consigne est dépassé à 100 ml.min-1, et il n’est plus atteint
dès 200 ml.min-1 avec du PHY, toutefois le débit obtenu reste supérieur à 80 % du débit de
consigne. En revanche, avec du GLY, le débit de consigne n’est jamais atteint ; le débit réel
est compris entre 60 et 66 % du débit théorique (tableau III et figure 4).
Pour un débit de consigne de 100 ml.min-1, le débit réel obtenu pour le GLY est la
moitié de celui obtenu pour le PHY (52 %) ; pour des débits de consigne de 200 ml.min-1 et
plus, les débits mesurés avec le GLY sont compris entre 71 et 79 % de ceux obtenus avec le
PHY.
Tableau III : débits réels mesurés selon le débit de consigne et la viscosité du soluté
(en ml.min-1) (médiane [interquartiles]).
100 ml.min-1
200 ml.min-1
300 ml.min-1
400 ml.min-1
PHY
122 [122-124]
183 [181-183]
250 [249-250]
325 [323-328]
GLY
65 [64-65]
131 [129-131]
197 [197-198]
237 [237-237]
Figure 4 : Débit mesuré, pour différents débits de consignes, en l’absence de cathéter.
19
3.2
Effet du cathéter
3.2.1 Débit
Les débits réels mesurés avec le PHY selon la référence de cathéter et le débit de
consigne sont présentés dans le tableau IV et la figure 5.
Tableau IV : débit mesuré selon le cathéter et le débit de consigne avec le PHY (en
ml.min-1) (médiane [interquartiles]).
KTC 20
KTC 15
VVP 18
VVP 16
VVP 14
100 ml.min-1
67 [66-68]
70 [68-72]
83 [81-85]
100 [96-103]
105 [103-106]
200 ml.min-1
106 [105-107]
111 [107-113]
130 [128-131]
154 [152-154]
152 [150-154]
300 ml.min-1
138 [137-139]
144 [141-146]
179 [178-179]
211 [209-212]
216 [215-217]
400 ml.min-1
165 [164-166]
174 [172-175]
223 [219-224]
263 [260-264]
278 [277-280]
L’augmentation du débit de consigne s’accompagne d’une augmentation du débit
mesuré pour chaque cathéter (F3,105=31576, p<0,0001). Seuls les cathéters périphériques de 16
et 14 gauge permettent d’atteindre le débit de consigne à 100 ml.min-1. Au-delà de 100
ml.min-1, le débit de consigne n’est atteint avec aucun cathéter.
Les KTC permettent des débits réels compris entre 42 et 70 % du débit de consigne ;
une VVP de 18 gauge permet des débits entre 55 et 82 % du débit de consigne, et les VVP de
16 et 14 gauge permettent des débits réels de 65 % de la théorie au minimum.
La nature du cathéter influe significativement le débit mesuré (F4,105=1009, p<0,0001).
Les variations de débit mesuré selon le débit de consigne varient avec la nature du cathéter
(F12,105=429, p<0,0001). Il n’existe pas de différence significative entre les débits mesurés
après les KTC de 15 et 20 cm pour des débits de consigne de 100 et 200 ml.min-1 ; pour des
débits de consigne de 300 et 400 ml.min-1, cette différence est faible mais significative, avec
des débits obtenus de 47 % et 42 % de la théorie en moyenne. Il n’y a pas non plus de
différence significative entre les débits mesurés après les VVP de 16 et 14 gauge pour un
débit de consigne de 200 ml.min-1, avec un débit réel de l’ordre de 77 % de la théorie.
20
Figure 5 : Débit mesuré avec le PHY, selon le type de cathéter et le débit de consigne.
3.2.2 Pression
Les pressions mesurées avec le PHY à l’entrée du cathéter selon la nature de celui-ci
et le débit de consigne sont présentées dans le tableau V et la figure 6.
Tableau V : pression mesurée selon le cathéter et le débit de consigne avec le PHY
(en mmHg). (médiane [interquartiles]).
KTC 20
KTC 15
VVP 18
VVP 16
VVP 14
100 ml.min-1
28 [26-29]
21 [20-22]
18 [16-25]
23 [17-23]
3 [2-6]
200 ml.min-1
105 [99-111]
93 [87-108]
84 [79-88]
47 [41-49]
27 [25-28]
300 ml.min-1
200 [197-221]
173 [169-176]
151 [145-158]
83 [81-87]
47 [45-50]
400 ml.min-1
301 [293-332]
263 [259-272]
237 [228-241]
123 [121-132]
75 [73-76]
Pour chaque cathéter, l’augmentation du débit de consigne s’accompagne d’une
augmentation de la pression mesurée à l’entrée du cathéter (F3,105=1308,72, p<0,0001). La
pression à l’entrée de la VVP 14 ne dépasse pas 100 mmHg, tandis que cette pression est
dépassée dès un débit de consigne de 200 ml.min-1 pour les KTC.
21
La nature du cathéter influe significativement la pression mesurée (F4,105=208,88,
p<0,0001). Les variations de pression mesurée selon le débit de consigne varient avec la
nature du cathéter (F12,105=65,57, p<0,0001). Il n’y a pas de différence significative entre les
pressions mesurées à l’entrée des différentes références de cathéter pour un débit de consigne
de 100 ml.min-1; pour des débits de consigne supérieurs à 200 ml.min -1, la différence entre les
pressions mesurées selon le cathéter est significative.
Figure 6 : Pressions mesurées à l’entrée du cathéter, avec le PHY selon le type de
cathéter et le débit de consigne.
22
3.3
Effet de la viscosité
Une deuxième série de mesures a été réalisée avec le GLY afin d’évaluer le débit réel
obtenu avec un soluté plus visqueux et de comparer ce débit selon le cathéter employé.
3.3.1 Débit
Les débits réels mesurés avec le GLY selon la référence de cathéter et le débit de
consigne sont présentés dans le tableau VI et représentés sur la figure 7.
Tableau VI : débit mesuré selon le cathéter et le débit de consigne avec le GLY (en
ml.min-1) (médiane [interquartiles]).
KTC 20
KTC 15
VVP 18
VVP 16
VVP14
100 ml.min-1
41 [38-42]
49 [47-52]
63 [61-65]
84 [83-86]
91 [89-92]
200 ml.min-1
66 [63-68]
77 [74-79]
111 [108-113]
135 [134-136]
159 [158-161]
300 ml.min-1
100 [95-103]
114 [112-116]
152 [148-157]
194 [193-196]
224 [223-228]
400 ml.min-1
119 [116-123]
134 [130-136]
181 [180-188]
237 [234-237]
277 [276-278]
L’augmentation du débit de consigne s’accompagne d’une augmentation du débit
mesuré pour chaque cathéter (F3,105=9989,67, p<0,0001).
Le débit de consigne n’est jamais atteint avec le GLY. Les débits obtenus avec les
cathéters centraux ne dépassent pas 50 % du débit de consigne. La VVP 18 permet de
dépasser 50 % voire d’approcher des deux tiers du débit de consigne (48 à 63 %). Ce sont les
VVP 16 et 14 qui permettent d’obtenir les débits réels les plus proches du débit théorique (59
à 80 % pour la VVP 16, 69 à 90 % pour la VVP 14).
De même qu’avec le PHY, le débit mesuré est croissant avec la diminution de la
longueur du cathéter et l’augmentation du diamètre interne : la nature du cathéter influe
significativement le débit mesuré (F4,105=1843,46, p<0,0001). Les variations de débit mesuré
selon le débit de consigne varient avec la nature du cathéter (F12,105=257,55, p<0,0001). La
différence entre les débits mesurés selon la référence de cathéter est significative pour tous les
cathéters et tous les débits de consigne.
23
Figure 7 : Débit mesuré avec le GLY, selon le type de cathéter et le débit de consigne.
3.3.2 Pression
Les pressions mesurées avec le GLY à l’entrée du cathéter selon la nature de celui-ci
et le débit de consigne sont présentées dans le tableau VII et la figure 8.
Tableau VII : pression mesurée selon le cathéter et le débit de consigne avec le GLY
(en mmHg) (médiane [interquartiles]).
KTC 20
KTC 15
VVP 18
VVP 16
VVP 14
100 ml.min-1
165 [162-166]
141 [133-142]
78 [73-84]
36 [33-45]
22 [20-24]
200 ml.min-1
263 [261-268]
235 [233-239]
173 [168-177]
92 [90-93]
49 [46-51]
300 ml.min-1
397 [395-406]
372 [368-379]
277 [267-281]
158 [155-160]
94 [91-96]
400 ml.min-1
/
452 [452-456]
390 [378-402]
227 [223-237]
145 [141-150]
Pour chaque cathéter, l’augmentation du débit de consigne s’accompagne d’une
augmentation de la pression mesurée à l’entrée du cathéter (F2,70=3830,32 , p<0,0001). La
pression à l’entrée de la VVP 14 ne dépasse pas 200 mmHg, tandis que cette pression est
dépassée dès un débit de consigne de 200 ml.min-1 pour les KTC. Les pressions à l’entrée du
KTC 20 n’ont pu être mesurées pour un débit de consigne de 400 ml.min -1 car elles étaient
supérieures aux limites de nos instruments de mesure.
24
La nature du cathéter influe significativement la pression mesurée (F4,70=687,04,
p<0,0001). Les variations de pression mesurée selon le débit de consigne varient avec la
nature du cathéter (F8,70=134,49, p<0,0001). La différence entre les pressions mesurées est
significative quel que soit le débit de consigne et le cathéter.
Figure 8 : Pressions mesurées à l’entrée du cathéter, avec le PHY selon le type de
cathéter et le débit de consigne.
3.4
Comparaison des débits mesurés avant et pendant le plateau de pression
Le débit réel a été mesuré pour le KTC 20 avec le GLY pendant les trente premières
secondes suivant le réglage du débit de consigne sur le dispositif accélérateur, soit pendant la
phase d’augmentation de pression, avant le plateau de pression. Les résultats de ces mesures
sont rapportés dans le tableau VIII.
Tableau VIII : débits mesurés pendant la phase de pression croissante (en ml.min-1)
selon le débit de consigne (médiane [interquartiles]).
GLY
100 ml.min-1
200 ml.min-1
300 ml.min-1
400 ml.min-1
26 [25-27]
37 [34-40]
52 [50-56]
59 [57-60]
25
Le débit ainsi mesuré pour un débit de consigne de 100 ml.min-1est égal à 57 % de
celui mesuré au plateau de pression ; pour un débit de consigne de 200 ml.min-1, le rapport est
de 50 %, et pour les débits de consigne plus élevés ce rapport n’est plus que de 45 % en
moyenne.
Ces débits mesurés à la phase initiale de l’augmentation de pression atteignent 23 %
du débit de consigne à 100 ml.min-1, 16 % du débit de consigne à 200 ml.min-1, 15 % à 300
ml.min-1et 13 % à 400 ml.min-1.
26
4
Discussion
Conformément à la loi de Poiseuille, les résultats de notre étude montrent que le débit
est d’autant plus important que le cathéter est court et que son diamètre est grand.
Notre étude montre par ailleurs que ces contraintes de diamètre et de longueur ne sont
pas compensées par un dispositif accélérateur-réchauffeur forçant le débit. Le débit réel
mesuré en sortie de cathéter n’atteignait jamais le débit de consigne fixé, hormis pour les
cathéters veineux périphériques de 14 et 16 gauge, et seulement pour un débit de consigne de
100 ml.min-1. Notons qu’en l’absence de cathéter, le débit réel était inférieur au débit de
consigne pour toute la gamme de débits tant pour le PHY que le GLY, à l’exception du débit
initial (100 ml.min-1) avec du PHY.
Notre étude confirme également l’impact de la viscosité sur le débit. L’emploi d’un
soluté plus visqueux que le PHY réduisait le débit mesuré avec et sans cathéter veineux
central de 52 à 79 %. Toutefois cet effet de la viscosité n’a pas été retrouvé avec le cathéter
veineux périphérique de 14 gauge, et la réduction de débit liée à l’utilisation de cathéters
veineux périphériques de plus faible diamètre, était faible.
4.1
Considérations méthodologiques
4.1.1 Technique de mesure du débit
Nous avons calculé le débit en sortie du système de perfusion en pesant le soluté
recueilli en trente secondes, puis en corrigeant le débit massique ainsi mesuré par la masse
volumique du soluté. Cette méthode, nécessitant plusieurs calculs, comporte ainsi plusieurs
sources d’imprécision : erreur dans le temps de recueil chronométré, erreur dans le recueil de
soluté (perte de soluté ou au contraire excès de soluté dans un récipient insuffisamment
essuyé entre deux mesures), erreur dans les calculs successifs. Pour limiter les erreurs dans le
recueil et la pesée du soluté, le récipient était essuyé après chaque mesure, et la balance était
alors tarée avec ce récipient.
La mesure de débit aurait pu être réalisée au moyen de capteurs de débit : nous
n’avions pas d’instruments de ce type à notre disposition pour réaliser l’étude, et leur emploi
ne garantit pas l’absence d’erreur métrologique. Toutefois, la faible variabilité des résultats
obtenus pour les différentes unités d’une même référence de cathéter suggère que le risque
d’imprécision lié à la technique de mesure du débit réel soit négligeable.
27
4.1.2 Choix des solutés
Nous avons réalisé les mesures de débit avec deux solutés de viscosité différente : un
cristalloïde et un mélange de glycérol et d’eau dont la viscosité était équivalente à celle des
concentrés érythrocytaires. Nous avons choisi d’employer ce mélange en raison d’une part de
la difficulté d’obtention des produits sanguins, surtout dans les quantités nécessitées par
l’étude, et d’autre part en raison du risque d’accident d’exposition au sang pour les
expérimentateurs. Nous aurions pu réaliser également une série de mesure avec un soluté de
viscosité intermédiaire, de type colloïde. Cependant l’intérêt de ces mesures semble limité :
avec une viscosité intermédiaire, nous pouvons supposer que le débit serait intermédiaire. De
plus la différence établie entre les débits obtenus avec les solutés employés était déjà
modérée, inférieure à 40 %.
4.1.3 Choix des cathéters
Nous avons testé cinq références de cathéters : les deux références de cathéters
veineux centraux les plus employés (15 et 20 cm), et trois cathéters veineux périphériques de
14, 16 et 18 gauge, qui sont les plus utilisés par les équipes de traumatologie. Les cathéters,
centraux ou périphériques, que nous avons testés, provenaient du même laboratoire (Vygon,
Ecouen, France), avec lequel l’étude a été réalisée.
Il aurait pu être intéressant de mesurer également le débit obtenu avec un cathéter
veineux périphérique de 20 gauge, afin de le comparer au débit obtenu avec les cathéters
veineux centraux. En effet il est parfois difficile de mettre en place un cathlon de 18 gauge ou
moins, et cette mesure aurait peut-être permis de déterminer s’il est préférable de poursuivre
le remplissage sur une voie veineuse de 20 gauge mise en place en urgence ou sur la voie
centrale mise en place ultérieurement. Ces mesures n’ont pu être réalisées en raison de
contraintes de temps.
4.1.4 Nombre de cathéters testés
Pour chaque référence de cathéter, les mesures de débit ont été réalisées avec huit
unités. Une expérience préliminaire, comportant cinq mesures de débit par cathéter pour
chaque débit de consigne, a démontré la faible variabilité intra-cathéter. Aussi pour la suite de
l’étude, une seule mesure a été réalisée par débit de consigne et par unité, et huit unités ont été
testées pour chaque référence de cathéter. La variabilité inter-cathéter s’est avérée faible
28
également, et une différence significative entre les débits obtenus avec les différentes
références de cathéters a pu être mise en évidence avec cet effectif.
4.1.5 Choix des débits de consigne
Quatre débits de consigne ont été testés : 100, 200, 300, et 400 ml.min-1. Le débit de
consigne réglé sur le dispositif accélérateur-réchauffeur employé dans l’étude peut
théoriquement s’élever jusqu’à 600 ml.min-1. Nous aurions donc pu tester des débits de
consigne supérieurs. Cependant les pressions élevées générées par ces débits auraient imposé
des délais de mesure importants pour atteindre la phase de plateau ; la signification clinique
de cette manipulation aurait été restreinte, car elle ne correspond pas à l’utilisation clinique du
dispositif, avec lequel ces débits sont rarement utilisés, et ne le sont que sur de très brèves
périodes, insuffisantes pour obtenir une stabilisation de la pression, en raison de la fréquence
de changement des poches de soluté.
4.1.6 Délai de mesure
Le débit était mesuré après un délai correspondant au temps nécessaire à la
stabilisation de la pression. Deux mesures ont été réalisées avec les KTC 20 et avec le GLY,
la première sur la partie ascendante de la courbe de débit et la deuxième à la phase de
plateau : les débits mesurés au début de la phase ascendante sont compris entre 44 et 57 % des
débits obtenus à la phase de plateau, et entre 13 et 23 % des débits de consigne. Le respect
d’un délai avant la mesure du débit permettait donc d’éviter de sous-évaluer le débit. Nous
avons considéré que le débit en sortie du système de perfusion était constant lorsque la
pression à l’entrée du cathéter était elle aussi constante, soit au plateau de pression, mais cette
assertion n’était que supposée. De plus le plateau de pression a été déterminé visuellement sur
l’enregistrement réalisé sur le capteur de pression, et le délai de mesure a été défini par
l’obtention de ce plateau. La mesure de débit peut donc avoir été réalisée avant la réelle
stabilisation de la pression, soit avant que le débit soit maximal. Toutefois la sous-évaluation
ainsi possible est minime.
De plus, dans la pratique clinique, de tels débits de consigne sont rarement maintenus
suffisamment longtemps pour atteindre le plateau de pression. Le débit réel que nous
obtenons au lit du patient est donc celui obtenu au cours de la phase d’augmentation de
pression : il est donc inférieur au débit mesuré au plateau de pression, lui-même très inférieur
au débit de consigne. Les débits que nous avons mesurés dans notre étude ont été établis dans
29
les conditions les plus favorables : même sous-évalués par une mesure trop précoce, ils restent
supérieurs à ceux obtenus dans les conditions réelles d’emploi du dispositif.
4.1.7 Réglage du débit de consigne pour mesure suivante
Après chaque mesure de débit, la consigne était ramenée à zéro. Le réglage du débit de
consigne pour la mesure suivante était effectué lorsque la pression à l’entrée du cathéter se
stabilisait à la pression la plus basse. De même que précédemment, la détermination visuelle
de la stabilisation à la pression minimale peut avoir été source d’erreur. Compte-tenu de
l’homogénéité des résultats des mesures successives, cette limite semble négligeable.
4.1.8 Débit de consigne
Lors des mesures réalisées avec le PHY, le débit de consigne était dépassé avec les
VVP 14 et 16 gauge pour les faibles débits de consigne. Ce dépassement du débit de consigne
est probablement lié à l’impact du débit gravitationnel. Le fabricant garantit des débits
gravitationnels de 265, 170 et 90 ml.min-1 respectivement pour les VVP 14, 16 et 18, pour une
poche de soluté à une hauteur d’un mètre au dessus du cathéter. Or lors des manipulations de
notre étude, les poches de soluté étaient également situées à un mètre au dessus des cathéters ;
le poids de cette colonne d’eau a certainement ajouté l’effet du débit gravitationnel à celui du
débit forcé par la pompe péristaltique. Ce facteur de confusion étant systématique car répété
pour toutes les mesures, le risque d’erreur en résultant est limité.
Hormis ces dépassements du débit de consigne pour les cathéters de plus grand
diamètre et pour les plus faibles débits, le débit de consigne n’était jamais atteint pour les
autres mesures réalisées avec le PHY et pour toutes les mesures réalisées avec le GLY. Le
débit affiché par le dispositif accélérateur-réchauffeur de notre étude n’est donc pas celui
délivré réellement. Il existe d’autres dispositifs accélérateurs de solutés : il pourrait être
intéressant d’évaluer le débit réel qu’ils délivrent, en particulier pour ceux sans débit de
consigne.
4.1.9 Viscosité
Le débit réel mesuré avec le GLY était plus important après les cathéters veineux
périphériques que celui mesuré sans cathéter. De plus le débit mesuré après la VVP 14 était
supérieur avec le GLY qu’avec le PHY. Ces résultats a priori aberrants sont certainement liés
à une évolution de la viscosité du mélange de glycérol et d’eau au cours de la manipulation,
30
principalement en rapport avec un changement de température. En effet les premières mesures
ont été réalisées avec du GLY réfrigéré pour approcher les conditions d’emploi des concentrés
érythrocytaires, mais le soluté a été réchauffé par le dispositif accélérateur-réchauffeur
pendant sa circulation dans le système de perfusion, et n’a pas été réfrigéré - pour des raisons
pratiques - après avoir été reconditionné pour les mesures suivantes. Compte-tenu de l’ordre
dans lequel les mesures ont été faites (d’abord sans cathéter, puis avec cathéter dans l’ordre
suivant : KTC 20, KTC 15, VVP 18, VVP 16, VVP 14), les résultats sont certainement
modifiés par le fait que le soluté employé pour les cathéters périphériques était plus chaud que
celui employé pour les cathéters centraux et pour les mesures sans cathéter. Le mélange utilisé
pour approcher la viscosité des concentrés érythrocytaires est certainement imparfait, la
viscosité de ces derniers étant probablement modifiée différemment de celle de notre soluté
sous l’effet de la température. De plus la viscosité du mélange n’a pas été contrôlée au cours
de la manipulation ; il est possible qu’elle ait été modifiée, outre l’effet de la température, par
la circulation dans le système de perfusion et les reconditionnements répétés.
4.1.10 Pression
Les résistances liées à l’écoulement du flux dans un cathéter long et de faible diamètre
génèrent des pressions élevées à l’entrée du cathéter, qui pourraient faire craindre la rupture
du matériel ou des lésions veineuses. Les pressions s’exercent principalement sur le cathéter
lui-même, dont le fabricant garantit la résistance à des pressions de 320 kPa conformément
aux normes. Le risque de dégradation du cathéter dans la circulation systémique est donc
faible ; en revanche les lésions veineuses liées à l’emploi de tels dispositifs pour forcer le
remplissage ne sont pas évaluées.
De plus certains dispositifs accélérateurs-réchauffeurs de soluté possèdent des limites
de pression, au-delà desquelles le dispositif ne peut plus délivrer de soluté. De tels dispositifs
vont donc être inopérants pour forcer le remplissage sur des cathéters veineux centraux
compte-tenu des pressions générées sur ces derniers.
31
4.2
Signification clinique
La supériorité des cathéters veineux périphériques sur les cathéters centraux en termes
de débit est un fait établi, et l’emploi de cathéters courts et de gros diamètre est recommandé
pour le remplissage. Pourtant, malgré la théorie, le remplissage vasculaire est souvent
poursuivi sur les voies veineuses centrales après la mise en place de celles-ci à l’arrivée du
patient dans les structures de déchoquage. Des dispositifs accélérateurs-réchauffeurs sont
souvent employés pour compenser l’effet de la longueur de ces cathéters sur le débit en
forçant le remplissage ; ces dispositifs sont généralement choisis en fonction de leurs
performances, notamment en fonction des débits qu’ils peuvent générer. Pourtant le débit réel
délivré par ces dispositifs reste une donnée inconnue. Les mesures réalisées au cours de notre
étude ont permis d’évaluer ce débit réel, et de comparer l’impact des caractéristiques de
différents cathéters et de la viscosité de différents solutés sur les performances du dispositif
accélérateur-réchauffeur de soluté en usage dans notre unité de soins.
Ces résultats confirment le fait, conforme à la loi de Poiseuille, que les cathéters
veineux centraux ne permettent pas un remplissage massif aussi efficace que les voies
veineuses périphériques, malgré l’emploi d’un dispositif accélérateur de perfusion pour forcer
le débit. Il est intéressant de noter qu’un cathéter périphérique de 18 gauge permet d’obtenir
des débits supérieurs à ceux obtenus après un cathéter veineux central.
Ces résultats montrent également que le débit de consigne affiché par le dispositif
n’est pas le débit réellement délivré. Compte-tenu de l’utilisation de ce dispositif, avec des
variations fréquentes de débit de consigne (notamment à chaque changement de poche de
soluté), et des débits élevés peu utilisés ou pour des durées brèves, la pression à l’entrée du
cathéter est vraisemblablement rarement stabilisée, et les débits obtenus sont donc d’autant
plus éloignés du débit de consigne. Nous avons étudié l’impact d’une augmentation de la
viscosité du soluté sur le remplissage accéléré en employant un substitut des concentrés
érythrocytaires. Dans la pratique clinique, les solutés administrés (produits sanguins,
cristalloïdes et colloïdes) vont se mélanger dans le système de perfusion : la viscosité du
fluide résultant subit donc des variations non prévisibles au cours du temps, et de fait le débit.
Les conséquences cliniques restent tout de même modestes en raison des volumes
administrés aux patients, et de la possibilité d’évaluer le remplissage effectif par la quantité de
soluté consommée.
32
Il existe dans le système de perfusion des régimes de pression très élevés, pouvant
occasionner des dégâts matériels, dont le risque doit rester présent à l’esprit du personnel
prenant en charge les patients polytraumatisés et utilisant ce type de dispositif.
4.3
Perspectives
Les cathéters sont définis selon leur diamètre, exprimé en gauge ; les différentes
lumières des cathéters centraux sont elles aussi caractérisées par leur diamètre, et leur voie
distale, d’un diamètre de 14 gauge est ainsi habituellement comparée à un cathéter
périphérique de même diamètre. Notre étude montre pourtant que le débit obtenu après le
premier est très inférieur au débit obtenu après le dernier. Plutôt que de caractériser les
cathéters par leur diamètre, il serait peut-être plus pertinent de les caractériser par le débit
maximal qu’ils autorisent lors d’un remplissage forcé. Une telle norme, exprimant le débit
obtenu en fonction d’un débit de consigne, ou de manière plus pratique en fonction d’une
pression, pourrait être intéressante dans le contexte particulier de la prise en charge des
patients polytraumatisés.
Les résultats de notre étude incitent à repenser la stratégie d’abord veineux au cours de
cette prise en charge. Plutôt que de perdre du temps à mettre en place un abord veineux
périphérique de plus gros calibre ou un cathéter central, une voie périphérique de 18 gauge
peut permettre un remplissage vasculaire satisfaisant. Mais l’idéal serait de disposer d’un
cathéter central spécifique pour les polytraumatisés, court et de gros diamètre, permettant à la
fois un débit élevé pour le remplissage vasculaire et l’administration de catécholamines pour
les patients choqués.
33
5
Conclusion
La prise en charge de patients polytraumatisés associe un remplissage vasculaire à
l’administration de catécholamines. Alors que la longueur du cathéter limite le débit de
perfusion, justifiant l’usage de cathéters courts pour le remplissage, l’expérience clinique
montre que le remplissage est souvent poursuivi sur le cathéter veineux central mis en place
pour l’administration de catécholamines, un dispositif accélérateur-réchauffeur pouvant être
employé pour forcer le remplissage.
Nous avons mesuré le débit réel obtenu après différents cathéters centraux et
périphériques, ce débit étant forcé par un dispositif accélérateur-réchauffeur. Les résultats de
notre étude confirment que le débit autorisé par des cathéters veineux centraux est très
inférieur à celui obtenu après des cathéters veineux périphériques, même lorsque le
remplissage forcé impose des contraintes de pression très élevées. Nos résultats montrent de
plus que le débit de consigne n’est pas atteint au-delà de 100 ml.min-1 : la différence entre
débit réel et débit de consigne est particulièrement importante pour les cathéters veineux
centraux et augmente avec le débit de consigne. Conformément à la loi de Poiseuille, cette
différence est majorée par l’augmentation de viscosité et la diminution du diamètre.
Cette étude confirme le faible intérêt des cathéters veineux centraux pour le
remplissage vasculaire massif et nous enseigne que dans l’urgence il est inutile de perdre du
temps à mettre en place une voie veineuse centrale, car un cathéter périphérique, même de
petit diamètre, assurera un remplissage au moins aussi efficace qu’un cathéter veineux central
de diamètre supérieur. Cette étude permet d’évaluer la performance réelle de notre dispositif
accélérateur-réchauffeur de perfusion : la différence entre la consigne affichée et le débit réel
obtenu en sortie du système de perfusion, et les pressions élevées auxquelles est soumis ce
système, doivent être connues du personnel prenant en charge les patients polytraumatisés et
utilisant ce type de dispositif.
34
Bibliographie
[1]
Kauvar DS, Wade CE. The epidemiology and modern management of traumatic
hemorrhage: US and international perspectives. Crit Care 2005;9 Suppl 5:S1-9.
[2]
Remplissage vasculaire au cours des hypovolémies relatives ou absolues.
Recommandations pour la pratique clinique. 1997. Société de Réanimation de Langue
Française, Société Française d'Anesthésie et de Réanimation.
[3]
Barriot P. Stratégie de l'abord veineux en urgence. In: Riou B. Anesthésie en
Urgence. Paris: Arnette, 1991, pp 61-76.
[4]
Getzen LC, Pollak EW. Short-term femoral vein catheterization. A safe alternative
venous access? Am J Surg 1979;138:875-8.
[5]
Nolan JP, Deakin CD, Soar J, Bottiger BW, Smith G. European Resuscitation Council
guidelines for resuscitation 2005. Section 4. Adult advanced life support.
Resuscitation 2005;67 Suppl 1:S39-86.
[6]
Johnson JW, Gracias VH, Schwab CW, Reilly PM, Kauder DR, Shapiro MB, et al.
Evolution in damage control for exsanguinating penetrating abdominal injury. J
Trauma 2001;51:261-9; discussion 9-71.
[7]
Inaba K, Teixeira PG, Rhee P, Brown C, Salim A, DuBose J, et al. Mortality impact
of hypothermia after cavitary explorations in trauma. World J Surg 2009;33:864-9.
[8]
Vincent JL, Rossaint R, Riou B, Ozier Y, Zideman D, Spahn DR. Recommendations
on the use of recombinant activated factor VII as an adjunctive treatment for massive
bleeding--a European perspective. Crit Care 2006;10:R120.
[9]
Lier H, Krep H, Schroeder S, Stuber F. Preconditions of hemostasis in trauma: a
review. The influence of acidosis, hypocalcemia, anemia, and hypothermia on
functional hemostasis in trauma. J Trauma 2008;65:951-60.
[10]
Norme européenne NF EN ISO 10555-1 : Cathéters intravasculaires stériles, non
réutilisables - Partie 1 : prescriptions générales.
[11]
Klabunde R. Cardiovascular Physiology Concepts. Philadelphia: Lippincott Williams
& Wilkins; 2005. p.91-116.