LES ÉCHANGEURS GAZEUX À MEMBRANES PLIÉES ET À FIBRES CREUSES MICROPORES EN CIRCULATION EXTRA-CORPORELLE : APPROCHE DIDACTIQUE DES PRINCIPES FONDAMENTAUX

F. BLAFFART - ECCP
Service de Chirurgie cardiovasculaire et thoracique - CHU de Liège - Prof. R. Limet

INTRODUCTION
L’échangeur de gaz en circulation extra corporelle (CEC) appelé plus communément oxygénateur est l’élément clef du circuit de CEC. Historiquement, les pionniers de la chirurgie cardiaque avaient d’emblée imaginé de remplacer les poumons par une membrane artificielle. Toutefois, leurs piètres capacités de transfert de gaz les ont reléguées, jusque dans les années 70, au second plan. L’industrie a alors mis au point des membranes micropores performantes, TMO de Travenol, CML de Cobe furent les premières membranes pliées à prendre le relais des bulleurs.
Par la suite, les fibres creuses développées par Bard, Medtronic, Didéco, ... sont apparues sur le marché.
Aucune polémique n’a jamais vraiment vu le jour entre les détracteurs de la plaque et ceux de la fibre, et la littérature à ce sujet est quasi inexistante.
Le but de ce travail n’est pas d’orienter l’utilisateur dans le choix de l’une ou l’autre mais, sur base de fondements théoriques, d’établir les similitudes et dissemblances entre la conception d’une membrane à plaques et une membrane à fibres et l’aider à faire un choix argumenté et intelligent de son matériel.
1. L’échangeur de gaz en CEC (généralités)
L’échangeur de gaz est un élément permettant d’assurer le transfert d’oxygène et CO2 durant la phase de non ventilation et /ou perfusion pulmonaire et de couvrir les besoins du patient.
On considère que les besoins en O2 de l’individu sont au minimum de 250 ml/min/m2 de surface corporelle et que l’extraction de CO2 est au minimum de 200 ml/min/m2 de surface corporelle.
Cet impératif atteint, l’industrie a conçu des échangeurs de gaz qui allient trois facteurs interactifs et variables à savoir :
• La surface (qui doit être minimale)
• Le volume (corollaire de la surface)
• Les forces mécaniques (qui doivent être « hémocompatibles »).
2. Approche théorique de l’échangeur de gaz en CEC Loi de Dalton :
Cette loi définit la pression partielle d’un gaz : la pression partielle d’un gaz contenu dans un mélange gazeux, dans un espace donné est la pression qu’aurait ce gaz s’il était seul à occuper cet espace.
Principe de diffusion d’un gaz au travers d’une membrane :
Les gaz se déplacent les uns par rapport aux autres selon le principe de diffusion. Celle-ci se fait de la zone où le gaz est le plus concentré vers la zone où le gaz est le moins concentré.
Equation du taux de diffusion d’un gaz :
        J = – D (∆P / ∆x)
        J = taux de diffusion d’un gaz donné à un point donné.
        D = la constante de diffusion dépendante du gaz et du matériau.
        ∆P = La variation de pression partielle du gaz en fonction de sa position.
        ∆x = La variation de distance.
Le signe négatif de l’équation indique que la pression partielle du gaz diminue lorsque la distance « x » augmente.
3. L’optimalisation des performances de l’échangeur de gaz en CEC
Si l’on compare les conditions d’échange de gaz au niveau alvéolaire et capillaire chez l’être humain et au niveau de l’échangeur de gaz en CEC, quatre points importants sont à souligner :

La diminution de la surface d’échange en CEC (1.4 2.4 m2 versus 50 à 100 m2), l’augmentation de l’espace du film sanguin (68 µ versus 8 µ) ont justifié l’utilisation d’artifices techniques pour pouvoir souscrire à des besoins d’échange minimum.
    Le phénomène des couches limites, épaisseur du film sanguin.
A proximité d’une paroi d’un tube dans lequel s’écoule un liquide, il existe une couche limite c’est à dire une couche mince, dont l’écoulement est ralenti.
La vitesse du flux à cet endroit est nulle pour être maximale au centre du tube. Au niveau de cette couche, la diffusion sera optimale. La réduction de l’espace du film sanguin est donc primordiale afin de reproduire au
maximum ce phénomène. Dans la membrane pliée, elle est obtenue par compression des feuillets (1000 kg). Dans la fibre, un tissage assure le contrôle et la reproductibilité de l’ espace du film sanguin.
    Flux secondaires et optimalisation de la longueur du passage
La surface de l’échangeur de gaz étant très réduite par rapport à celle des zones d’échanges capillaires, le passage des globules rouges sur la membrane pliée est démultiplié par l’interposition entre chaque plaque d’un treillis.
Dans la fibre creuse, le flux radial (autour de la fibre) permet d’augmenter la longueur du passage du sang par rapport à une orientation tangentielle (2.2 cm / écheveau versus 0.2 cm / écheveau).
    L’effet shunt
Dans les phénomènes de ventilation et perfusion, l’effet shunt se définit comme étant une zone ventilée non perfusée ou une zone perfusée non ventilée. Les concepteurs des échangeurs de gaz à membrane ont limité au maximum ce phénomène en évitant les zones de stagnation du sang ou de non distribution des gaz sur les membranes.
En principe, sauf shunt additionnel (filtre artériel, ligne de prélèvement, ... ) cette fraction ne doit pas dépasser 2.5 à 4 % du débit total. Il est variable d’un échangeur de gaz à l’autre et il est important d’en connaître la valeur. Ce shunt se calcule selon l’équation mathématique suivante :

    Les micropores
Cet artifice technique permet d’augmenter la vitesse de diffusion du gaz. Par l’intermédiaire de micropores, le contact du sang et du gaz est quasi « tangentiel ». La pression positive sur le versant sanguin de la membrane évitant toutefois le passage du gaz dans le sang. Ces micropores ont un profil oval de 0.2 µ /0.002 µ. Dans la membrane pliée, ils sont obtenus par étirement de la structure en polypropylène ce qui leur donne un contour régulier.
Dans la fibre creuse, les micropores sont obtenus par procédé chimique. Cet agent chimique crée des micropassages au pourtour du pore.
4. Dynamique des fluides
    Flux laminaire et flux turbulent.
C’est le nombre de Reynolds qui détermine la caractéristique d’un liquide ou du sang circulant dans un conduit.
Ce nombre non dimensionnel résulte de l’équation suivante :

Lorsque ce nombre est inférieur à 2 000, le flux est dit laminaire (silencieux) et lorsqu’il est supérieur à 2 000, il est dit turbulent. Dans notre circuit vasculaire, le mode de flux est turbulent. Le fluide soumis à un écoulement laminaire est dit Newtonien, celui soumis à un flux turbulent est dit non Newtonien.
La géométrie de la membrane à plaques et à fibres soumet en général le sang à un écoulement laminaire (Nombre de Reynolds < 2 000). Toutefois, le nombre de Reynolds dans la fibre creuse est inférieur à celui de la membrane à plaques.
    La loi de Poiseuille
Cette loi exprime la perte de charge d’un liquide évoluant dans un conduit soumis à un écoulement laminaire.
Il y a opposition entre l’effet moteur et l’effet retardataire : le premier étant proportionnel au poids du liquide et à sa force de « propulsion», le second étant proportionnel à la viscosité du liquide.
Cette perte de charge s’exprime selon l’équation mathématique suivante :

    Q étant le débit dans le conduit
    µ la viscosité du liquide évoluant dans ce conduit
    R le rayon du conduit
Soulignons que cette perte de charge est directement proportionnelle à L et inversement proportionnelle à la puissance quatre du rayon du conduit.
    Les forces de cisaillement ( )
De façon simplifiée, on peut définir ce phénomène physique comme étant le résultat de la friction entre deux globules rouges en mouvement à des vitesses différentes. La contrainte de cisaillement est le résultat du rapport entre la variation de force et la variation de surface de deux globules rouges : ∆F / ∆s.
Le taux de cisaillement est le résultat du rapport entre la variation de vitesse d’un globule rouge en mouvement sur une distance x :∆v / ∆x.

Il est important de souligner qu’il n’y a pas nécessairement de proportionnalité entre la  valeur du ∆p calculée selon la loi de Poiseuille et les valeurs de forces de cisaillement. Ces deux équations mises en parallèle en soulignent l’évidence :

Dans l’équation de Poiseuille «L», la longueur du conduit est numérateur et « r » à la puissance quatre , rayon du conduit est dénominateur.
Dans l’équation des forces de cisaillement, « r » à la puissance un est numérateur et «L», dénominateur.
Les valeurs de ∆p et varient selon le type d’échangeur de gaz : il est important de connaître ces valeurs pour le matériel utilisé.
    La compliance
La compliance est la capacité de déformabilité d’une structure lorsqu’on applique de façon dynamique une variation de pression.
Elle s’exprime selon l’équation mathématique suivante :

Compliance = ∆P / ∆v

La plaque est compliante, la fibre creuse est rigide.
Lors de toute variation de vitesse et de pression exercée sur le versant sanguin, une structure compliante, en se déformant, évitera d’engendrer des pressions négatives sur ce versant et d’occasionner ainsi un « auto bullage » du système. Ceci est primordial lorsqu’on pratique du débit pulsé.
    Canalisation du flux sanguin dans l’échangeur de gaz
La plaque comprend 160 feuillets, la fibre creuse est constituée de 11 000 fibres.
Lors de l’entrée du sang dans ces structures, ces canalisations vont entraîner autant de variations de vitesse ( = ∆v / ∆x ), cela engendrant une augmentation du taux de cisaillement.
5. La biocompatibilité
En CEC, elle est multifactorielle.
Le matériau en contact avec le sang dans l’échangeur de gaz est un de ces facteurs. A l’heure actuelle, des matériaux ou traitement de surface sont disponibles tant pour la plaque que pour la fibre creuse.
Ils ont tous démontré un bénéfice au niveau de l’activation de la coagulation.
Il faut souligner que le traitement de surface quel qu’il soit supprime le phénomène de haute pression transitoire dans l’échangeur de gaz.

La conception de la géométrie de l’échangeur thermique, nous l’avons décrit, a une influence sur les valeurs de forces de cisaillement du sang circulant dans ce système. Les valeurs sont très variables d’un échangeur de gaz à l’autre :

Sachant que l’activation leucocytaire est initiée pour des valeurs de 75 dynes/sec, l’activation plaquettaire pour des valeurs de 100 dynes/cm2 et l’activation des globules rouges pour des valeurs de 2 000 dynes/cm2, il est impératif une fois encore de connaître les valeurs relatives à notre échangeur de gaz.
La maîtrise du contact air sang est aussi un facteur important dans l’approche «biocompatible » de la CEC.
Des études de laboratoire ont démontré que certains échangeurs de gaz étaient plus aptes à éliminer l’air pouvant s’introduire dans le circuit : ceci se définit comme étant la capacité d’autodébullage d’un échangeur de gaz.

CONCLUSIONS
Dans ce tableau, à la lumière des quelques notions théoriques passées en revue, nous pouvons établir les similitudes et dissemblances entre les membranes pliées et les fibres creuses.
Il est important de rappeler qu’il existe bien entendu de grandes disparités entre les fibres creuses existant sur le marché.

Le choix de l’échangeur de gaz doit, outre les impératifs retenus par l’industrie (volume /surface /forces mécaniques), inclure un paramètre important, le contexte clinique de son utilisation : ce contexte comprenant le patient et l’ensemble des protocoles mis en œuvre par tous les acteurs de le chirurgie cardiaque.
Certains échangeurs de gaz allient de façon perfectible les trois critères retenus par l’industrie et l’utilisateur.
Toutefois de nombreuses avancées pourraient encore améliorer cet outil telles que :
• Le traitement de surface endothélialisé qui supprimerait la thrombigénicité de l’échangeur de gaz.
• Une géométrie qui allierait mieux encore la mécanique des fluides et l’hémocompatibilité.
• La miniaturisation par le biais d’autres matériaux ayant un meilleur coefficient de diffusion du gaz.
Tous ces éléments contribueraient certainement à un meilleur devenir du patient cardiaque opéré sous CEC.

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