Taysir Assistance.TNJean-Claude Otteni : Professeur des Universités, praticien hospitalier
Annick Steib : Maître de conférences de Universités, praticien hospitalier
Mikes Galani : Praticien hospitalier
Guy Freys : Praticien hospitalier
Service d'anesthésie-réanimation chirurgicale, hôpitaux universitaires de Strasbourg, hôpital de
Hautepierre, avenue Molière, 67098 Strasbourg cedex France
Résumé
Un système, ou montage ou circuit anesthésique, est un dispositif, ou assemblage d'éléments, qui véhicule un mélange gazeux anesthésique jusqu'au patient et, éventuellement, récupère les gaz expirés pour les mesurer (volume, composition), les réadministrer, les évacuer. II est situé en aval du système d'alimentation en gaz frais et en amont du système antipollution évacuant les gaz qui en sortent. Un système anesthésique complet permet l'apport d'oxygène, de gaz et de vapeurs anesthésiques, ainsi que la ventilation spontanée, assistée et contrôlée, manuelle et automatique ou mécanique [1, 4, 21, 31, 37, 81, 88].
En règle générale, un appareil d'anesthésie comporte un système anesthésique principal actionné par un ventilateur, ainsi qu'un système auxiliaire, simple, à fonctionnement manuel, utilisé lors des manoeuvres d'intubation et d'extubation, ainsi que pour les actes courts. II peut aussi s'agir d'un système particulier destiné à un acte spécifique, tel le circuit de Bain par exemple.
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GÉNÉRALITÉS
Constitution et constituants des systèmes anesthésiques
Il existe de nombreux systèmes anesthésiques. Tous comportent obligatoirement les trois éléments fondamentaux suivants : une entrée de gaz frais, une sortie de gaz excédentaires, un segment de raccordement au patient. Ils se différencient entre eux par les autres composants et leur enchaînement mutuel. Seuls seront envisagés dans cette section les composants communs à la plupart des systèmes anesthésiques (tuyaux annelés, ballon, valve d'échappement réglable, raccords, connecteurs), les autres, l'étant dans la description des systèmes.
Tuyaux annelés
Ceux qui entrent dans la constitution de la plupart des systèmes anesthésiques, sont en caoutchouc noir antistatique, en silicone ou en matière plastique. Ils ont un rôle de conduit et parfois de réservoir. Le diamètre interne des tuyaux pour adulte est de 22 mm et leur capacité de 400 à 450 ml/100 cm de long. Leur contenance diverge selon que l'intérieur est lisse ou ondulé par suite de la présence d'anneaux creux. Leur longueur habituelle est de 110 à 130 cm, de façon à leur donner une capacité correspondant au volume courant moyen d'un adulte. Par suite de leur calibre, ils n'opposent qu'une très faible résistance au passage des gaz. Celle-ci est inférieure à 0,15 cmH2O/100 cm de long, pour un débit de gaz de 30 l·min-1.
Les tuyaux en caoutchouc annelé ont une compliance de l'ordre de 1 à 4 ml·cmH2O-1. Celle-ci augmente avec le vieillissement. En cas de ventilation avec des pressions élevées, des tuyaux rigides doivent être utilisés [112].
Les tuyaux en caoutchouc, en matière plastique et surtout ceux en élastomère de silicone, absorbent les anesthésiques fluorés à l'induction et les restituent en fin d'anesthésie.
Les tuyaux en caoutchouc antistatique, conducteur d'électricité, qui étaient indispensables avec les anesthésiques inflammables et explosifs pour prévenir les étincelles par décharge d'électricité statique, sont en voie d'abandon. Certains constructeurs d'appareils d'anesthésie contre-indiquent leur usage, ainsi que celui des masques en caoutchouc antistatique, car ils peuvent entraîner des brûlures, en particulier faciales, avec certains appareils générateurs de courants de haute fréquence.
Les tuyaux en polyéthylène ont une compliance de l'ordre de 0,3 à 0,8 ml·cmH2O-1. Réservés à l'usage unique, ils sont translucides, plus légers et exercent une moindre traction sur les connexions et la sonde d'intubation. Ils absorbent moins les anesthésiques fluorés que ceux en caoutchouc ou en silicone. A l'inverse, ils se coudent et se percent plus facilement. Ils glissent mieux au niveau des points de raccordement, donc comportent un risque de débranchement plus élevé. Enfin, ils ne sont pas autoclavables.
Ballon
Il remplit de nombreuses fonctions.
Il constitue un réservoir très compliant, avec une compliance supérieure à celle du restant du système. Il doit être capable de mettre en réserve l'équivalent d'au moins un volume courant sans se distendre au-delà de sa capacité nominale. A l'expiration, il recueille le flux de gaz frais qui pénètre en permanence dans le système anesthésique et une fraction plus ou moins importante des gaz expirés. Il doit répondre immédiatement à la demande inspiratoire, qui est maximale en début d'inspiration (débits atteignant 500 à 1000 ml·s-1, soit 30 à 60 l·min-1). En d'autres termes, il assure la jonction entre un débit unidirectionnel continu, c'està- dire l'arrivée du flux de gaz frais, et un débit alternatif en va-et-vient, dû à la ventilation spontanée ou manuelle.
Il permet la réinhalation de gaz expirés, donc l'économie de gaz et de vapeur.
Il permet la ventilation spontanée et assistée contrôlée par voie manuelle.
L'appréciation visuelle et tactile des variations de volume du ballon informe sur la ventilation du patient et son degré de relâchement musculaire.
Du fait d'une compliance élevée, le ballon en caoutchouc amortit les montées en pression dans le circuit. Il se déplisse très facilement jusqu'à ce que soit atteinte sa capacité nominale. La pression de déplissement est d'environ 0,25 à 0,3 cmH2O.
Au-delà, la distension requiert une montée de la pression. Mais celle-ci atteint un plateau aux alentours de 30 à 50 cmH2O, selon la marque et la capacité nominale (fig. 1). Des volumes de 50 à 60 l peuvent être atteints, sans augmentation de pression supplémentaire, jusqu'à la rupture du ballon qui peut ne survenir que quand la distension dépasse 100 l. Ceci constitue une sécurité très importante visà- vis des hyperpressions et du barotraumatisme. Cette sécurité n'est pas offerte par les ballons en matière plastique peu distensible, avec lesquels des pressions plus élevées peuvent être atteintes [63].
Valve d'échappement réglable
La valve d'échappement réglable (ou valve de Heidbrink ou de Waters, soupape limite de pression, valve de surpression, valve expiratoire, " relief valve ", " overflow valve ", " popoff valve ", " blow-off valve ", APL [" adjustable pressure-limiting valve "]), laisse sortir du système anesthésique une partie du mélange gazeux, quand sa pression dépasse une valeur réglable, appelée pression d'ouverture.
Elle se compose d'un segment d'amont ou d'entrée, d'un segment d'aval ou de sortie et d'un segment d'échappement, permettant la sortie des gaz excédentaires hors du système (fig. 2). Elle comporte un disque plaqué sur son embase par un ressort dont la pression est ajustable. La pression d'ouverture est réglable à une valeur très faible en ventilation spontanée, plus élevée en ventilation assistée ou contrôlée. Quand la valve est ouverte, la résistance au passage des gaz d'échappement est faible, comprise entre 0,5 et 2 cmH2O, pour un débit de gaz de 30 l·min-1 avec les modèles actuels. Quand l'expiration se fait contre une certaine pression exercée par le ressort, il s'établit une pression positive résiduelle, équivalente à une pression positive de fin d'expiration (PEP). Certaines valves permettent l'évacuation des gaz qui en sortent dans un dispositif antipollution.
En ventilation spontanée, la valve est laissée entièrement ouverte. L'excédent de gaz s'échappe vers la fin de l'expiration, quand la pression dépasse la pression d'ouverture de la valve (0,5 à 2 cmH2O). Celle-ci doit être légèrement supérieure à la pression de déplissement du ballon, pour permettre à celui-ci de se remplir préalablement.
En ventilation assistée ou contrôlée manuelle, l'excédent de gaz s'échappe vers la fin de l'insufflation quand la pression y est la plus élevée. Cet échappement se traduit par un " écrêtement " caractéristique de la courbe de pression d'insufflation (cf " Surveillance de l'appareil d'anesthésie ", fascicule 36-100-B-60). La pression d'ouverture de la valve (degré de serrage de la vis) est généralement réglable entre 2 et 80 cmH2O. Elle est ajustée en fonction du volume courant, des résistances et de la compliance thoracopulmonaire.
Certaines valves d'échappement réglables sont aussi adaptées à la ventilation automatique. En pareil cas, elles comportent un sélecteur, par exemple un levier à deux positions : " spontanée-manuelle " et " automatique ". Dans cette dernière position, la valve s'ouvre à une pression fixe de 2 cmH2O. Cette légère pression positive est requise pour permettre le remplissage préalable du ballon ou du soufflet du ventilateur.
Connecteurs, raccords et adaptateurs
Les connecteurs et les raccords sont des dispositifs en matière plastique et/ou en métal, destinés à relier les différents composants du système anesthésique entre eux, ainsi que le système avec le patient.
Les connecteurs permettent une liaison étanche entre deux composants compatibles l'un avec l'autre. Un adaptateur permet la liaison entre deux composants de calibre différent.
Les connecteurs ont un diamètre de 22 mm ou de 15 mm. Ils sont coniques et comportent une partie mâle et une partie femelle. Il existe des connecteurs ou raccords droits, coudés, en Y ou en T. Le risque majeur des connecteurs est leur débranchement accidentel. Un moyen de prévention est le recours à des raccords vissés (type " Luer-lock "), ou à enclenchement (cliquets) [105]. Ceux-ci augmentent le risque d'extubation accidentelle, aussi difficile à reconnaître et aussi grave que le débranchement, mais plus difficile à corriger si le patient est en position ventrale [40].
Caractéristiques et fonctionnement
L'anatomie du système anesthésique, c'est-à-dire le type et l'enchaînement mutuel des composants, détermine ses caractéristiques et sa physiologie. La composition du mélange gazeux qu'il contient peut être identique à celle du mélange gazeux délivré par le système d'alimentation en gaz frais, ou en différer notablement.
Capacité du système anesthésique
Celle-ci joue un rôle déterminant dans sa compliance et sa constante de temps. Elle intervient aussi dans la température et le degré d'humidité des gaz qui y circulent. En règle générale, un système anesthésique est d'autant plus performant que sa capacité est plus faible.
Compliance du système anesthésique
Les systèmes anesthésiques, tout comme le système thoracopulmonaire, contiennent des gaz, compressibles par nature et sont distensibles. Ils sont, de ce fait, caractérisés par une compliance, encore appelée compliance interne, qui détermine le volume de gaz qui y est comprimé à une pression donnée, par suite de la compressibilité des gaz qu'il contient et de la distensibilité de ses parois. Elle est exprimée par le rapport dV/dP en l·cmH2O-1 ou en ml·cmH2O-1. Elle dépend de la capacité du système à pression nulle et de l'augmentation complémentaire de capacité, du fait de la distension des parois au cours de la montée en pression. Quand la pression augmente, la compressibilité des gaz reste constante, mais le degré de distension ne varie pas toujours de façon linéaire avec la pression. La compliance joue un rôle d'autant plus important que la pression dans le système anesthésique est plus élevée. Son rôle est majeur lors de la ventilation en pression positive intermittente et négligeable lors de la ventilation spontanée. En cours de ventilation en pression positive intermittente, la circulation des gaz entre le système anesthésique et le système thoracopulmonaire dépend de leurs compliances respectives. Un système anesthésique est d'autant plus performant que sa compliance est plus basse par rapport à celle du patient.
La compliance interne détermine le volume de gaz restant dans le système anesthésique en fin d'insufflation. Bien que ne pénétrant pas dans les voies aériennes du patient, ce volume est mesuré par le spiromètre placé en fin de segment expiratoire. C'est le " volume comprimé " ou " volume perdu " ou " effet compression-détente " ou " ventilation perdue " ou " respiration du système et du ventilateur " ou " espace mort de compression " [23].
Ainsi, le volume comprimé atteint 120 ml pour un système ayant une compliance de 4 ml·cmH2O-1 et dans lequel la pression d'insufflation de crête est de 30 cmH2O. Plus la pression d'insufflation est élevée, plus le volume comprimé est grand, plus le volume courant effectivement reçu par le patient est faible par rapport au volume délivré ou affiché sur le ventilateur ou les débitmètres d'entrée, ainsi que celui mesuré par le spiromètre placé à la sortie du circuit. Ce point est d'autant plus important que la ventilation se fait avec des volumes courants plus petits, des fréquences ventilatoires plus élevées, des pressions d'insufflation plus hautes. Cette situation se rencontre en anesthésie pédiatrique et lors de certaines atteintes thoracopulmonaires. Pour permettre une ventilation alvéolaire adéquate, la compliance du système doit toujours être suffisamment inférieure à la compliance thoracopulmonaire du patient. Celle-ci varie en fonction du degré de relâchement musculaire et de la profondeur de l'anesthésie, de la position, du site opératoire, ainsi que de la compression par les champs, les écarteurs et le chirurgien.
Le volume du système anesthésique intervenant dans la détermination de la compliance inclut toute la partie du système mise sous pression lors de l'insufflation. Il comprend donc le ventilateur et l'ensemble du circuit avec ses composants, depuis l'orifice d'entrée des gaz frais jusqu'à la valve d'échappement ou le séparateur de circuit du ventilateur.
Pendant l'insufflation, non seulement le segment inspiratoire mais aussi le segment expiratoire du circuit filtre est mis sous pression. Les composants d'un système interviennent par leur volume interne et la distensibilité de leurs parois avec augmentation du diamètre transversal et de la longueur dans le cas des tuyaux annelés. La distensibilité augmente généralement avec l'usure et les stérilisations répétées.
De même, l'adjonction d'une PEP augmente la partie du volume courant (VT) délivrée par le ventilateur qui va être comprimé dans le système, donc non insufflée au patient [42]. La diminution du VT effectivement reçu par le patient est d'autant plus prononcée que le VT réglé sur le ventilateur est faible. Le siège de la valve de PEP intervient aussi.
La compliance interne d'un système anesthésique peut être mesurée quand il n'est pas en fonction, c'est-à-dire à débit gazeux nul (compliance statique), ou quand il est en fonction (compliance dynamique). Avant la mesure, il faut éliminer une fuite.
La compliance statique d'un système anesthésique s'obtient en injectant, à l'aide d'une seringue étalonnée, des volumes de gaz connus dans le système relié au respirateur en position de fin d'insufflation et en mesurant les changements de pression correspondants.
La compliance dynamique d'un système anesthésique s'obtient à l'aide d'un manomètre et de deux volumètres à performances identiques, l'un donnant le volume courant sortant de la trachée du patient (VTpat) ou d'un poumon modèle, l'autre celui mesuré en fin de segment expiratoire, après la valve d'échappement (VTE). En l'absence de fuite, le volume comprimé dans le système à une pression donnée (dV/dP), donc la compliance, correspond à la différence entre VTE et VTpat [76].
La relation dV/dP (statique ou dynamique) n'est généralement pas linéaire, notamment par suite de la non-proportionnalité de la distension des parois en fonction de la pression.
La compliance des tuyaux annelés est d'environ 1 à 4 ml·cm H2O-1, celle de l'absorbeur de 1 à 2 ml·cmH2O-1, celle d'un système anesthésique adulte de 1 à 5 ml·cmH2O-1 et celle des ventilateurs d'anesthésie avec leur circuit d'environ 4 à 6 ml·cmH2O-1. A titre comparatif, la compliance thoracopulmonaire d'un adulte anesthésié et curarisé est d'environ 60 à 85 ml·cmH2O-1 (cf " Ventilateurs ", fascicule 36-100-B-40).
Des systèmes à compliance basse doivent être utilisés chez le petit enfant et les adultes ayant une affection thoracopulmonaire avec résistances élevées et/ou une compliance diminuée et nécessitant une ventilation à fortes pressions d'insufflation.
Résistances à la circulation des gaz dans le système anesthésique
Les résistances à la circulation des gaz doivent être les plus faibles possible, en particulier lors de la ventilation spontanée, pour minimiser le travail respiratoire et l'amplitude des variations de pression intrathoracique avec leurs effets défavorables sur le débit cardiaque et la pression veineuse (saignement, turgescence cérébrale).
Les résistances dépendent du nombre, du calibre interne, de la disposition des composants du système, ainsi que du débit d'alimentation en gaz frais par rapport au degré d'ouverture de la valve d'échappement [80]. Une valve unidirectionnelle expiratoire humide peut aussi augmenter les résistances expiratoires.
Les résistances inspiratoires interviennent surtout en cas de ventilation spontanée, dans la mesure où le sujet doit les vaincre lui-même. En ventilation artificielle, elles sont responsables d'une élévation des pressions d'insufflation dans le système, sans que pour autant elles se répercutent sur le régime de pression intrathoracique. Les résistances expiratoires peuvent avoir un effet PEP, avec ses avantages et ses inconvénients. Cette PEP est d'autant plus marquée que la durée de l'expiration est plus courte et la fréquence respiratoire plus élevée.
Les systèmes anesthésiques actuels opposent des résistances variables, souvent inférieures à celles engendrées par la sonde d'intubation et son raccord conique. Le circuit filtre est celui qui offre les résistances inspiratoires les plus élevées et le système de Bain les résistances expiratoires les plus hautes et proportionnelles au débit de gaz frais [44].
Etanchéité du système
Les systèmes anesthésiques et leur jonction avec le patient ne sont pas parfaitement étanches et au-dessus d'une certaine pression d'insufflation une fuite se produit. Les sources habituelles de fuite sont les connexions, la valve d'échappement des gaz excédentaires et le ballonnet du tube endotrachéal, ou la pénétration intratrachéale accidentelle d'une sonde gastrique chez le patient déjà intubé.
La quantité de gaz perdue dépend de l'importance de l'orifice de fuite et de la pression dans le système anesthésique. De ce fait, une fuite ne modifie pas sensiblement le volume courant lors de la ventilation spontanée. En ventilation contrôlée, le débit de la fuite augmente en cas de réduction de la compliance et de ralentissement du flux gazeux [103].
Une fuite peut être à l'origine d'une hypoventilation par diminution du volume courant insufflé, d'une hypoxie par fuite d'O2 et/ou par entrée d'air ambiant, d'une hypercapnie par réinhalation, dans la mesure où elle permet un retour de gaz expirés dans le segment inspiratoire, d'un réveil par fuite de gaz et/ou de vapeur anesthésique et/ou par entrée d'air ambiant. Une fuite est d'autant plus préjudiciable que le système anesthésique est alimenté avec un débit de gaz frais plus faible.
Le défaut d'étanchéité est défini par un débit de fuite pour un niveau de pression donné. Plus celle-ci est élevée, plus la fuite est importante. Il faut aussi tenir compte du rôle tampon du ballon, qui emmagasine les gaz pénétrant dans le système sans que pour autant la pression n'augmente.
Avant utilisation de l'appareil d'anesthésie, l'étanchéité du système est contrôlée à l'aide d'un test de fuite [91]. Celui-ci se pratique en obturant la pièce de raccordement au patient, tout en remplissant le système anesthésique de gaz frais jusqu'à obtention d'un niveau de pression donné, généralement 30 cmH2O (fig. 3). Si la pression dans le système reste constante malgré l'absence d'arrivée de gaz frais, il n'y a pas de fuite pour cette pression. La chute de pression signe l'existence d'une fuite. Celle-ci sera caractérisée par le débit de gaz frais requis pour maintenir la pression constante. Ce test, simple et facile à réaliser, manque de sensibilité. En effet, le volume de gaz comprimé accumulé dans le ballon réservoir, peut masquer des fuites allant jusqu'à 250 ml·min-1 [4]. Un test plus sensible est obtenu en reliant les valves unidirectionnelles, inspiratoire et expiratoire, par un tuyau annelé, et en remplaçant le ballon réservoir par une poire en caoutchouc qui sera comprimée de façon à générer une pression de 50 cmH2O. La chute de pression de 50 à 30 cmH2O ne devrait pas se produire en moins de 30 s. On admet généralement qu'une fuite est acceptable tant qu'elle ne dépasse pas 100 à 200 ml·min-1 pour un niveau de pression de 30 cmH2O [71]. La découverte d'une fuite impose sa localisation au niveau du système anesthésique ou du système d'alimentation en gaz frais. Le site de la fuite se recherche par palpation et test à l'eau savonneuse (formation de bulles) ou par spray détecteur de fuite. Certains appareils d'anesthésie effectuent leur propre test de fuite lors de leur mise en route.
En cours d'anesthésie, le diagnostic de fuite se fait par comparaison des débits de gaz frais d'entrée et la spirométrie de sortie. Une fuite peut être suspectée en cas de diminution de la pression d'insufflation ou de la perception d'une odeur d'anesthésique halogéné. Le capnogramme ne se modifie que si la fuite est majeure.
Réinhalation des gaz expirés
La réinhalation, ou " rebreathing ", consiste en la réinspiration ou la réinsufflation des gaz expirés.
Effets de la réinhalation
Ils dépendent de la composition du mélange gazeux qui est réinhalé et de l'importance de la pénétration de ce mélange jusqu'aux alvéoles fonctionnelles, où il intervient dans les échanges gazeux.
Réinhalation de gaz expirés inchangés
La réinhalation de gaz expirés non modifiés, c'est-à-dire riches en CO2 et appauvris en O2, a des effets défavorables dont le principal est une hypercapnie. En effet, la survenue simultanée d'une hypoxie est généralement prévenue par le recours à des mélanges gazeux à FiO2 élevée. L'hypoxie est donc un signe de réinhalation moins spécifique et moins courant.
Des critères de réinhalation significative ont été proposés : chez les sujets en ventilation spontanée, augmentation de la ventilation minute d'au moins 10 %, avec PaCO2 inchangée ou augmentée ; en cas de ventilation instrumentale à volume constant, augmentation d'au moins 5 mmHg (0,7 kPa) de la PaCO2 [65].
En principe, l'hypercapnie de la réinhalation peut être décelée par la mesure de la FETCO2, c'est-à-dire la concentration fractionnelle de CO2 de fin d'expiration, donc d'origine alvéolaire. Il faut tenir compte du fait que l'anesthésie et la ventilation artificielle augmentent le gradient alvéoloartériel de CO2 et que seule la mesure de la PaCO2 donne une certitude. Un certain délai s'écoule entre le début de la réinhalation et celui de l'augmentation de la PaCO2. Ce délai est notamment fonction du stock de CO2 de l'organisme (normalement 15 à 20 litres chez l'adulte) et de l'état des systèmes tampon.
En cas de réinhalation, la FETCO2 ne dépend plus seulement de la production de CO2 et de la ventilation alvéolaire, mais aussi de la concentration de CO2 inspiré. Cette FiCO2 dépend de l'anatomie du système anesthésique et du débit de gaz frais. Un des critères de performance d'un système est le débit de gaz frais qu'il requiert pour empêcher la réinhalation.
En pratique, la réinhalation est acceptable chez le patient ventilé artificiellement tant qu'elle n'entraîne ni hypercapnie, ni hypoxie significatives. La première est généralement retardée et atténuée par le fait que la ventilation contrôlée, qu'elle soit manuelle ou instrumentale, est souvent une hyperventilation, et la seconde est prévenue par des FiO2 élevées. De plus, la durée des anesthésies n'est souvent pas suffisante pour que l'hypercapnie apparaisse. Chez le patient en ventilation spontanée par contre, une réinhalation notable devrait être évitée. Une réinhalation risque d'avoir des conséquences catastrophiques quand, par suite d'une anomalie de fonctionnement du système, un défaut d'occlusion d'une valve unidirectionnelle ou un débranchement partiel du tuyau annelé juste en amont de celle-ci, l'espace mort atteint subitement un volume approchant, voire dépassant, le volume courant.
D'autres inconvénients de la réinhalation sont l'ignorance de la composition du mélange gazeux réadministré en l'absence d'analyseurs adéquats, l'allongement de la durée d'induction par diminution de la concentration fractionnelle des anesthésiques inhalés du fait de leur dilution, ainsi que le retard de réveil. La réinhalation joue un rôle tampon, ralentissant les effets d'une variation du débit et/ou de la composition du mélange de gaz frais alimentant le système. Ainsi, en début d'anesthésie, la concentration inspirée augmente moins vite avec un système avec réinhalation, du fait de la réinhalation d'un mélange de gaz expirés et de gaz frais contenant moins d'agent anesthésique que le mélange de gaz frais. L'augmentation de la concentration inspirée est d'autant plus faible que le débit de gaz frais est réduit.
Réinhalation de gaz expirés épurés en CO2 et enrichis en O2 et gaz consommés
Contrairement à la réinhalation de gaz expirés riches en CO2 et pauvres en O2, celle de gaz expirés, débarrassés du CO2 par passage dans un absorbeur et enrichis en O2 et en anesthésique par inhalation, de façon à compenser leur diminution par suite de leur captation, a divers avantages. Le principal est l'économie de gaz et vapeur anesthésiques.
Par ailleurs, il y a gain de chaleur et d'humidité au niveau de l'absorbeur de CO2, ainsi qu'une diminution de la pollution. A l'époque de l'éther et du cyclopropane la réduction du risque d'explosion et d'incendie était la principale justification de la réinhalation.
Facteurs régissant la réinhalation
L'alimentation du système en gaz frais et les modalités de ventilation, l'espace mort mécanique et la disposition mutuelle des composants du système sont les facteurs régissant la réinhalation.
Alimentation du système en gaz frais et modalités de ventilation
Le degré de réinhalation est inversement proportionnel au débit de gaz frais [18]. En principe, il n'y a pas de réinhalation quand l'alimentation en gaz frais pendant un cycle respiratoire est égale ou supérieure au volume courant et que l'air expiré peut s'échapper par une valve située à proximité immédiate des voies aériennes du patient. Quand l'alimentation en gaz frais pendant un cycle respiratoire est inférieure au volume courant, le patient doit réinspirer une fraction d'air expiré suffisante pour atteindre le volume courant adéquat.
En fonction des modalités de ventilation (ventilation spontanée ou contrôlée, durée de l'inspiration, de l'expiration et de la pause expiratoire), le flux de gaz frais dispose d'un temps plus ou moins long pour rejeter et/ou diluer les gaz expirés, présents dans le circuit, et déterminer ainsi le degré de réinhalation.
Espace mort du système anesthésique
Tout système anesthésique comporte un espace mort mécanique, encore appelé espace mort de circuit ou d'appareillage, qui s'ajoute à l'espace mort du patient. Il doit être le plus réduit possible pour prévenir la réinhalation de gaz expirés non épurés de CO2.
L'espace mort mécanique correspond à la partie du système anesthésique empruntée à la fois par les gaz inspirés et les gaz expirés sous forme inchangée. Il comprend le masque, ou la sonde d'intubation, ou la canule de trachéotomie et une fraction plus ou moins importante du système anesthésique, en particulier, le " nez artificiel ", le segment patient ou axial du raccord en Y ou en T du circuit filtre, la partie initiale des systèmes de la classification de Mapleson, le segment patient de la valve de non-réinhalation [95].
Son volume dépend du nombre de composants entre la jonction avec le patient et le point de partage des gaz expirés et inspirés, du volume interne de ces composants, du débit de gaz frais dans le système. Il peut prendre des proportions aux conséquences dramatiques en cas de composants défectueux, en particulier d'une valve unidirectionnelle non étanche.
L'espace mort mécanique peut contenir trois types de mélanges gazeux : du gaz d'espace mort anatomique dont la composition est similaire au mélange inspiré, mais qui est saturé en vapeur d'eau et à 32°C environ ; du gaz alvéolaire à la température corporelle, saturé en eau, appauvri en O2 (15 à 16 vol %) et enrichi en CO2 (5 à 6 vol %) ; un mélange de composition mixte, c'est-à-dire une combinaison des deux précédents, renfermant 3 à 4 vol % de CO2 et 17 à 18 vol % d'O2 pour une FiO2 de 0,21. La concentration d'agent anesthésique dans le gaz alvéolaire et le mélange de gaz d'espace mort anatomique dépend de l'état d'équilibre entre administration et consommation.
Chez le sujet raccordé à système anesthésique, l'espace mort total (VD), c'est-à-dire celui du patient et du système, correspond à : la fraction du volume courant qui ne pénètre pas dans les alvéoles fonctionnelles ; la fraction d'air alvéolaire expiré, que le sujet va réinspirer dans son espace alvéolaire.
Plus VD se rapproche du volume courant (VT), moins la ventilation est efficace. Chez le sujet normal, le rapport VD/VT est inférieur à 0,3. Il augmente avec l'âge et peut atteindre 0,6 à 0,7, lors de certaines affections cardiopulmonaires. L'anesthésie et la ventilation artificielle augmentent le VD et le rapport VD/VT qui peut atteindre 0,4 à 0,7. En cas d'anesthésie avec ventilation artificielle chez un sujet ayant une atteinte cardiopulmonaire, le rapport VD/VT joue un rôle déterminant et, par conséquent, aussi l'espace mort mécanique du système anesthésique.
La ventilation alvéolaire est optimisée par un volume courant élevé, un espace mort diminué, un volume compressible faible, une fréquence respiratoire basse.
Disposition mutuelle des composants du système
Ce rôle déterminant sera envisagé dans l'analyse des systèmes anesthésiques.
Composition du mélange de gaz circulant dans le système anesthésique
Le mélange de gaz frais (MGF), délivré par le système d'alimentation en gaz frais, subit des modifications lors de son passage dans le système anesthésique sous l'effet de divers facteurs. La vitesse du changement de composition est caractérisée par la constante de temps du système.
Facteurs déterminant la composition du mélange gazeux
La concentration des gaz et vapeurs composant le mélange gazeux dans le système anesthésique (MGSA), qui est administré au patient, doit être connue avec une précision suffisante. Parmi les cinq facteurs intervenant dans la composition et envisagés ci-après, le MGF alimentant le système anesthésique joue le rôle déterminant.
Mélange de gaz frais
Le MGF intervient par sa composition, la concentration des composants et son débit.
Réinhalation
Le retour de gaz expirés dans le système anesthésique modifie la composition du mélange gazeux qu'il contient. La modification dépend du degré de réinhalation et des échanges alvéolocapillaires (captation/libération).
Adsorption et absorption des anesthésiques par inhalation par le système anesthésique
Un système peut capter les gaz et vapeurs anesthésiques par adsorption (en surface) et absorption (en profondeur, par dissolution).
L'adsorption est la capacité de certaines substances de retenir sur leur surface des gaz et des vapeurs. Une telle adsorption se produit notamment au niveau de la chaux sodée, dont les granules ont une grande surface. L'adsorption est surtout importante quand la chaux est sèche [51, 52]. Ce phénomène a une importance suffisante pour qu'un changement de chaux en cours d'anesthésie, avec un système alimenté par un faible débit de gaz frais, entraîne le réveil du patient. Il joue aussi un rôle quand la chaux dégrade la vapeur anesthésique. L'adsorption de vapeur halogénée est aussi utilisée avec les cartouches de charbon activé, mises en circuit en fin d'anesthésie pour accélérer le réveil.
L'absorption est la capacité de certaines substances de capter, par une véritable dissolution en profondeur, des anesthésiques par inhalation, du fait de leur coefficient élevé de solubilité dans ces substances. Il en est ainsi du caoutchouc, du silicone et de la matière plastique des tuyaux et du ballon et/ou du soufflet du système anesthésique et du ventilateur [77]. La libération ultérieure de l'agent dissous, quand le gradient de concentration est inversé, se fait plus lentement que l'adsorption (fig. 4). Un rinçage rapide du système à l'aide d'un débit de gaz élevé n'accélère pas l'élimination. Un agent très soluble, tel l'halothane, est éliminé beaucoup plus lentement que ceux qui le sont moins, tel l'isoflurane [10, 99].
L'absorption est particulièrement forte dans le silicone, dont la " décontamination " requiert un délai beaucoup plus long que les autres matières [48].
La captation de gaz et de vapeur anesthésiques en début d'anesthésie ralentit l'établissement d'une correspondance entre la composition du mélange de gaz frais et celle du mélange circulant dans le système anesthésique. Elle ralentit la montée en concentration, donc l'induction d'une anesthésie par inhalation. Le phénomène inverse se produit en fin d'intervention (" il faut endormir et réveiller la machine avant le patient ").
En fait, le ralentissement de l'induction et du réveil n'est pas suffisant pour avoir un impact clinique réel. Par contre, la libération prolongée d'anesthésique halogéné à l'état de traces, par un système anesthésique " contaminé ", peut déclencher une hyperthermie maligne ou une hépatite toxique chez un sujet prédisposé et anesthésié à l'aide d'un tel système [10, 99]. Ce problème, surtout important avec le circuit filtre, peut être prévenu par un changement de circuit entre deux anesthésies successives. Le changement est impératif si le patient suivant est sensibilisé à l'agent anesthésique administré au patient précédent.
Sortie de gaz par une fuite
Une fuite au niveau du système anesthésique peut modifier la composition du MGSA. La composition du mélange qui s'échappe et son volume dépendent du siège de la fuite, de sa taille, de la pression régnant dans le circuit [50].
Entrée d'air ambiant
Quand la réserve de mélange gazeux dans un système anesthésique est inférieure au volume courant, de l'air ambiant est prélevé par certains ventilateurs pour compenser la différence. De même, quand une pression négative est générée dans le système par suite d'un défaut de fonctionnement, le même phénomène peut se produire. L'importance de la dilution dépend du volume du circuit, du type de ventilation et du débit de gaz frais.
En définitive, pour connaître avec précision la composition du mélange gazeux délivré par un système anesthésique, il faut : ou bien alimenter le système avec un débit de gaz frais suffisamment élevé pour qu'il ne renferme pratiquement que du gaz frais, de composition connue ; cela revient à devoir fournir, selon le système, des débits de gaz frais compris entre 1 et 3 fois la ventilation-minute ; ou bien, avoir recours à des analyseurs de gaz et de vapeur.
Constante de temps (CT) du système anesthésique
Une variation de composition du MGF et/ou, en cas de réinhalation, une variation des échanges alvéolocapillaires, mettent un certain temps pour entraîner une variation analogue du MGSA. Ce temps est caractérisé par la CT [29, 30, 50].
La CT exprime, en minutes, la vitesse de changement, pour aller d'un état initial vers un état final ou d'équilibre. La CT usuelle représente par convention le temps nécessaire pour atteindre 63 % de l'état final (fig. 5) (tableau I).
La CT dépend du volume de distribution du mélange gazeux (système anesthésique et capacité résiduelle fonctionnelle (CRF)), du débit de MGF et de la captation (ou du relargage) par les composants du système et les poumons [29]. Captation et relargage peuvent être négligés quand le débit de gaz frais est important.
La CT est d'autant plus grande que le volume du système et de la CRF est grand et que le débit de MGF est faible (fig. 6). La CT diminue de moitié quand le volume fait de même.
Elle double quand le débit du MGF diminue de moitié et vice versa. Les modifications de la CT sont d'autant plus importantes que le débit de MGF est faible. En effet, plus le débit du MGF s'approche de la VO2 basale, plus les échanges alvéolocapillaires jouent un rôle important dans la composition du MGSA.
Après un changement de composition du MGF, trois CT sont requises pour atteindre 95 % de l'état d'équilibre entre le MGF d'une part, le MGSA et celui de la CRF d'autre part. En pratique, l'induction d'une anesthésie comportant l'administration de N2O doit durer au moins 6 min (3CT) pour éliminer l'azote et atteindre, dans le système anesthésique et la CRF, la concentration de N2O désirée.
Une faible CT permet de mieux gouverner la composition du MGSA. A l'inverse, une grande CT est un facteur de sécurité en cas de fausse manoeuvre au niveau des débitmètres. En effet, un mélange hypoxique se constitue plus lentement dans un système anesthésique ayant une grande CT.
Arrivée des gaz frais au patient
Quand un système anesthésique avec réinhalation n'est pas complètement fermé, une fraction plus ou moins importante du mélange de gaz frais peut sortir de la valve d'échappement, sans être arrivée jusqu'au patient. Un système non fermé est d'autant plus économique qu'une fraction plus importante du débit de gaz frais qui l'alimente arrive jusqu'au patient.
Le coefficient d'utilisation des gaz frais (CUGF) équivaut au rapport : volume de gaz frais entrant dans les poumons/volume de gaz frais entrant dans le système. Un coefficient égal à 1 signifie que la totalité du gaz frais délivré dans le système est arrivée au patient. Les circuits filtres actuels ont des CUGF variables d'un type à l'autre (fig. 7). Le CUGF est d'autant plus faible que le débit de gaz frais est plus élevé et/ou le volume courant plus petit [117]. Le facteur " anatomique " déterminant est le site de l'entrée de gaz frais par rapport à la valve d'échappement.
Température et teneur en eau du mélange gazeux dans le système anesthésique
Les gaz frais sont à température ambiante et secs. Le réchauffement et l'humidification du mélange gazeux administré sont d'autant plus justifiés que l'anesthésie est prolongée et/ou que le patient est déjà en hypothermie et déshydraté à l'entrée en salle d'opération.
Réchauffement et humidification peuvent être assurés par le système anesthésique luimême (absorbeur de CO2 et réinhalation de gaz expirés), par un nez artificiel ou un humidificateur chauffant.
Le circuit filtre, avec un absorbeur de CO2 en fonction, est le système anesthésique assurant un réchauffement et une humidification d'autant meilleurs que l'absorbeur est situé plus près du patient sur le segment inspiratoire du système anesthésique, que le volume interne de celui-ci est faible, que le débit de gaz frais est réduit et l'anesthésie plus longue [11, 24, 67].
Contamination du système anesthésique par des germes
Un système anesthésique peut être contaminé sur sa face externe par contact (masque facial, sonde d'intubation endotrachéale) par la flore cutanée, nasale et orale, et sur sa face interne, par les gouttelettes de sécrétions des voies aériennes expulsées par les secousses de toux. La chaux sodée exerce un effet bactéricide sur les germes non sporulés [87]. Les germes éventuellement contenus dans le système ne sont pas transférés au patient (contamination croisée), dès lors que le mélange gazeux est sec [59]. Le circuit filtre ne semble pas être exposé à un risque élevé de contamination [12]. Le recours à un filtre-échangeur d'eau et de chaleur offre apparemment une bonne sécurité vis-à-vis de la contamination du système par le patient et vice versa.
Caractéristiques des systèmes anesthésiques pour enfants
[20, 33, 47, 54]. Les plus employés sont le système avec valve de Digby-Leigh®, les systèmes de Jackson-Rees ou de Kuhn, et le circuit filtre équipé de tuyaux et de raccords spéciaux [3, 88, 98].
Caractéristiques des systèmes anesthésiques pour situation d'exception
La pratique de l'anesthésie dans les situations d'exception (conflits armés, catastrophes naturelles) peut imposer le recours à du matériel fonctionnant en l'absence d'électricité et de gaz comprimés, en particulier d'O2. Ce matériel doit être simple, léger et solide [16]. Il est généralement formé d'un système anesthésique avec valve de non-réinhalation, ballon autogonflable prélevant de l'air ambiant et un vaporisateur de type " draw-over ".
L'adjonction d'un concentrateur d'O2 constitue un appoint de grande valeur quand la situation le permet [35, 46, 94]. Le filtre moléculaire du concentrateur ayant la même affinité pour l'O2 que pour l'argon, libère un mélange non seulement enrichi en O2, mais aussi en argon (environ 5 vol %). Aussi, quand le concentrateur alimente un système avec réinhalation, tel un circuit filtre, l'argon peut s'y accumuler significativement si le débit d'O2 est inférieur au double de la consommation d'O2 du patient. Il convient, par conséquent, d'effectuer une purge périodique du circuit [92].
DESCRIPTION DES SYSTÈMES ANESTHÉ SIQUES
Les principaux critères d'un bon système anesthésique sont : un espace mort minime, des résistances inspiratoires et expiratoires et une compliance faibles, l'absence de réinhalation de gaz expirés non débarrassés de CO2, un coefficient d'utilisation des gaz frais élevé, la possibilité d'une ventilation spontanée, assistée et contrôlée.
Les systèmes anesthésiques sont nombreux et de types très différents. Ils peuvent être
classés d'un point de vue fonctionnel et d'un point de vue technique ou organique.
La classification fonctionnelle est basée sur leur physiologie, c'est-à-direleur fonctionnement, leurs effets ventilatoires, sans tenir compte de leur anatomie. Il existe plusieurs classifications contradictoires basées soit sur l'existence ou non de réinhalation de gaz expirés, soit sur l'élimination ou non du CO2 dans les gaz expirés réinhalés. La classification en systèmes " ouverts ", " semi-ouverts ", " semi-fermés " et " fermés " se heurte au manque de consensus sur la signification des trois premiers de ces termes.
La classification technique se base sur l'anatomie, c'est-à-dire la construction des systèmes, sans tenir compte de leurs effets ventilatoires.
Une solution intermédiaire consiste à caractériser un système par son anatomie ou sa dénomination, ainsi que son débit d'alimentation en gaz frais.
Trois grandes catégories de systèmes anesthésiques peuvent être distinguées : les systèmes sans réinhalation, les systèmes avec réinhalation sans absorption du CO2, les systèmes avec réinhalation et absorption du CO2. Des ventilateurs peuvent les actionner.
Systèmes sans réinhalation de gaz expirés
Ces systèmes comportent une valve de non-réinhalation (valve NR), qui dirige les gaz frais dans les voies aériennes et rejette les gaz expirés dans l'air ambiant. Ils permettent la ventilation spontanée, assistée, contrôlée. Ils sont utilisés tant en anesthésie qu'en réanimation [15].
Valves de non-réinhalation
Celles-ci (valve antiretour, valve de non-réinspiration, " non rebreathing valve") comportent trois segments assemblés en T : un segment inspiratoire, un segment patient, commun aux gaz inspirés et expirés, constituant l'espace mort de la valve, et un segment expiratoire qui évacue les gaz expirés à l'extérieur. Elles comportent un ou plusieurs clapets ou valvule(s) mobilisé(s) par le flux de gaz, imposant à celui-ci un sens unique de circulation : gaz frais patient air ambiant [90].
La valve NR idéale doit avoir de très faibles pressions d'ouverture et de fermeture du(des) clapet(s). Il ne doit pas exister de " fuites en avant ", avec, en début d'insufflation, passage de gaz insufflés dans le segment expiratoire, ni " fuites en arrière ", avec, en début d'expiration, passage de gaz expirés dans le segment inspiratoire [104].
La valve NR doit avoir des résistances faibles, un espace mort minime, être légère, transparente, facile à nettoyer et à stériliser.
Valves Ambu®
Les valves Ambu® comportent la valve Ambu E®, la valve Ambu-Hesse®, la valve Ambu Mark III®, la valve Ambu Mark III® à 1 clapet et la valve Ambu Paedi® (fig. 8). Toutes sont démontables.
La valve Ambu E® a un espace mort de 12 ml. Elle oppose peu de résistances au passage des gaz (0,6 à 2,1 cmH2O pour des débits de 5 à 40 l·min-1).
La valve Ambu-Hesse® se caractérise par des résistances encore plus faibles (0,3 à 0,7 cmH2O pour des débits de 5 à 40 l·min-1), du fait d'une plus grande section des conduits.
Son espace mort est égal à 17 ml.
La valve Ambu Mark III® a un espace mort de 6 ml. Elle oppose peu de résistances au
passage des gaz (environ 1,5 cmH2O pour des débits de 50 l·min-1). Elle peut être utilisée chez l'enfant à partir de 3 ans, ou d'environ 15 kg de poids corporel. Elle n'expose pas au risque d'un clapet desserti ou remonté de façon incorrecte.
La valve Ambu Mark III® à un clapet dispose d'un seul clapet, inséré sur l'orifice interne du segment inspiratoire qu'il obture en alternance avec l'orifice interne du segment expiratoire avec lequel le clapet est en rapport par son autre face. Le segment expiratoire ne dispose pas d'un clapet obturant son orifice externe. De ce fait, le patient peut inspirer de l'air ambiant si au moment de l'inspiration aucun gaz n'arrive par le segment inspiratoire.
L'espace mort de la valve est égal à 8 ml. Les résistances sont inférieures à 1 cmH2O pour des débits de 15 l·min-1.
La valve Ambu Paedi®, à usage pédiatrique, comporte une valve d'échappement qui s'ouvre pour des pressions dépassant environ 30 cmH2O. Celle-ci consiste en un disque obturateur métallique retenu par un aimant annulaire et qui se soulève sous l'effet de la pression des gaz. L'espace mort de la valve est de 0,8 ml. Du fait du petit calibre des
conduits et des clapets, les résistances sont relativement importantes (1 à 5,5 cmH2O pour des débits de 5 à 20 l·min-1). Il peut, de ce fait, se produire une fuite en avant dans le segment expiratoire si, en début d'insufflation, la montée en pression est insuffisante.
Valve de Ruben®
La valve de Ruben® [27, 102] a un espace mort de 9 ml (fig. 9). Elle oppose peu de résistances au passage des gaz (0,2 cmH2O pour un débit de gaz de 50 l·min-1). Avec l'usure, les résistances peuvent atteindre 3,5 cmH2O. Elle n'est pas conçue pour être démontée de façon habituelle. De nombreuses erreurs sont possibles si le remontage n'est pas fait par des mains expertes. Elle est plus fragile que la valve Ambu®. Le va-et-vient correct de la tige-guide peut être freiné, voire bloqué par des sécrétions, dont la présence débit de gaz frais par le segment inspiratoire peut bloquer l'obturateur en position inspiratoire, empêchant ainsi toute expiration.
Valve de Digby-Leigh®
Elle est destinée à l'anesthésie pédiatrique [98] (fig. 10). Du fait de ses résistances aux
débits de gaz élevés, elle ne doit pas être utilisée chez l'adulte. L'espace mort est de 7 ml.
Le cliquetis engendré par les mouvements du disque renseigne sur la ventilation. Elle ne
fonctionne correctement que si les trois segments sont dans un plan vertical, le segment
expiratoire étant au zénith. Elle se démonte et se nettoie facilement.
Un retour partiel des gaz expirés dans le segment inspiratoire, donc une réinhalation, peut se produire quand, par suite de l'usure, le clapet n'obture plus l'orifice de ce segment de façon étanche.
Valve Laerdal®
Elle comporte deux clapets en Silastic® (fig. 11). Le clapet inspiratoire est en forme de
museau de tanche ou de bec de canard, entouré d'une collerette. Le clapet expiratoire a
une forme d'anneau. L'espace mort de la valve est de 9 ml et les résistances au passage
des gaz sont très faibles. Elle peut être dotée d'une valve de surpression.
Autres valves de non-réinhalation
Diverses autres valves entrent dans cette catégorie [90].
Systèmes avec valve de non-réinhalation
Les systèmes avec valve NR sont simples, légers et peu encombrants, faciles d'entretien,
bon marché (fig. 12). Leurs compliances, résistances et constantes de temps sont peu
élevées.
L'avantage principal est l'inhalation ou l'insufflation d'un mélange gazeux ne contenant pas de gaz expiré, donc de composition constante et connue puisqu'elle correspond à celle du mélange de gaz frais. Quand le système est équipé d'un ballon autogonflable, donc capable de prélever de l'air ambiant, il permet de réaliser une anesthésie et une ventilation contrôlée manuelle, en l'absence de gaz comprimés et d'électricité.
Le principal inconvénient est celui de la non-réinhalation, en particulier, la consommation élevée de gaz frais, qui correspond à celle de la ventilation-minute, ainsi que l'administration de gaz froids et secs, donc une perte de chaleur et d'eau, et la pollution.
De plus, les dispositifs avec valve NR n'informent pas sur la ventilation effective du patient, à moins de comporter un spiromètre sur la branche expiratoire. En cas de ventilation spontanée, une variation de ventilation impose un réajustement des débitmètres, pour éviter soit un collapsus du ballon ou la prise d'air additionnel (quand le débit de gaz frais est inférieur à la ventilation-minute), soit une surdistension du ballon dans le cas inverse (à moins que l'alimentation en gaz frais se fasse par un réservoir d'amont). Certains modèles exposent à un barotraumatisme si le montage d'un clapet est incorrect. Avec l'usure, l'onde de pression (amplitude et pente) requise pour la fermeture des clapets augmente. Il se produit alors des " fuites en avant " et/ou des " fuites en arrière ".
Systèmes avec ballon ordinaire
Ce système, le plus simple de ce groupe, comporte une valve NR, un ballon ordinaire relié effectivement reçu par le patient.
Ce système permet d'évaluer la ventilation-minute (VE), à partir des valeurs affichées sur les débitmètres alimentant le ballon, c'est-à-dire le débit de gaz frais (DGF). En effet si DGF = VE, les variations de volume du ballon restent constantes dans le temps. Si DGF > VE, le ballon se distend progressivement et un accident d'hyperpression peut survenir. A l'inverse, si DGF < VE, le ballon se collabe progressivement.
L'interposition d'un tuyau annelé permet d'éloigner la valve du ballon et celle d'une valve d'échappement de prévenir les accidents d'hyperpression.
La FiO2 peut être monitorée par un analyseur à réponse lente, placé entre la sortie du système d'alimentation en gaz frais et le ballon [28].
Systèmes avec ballon autogonflable
Le remplacement du ballon ordinaire par un ballon autogonflable ou autoremplisseur, de type Ambu® ou Laerdal® par exemple, avec une valve d'entrée d'air, permet la ventilation avec de l'air ambiant, éventuellement enrichi en O2 et/ou en gaz et/ou en vapeur anesthésique.
Quand le ballon est directement alimenté par le débit continu de gaz frais, les mêmes problèmes se posent qu'avec le système précédent. De plus, par suite de l'entrée d'air, l'utilisateur perd souvent la maîtrise de la composition du mélange gazeux administré. Il est, de ce fait, difficile d'administrer de l'O2 pur, à moins d'occlure l'entrée d'air. Enfin, la valve à bille, qui équipe l'entrée de gaz frais pour empêcher une fuite en sens contraire quand le ballon est comprimé, a souvent une pression d'ouverture élevée, nécessitant des pressions d'entrée en rapport. Ceci entraîne un important risque de fuite d'O2 si le système d'alimentation n'est pas suffisamment étanche [55].
C'est pourquoi les ballons autogonflables sont maintenant équipés d'un réservoir de gaz, ou enrichisseur, ou économiseur, fixé sur l'entrée d'air. De cette façon, de l'air ne peut être aspiré par le ballon que si celui-ci a préalablement vidé le réservoir de son contenu. Le réservoir a une capacité légèrement supérieure à celle du ballon, pour permettre l'administration exclusive de gaz autres que l'air, en particulier d'O2 pur.
Le réservoir de gaz frais peut être un tuyau annelé alimenté en gaz à son extrémité
proximale et ouvert à son extrémité distale, de façon à laisser échapper l'excédent de gaz frais à l'extérieur, ou permettre l'entrée d'air en cas de déficit en gaz frais. C'est le réservoir le plus simple et le moins exposé au risque de panne. A l'inverse, il est encombrant.
Le réservoir peut aussi être une poche souple fermée. Celle-ci est plus compacte, mais plus complexe. Elle doit en effet disposer de deux valves, l'une permettant aux gaz excédentaires de s'échapper à l'extérieur et l'autre à l'air ambiant d'y pénétrer, si le débit de gaz frais est inférieur à la ventilation-minute. Ce réservoir est plus exposé au risque de panne. De plus, il oppose plus de résistances à l'entrée d'air ambiant et allonge ainsi la durée de la " diastole " requise pour le remplissage du ballon autogonflable.
Dans le cas des systèmes avec ballon autogonflable, la surveillance de la FiO2 impose, du fait de la possibilité d'aspiration d'air, un analyseur d'O2 à réponse rapide, avec prélèvement du gaz échantillon à la jonction valve NR-patient.
Systèmes avec ballon autogonflable et vaporisateur " draw-over "
Ces systèmes comportent une valve NR, un ballon autogonflable, un tuyau annelé, un à deux vaporisateurs de type " draw-over ", un réservoir alimenté en O2 à partir d'un obus ou d'un concentrateur, évitant un accident d'hyperpression tout en permettant une entrée d'air ambiant [94].
Les deux dispositifs les plus connus sont le " Triservice anaesthetic apparatus® " de Penlon [56, 78], et le PAC® " range portable anaesthesia system " de Ohmeda [17, 61].
Système avec ventilateur
Un ventilateur peut insuffler un mélange de gaz et de vapeur anesthésique dans un segment inspiratoire se terminant par une valve NR (cf. " Ventilateurs " fascicule 36-100- B-40). C'est le système anesthésique avec ventilation automatique le plus simple. En début d'insufflation, la montée en pression doit avoir une pente suffisamment raide pour éviter des " fuites en avant " au niveau de la valve NR. Les valves NR télécommandées par le ventilateur n'exposent pas à ce risque.
Systèmes avec réinhalation de gaz expirés sans absorption du gaz carbonique
Les systèmes avec réinhalation de gaz expirés non épurés en CO2, ou systèmes semiouverts, sont ceux entrant dans la classification de Mapleson [79], qui rassemble 5 systèmes (A-E), auxquels Willis et coll. [116] ont ajouté un système F, correspondant, selon le siège de l'orifice d'échappement des gaz, au système de Jackson-Rees ou au système de Kuhn (fig. 13) [15, 93].
Ce sont des systèmes en ligne fonctionnant en va-et-vient et dépourvus d'absorbeur de
CO2, de valves unidirectionnelles et de valves de non-réinhalation. Du fait de l'absence de séparation entre gaz inspirés et gaz expirés, il se produit une réinhalation dont l'importance dépend de l'anatomie du système, de la ventilation-minute, de la fréquence respiratoire et du rapport I/E, du débit de gaz frais et du mode ventilatoire (ventilation spontanée ou contrôlée). La réinhalation est d'autant plus importante que le débit de gaz frais est faible et/ou la ventilation-minute élevée [25]. La composition des gaz inhalés est d'autant plus différente de celle du mélange de gaz frais que le débit de celui-ci est faible.
les systèmes entrant dans la classification de Mapleson sont simples, légers, solides, peu encombrants et faciles d'entretien. Leurs compliances, résistances et constante de temps sont faibles. Certains sont particulièrement bien adaptés à des actes particuliers (système de Bain), ou à l'enfant (système de Jackson-Rees et système de Kuhn).
A l'inverse, ce sont de grands consommateurs de gaz correspondant en moyenne à 2 à 3
fois la ventilation-minute, donc 2 à 3 fois plus que les systèmes avec valve de nonréinhalation, pour éviter une réinhalation significative de CO2. C'est pourquoi ils ont aussi été appelés " carbon dioxide washout systems ", par opposition aux " carbon dioxide absorption systems ". Le débit élevé de gaz frais entraîne une importante perte de chaleur et d'eau, ainsi qu'une pollution accrue.
Des dérivés de ces systèmes sont apparus qui auraient l'avantage d'être plus performants, en permettant une hématose correcte avec un débit de gaz frais à peine supérieur à la ventilation-minute et de fonctionner de façon acceptable en ventilation spontanée et contrôlée. Il s'agit notamment des systèmes de Lack, PFS, EAR, ADE et Hafnia.
La mesure de la FiO2 délivrée par les systèmes de la classification de Mapleson et leurs
dérivés requiert un analyseur d'O2 à réponse rapide, placé au niveau de la jonction du
système avec le patient. Un capnographe permet d'adapter le mode ventilatoire, de façon
à prévenir une réinhalation excessive [85].
Système A et dérivés
Il inclut le système de Magill et ses dérivés.
Système de Magill
Il comporte une entrée de gaz frais et un ballon, séparés de la valve d'échappement et du
(fig. 14). La présence d'une pause expiratoire joue un rôle déterminant, car pendant
celle-ci le tuyau annelé est balayé par le flux de gaz frais. Les résistances inspiratoires et expiratoires sont très faibles [80].
L'espace mort d'appareillage va du patient jusqu'à la valve d'échappement. Il contient du
gaz alvéolaire qui sera réinhalé. Mais ce volume est trop faible pour être réellement préjudiciable.
L'espace mort modifiable se situe au niveau du tuyau annelé et du ballon. Il est nul quand
le rapport débit gaz frais/ventilation-minute est égal ou supérieur à 0,7 à 1 selon les auteurs. Comme la réinhalation de CO2 se produit en début d'inspiration, le capnogramme rejoint néanmoins la ligne du zéro.
Pour prévenir une réinhalation significative en ventilation spontanée, il est recommandé
d'administrer un débit de gaz frais correspondant à au moins 80 à 90 % de la ventilationminute.
Le risque de réinhalation est particulièrement grand en ventilation contrôlée. Sa prévention oblige à recourir à un débit de gaz frais égal ou supérieur à 20 l·min-1. De ce fait, on considère que, par rapport aux autres systèmes de la classification de Mapleson, le système de Magill est le mieux adapté à l'utilisation en ventilation spontanée et le moins adapté à la ventilation contrôlée [84, 110].
Système de Lack
Ce système, dérivé du précédent, permet un meilleur accès à la valve d'échappement et l'évacuation des gaz excédentaires dans un système antipollution(fig. 13 A') [69]. Le système original (Lack 1) est un système coaxial, long de 150 cm, équivalent à un système de Bain inversé. Le tuyau central a un diamètre intérieur de 14 mm, pour permettre une circulation facile des gaz expirés vers la valve d'échappement. Le tuyau externe, qui communique avec l'arrivée de gaz frais et le ballon, a un diamètre intérieur de 28 mm [1, 84].
Une version plus récente est le système parallèle (Lack 2) avec tuyau expiratoire situé en
dehors du tuyau inspiratoire [64, 80, 100].
Autres systèmes dérivés du système A de Mapleson
Un certain nombre d'autres dérivés ont été proposés : le " preferential flow system " (PFS) de Miller [86] ; les " enclosed afferent reservoir breathing systems " (EAR) [34, 39, 62, 82, 83], avec ses deux versions : le " enclosed Mapleson A breathing system " (EMA) de Miller et Miller [86], le " enclosed preferential flow system " (EPF) de Voss [86, 113].
Système B de Mapleson
Il diffère du précédent par le fait que l'alimentation en gaz frais s'effectue à proximité du
patient (fig. 13 B).
En ventilation spontanée, le mélange de gaz expiré et de gaz frais pénètre dans le tuyau
annelé et le ballon lors de l'expiration. La valve d'échappement s'ouvre quand une pression préréglée est atteinte, laissant échapper un mélange enrichi en gaz frais, par suite de la proximité de l'entrée de gaz frais. Lors de l'inspiration, la valve d'échappement reste fermée et le patient reçoit le mélange précédent, enrichi d'une fraction supplémentaire de gaz frais. Quand le volume courant dépasse celui du tuyau annelé, additionné de la quantité de gaz frais délivré pendant la durée de l'inspiration, des gaz provenant du ballon sont réinhalés. Pour prévenir la réinhalation, le débit de gaz frais doit être égal ou supérieur au double de la ventilation-minute.
En ventilation assistée ou contrôlée, la cinétique des gaz est similaire à celle observée en ventilation spontanée. Là-aussi, une alimentation en gaz frais au moins double de la ventilation-minute est requise pour éviter une réinhalation excessive.
Système C de Mapleson
Celui-ci diffère du système B par l'absence de tuyau annelé (fig. 13 C). Le ballon est
directement branché sur l'arrivée de gaz frais. Ce système est identique au circuit va-etvient de Waters, dépourvu d'absorbeur de CO2.
Par suite de l'absence du tuyau annelé, les gaz expirés pénètrent en masse dans le ballon
et la proportion de gaz alvéolaire réinhalé est particulièrement élevée. Pour prévenir cette réinhalation, le débit de gaz frais doit dépasser le double, voire le triple, de la ventilationminute.
Système D de Mapleson et sa variante, le système de Bain
Système D
Le système D de Mapleson diffère du système A par le fait que l'alimentation en gaz frais
s'effectue à proximité du patient, alors que la valve d'échappement est à l'autre extrémité, près du ballon (fig. 13 D). Cette position facilite le réglage de la valve, ainsi que l'utilisation d'un système antipollution [36].
En ventilation spontanée, les gaz expirés, mélangés à du gaz frais, pénètrent dans le tuyau annelé et éventuellement dans le ballon. En cas de pause expiratoire, le flux de gaz frais va remplir le ballon et quand la pression d'ouverture de la valve d'échappement est atteinte, une fraction de ce mélange est rejetée. Pendant l'inspiration, le sujet reçoit le mélange précédent, plus ou moins enrichi en gaz frais, accumulé dans le tuyau annelé ou délivré par le système d'alimentation. Sa composition dépend de trois facteurs : le débit de gaz frais (plus il est élevé, plus il va rincer le tuyau annelé et chasser les gaz par la valve d'échappement) ; la durée de la pause expiratoire, pendant laquelle le tuyau annelé se remplit de gaz frais (plus elle est longue, meilleur sera le rinçage du tuyau annelé) ; le volume courant (plus il est grand, plus la fraction de gaz réinhalée sera
importante).
En ventilation assistée ou contrôlée, le système permet d'insuffler pratiquement tout le mélange de gaz frais présent dans le circuit, les gaz expirés ayant été rejetés par la valve d'échappement. Vu l'importance des volumes courants habituellement utilisés, il faut assurer une alimentation en gaz frais pouvant atteindre 20 l·min-1. Parmi les systèmes de Mapleson, il paraît être le mieux adapté à la ventilation contrôlée et le moins bien à la ventilation spontanée, contrairement au système A.
Système de Bain
C'est un dérivé du système D de Mapleson, dont il diffère essentiellement par le fait que le tuyau d'alimentation en gaz frais chemine à l'intérieur du système, d'où le terme de système coaxial (fig. 13 D) [7]. Le tuyau annelé externe a un diamètre de 22 mm, une longueur d'environ 180 cm, une capacité de l'ordre de 500 à 600 ml (fig. 15). Il achemine le mélange de gaz expirés et de gaz frais, pénétrant dans le circuit pendant l'expiration, vers l'extrémité proximale du système où se trouvent la valve d'échappement réglable et le ballon. Le tuyau d'alimentation interne, qui délivre les gaz frais à l'extrémité distale, a un diamètre extérieur de 7 mm. Le système est en matière plastique légère, et convient particulièrement bien aux interventions où l'accès à la tête est difficile [1].
La cinétique des gaz est identique à celle du système D de Mapleson. Les gaz inspirés proviennent du tuyau interne (gaz frais) et de l'espace annulaire délimité par la face interne du tube externe et la face externe du tube interne (mélange de gaz expirés et de gaz frais). En ventilation spontanée, il faut administrer un débit de gaz frais dépassant 1,5 à 2 fois la ventilation-minute, pour prévenir une réinhalation. Celle-ci dépend aussi de la durée de la pause expiratoire. Ses résistances expiratoires sont hautes mais tolérables [80]. Compte tenu de la proximité de l'arrivée des gaz frais par rapport à la jonction avec le patient, l'évaluation correcte des concentrations fractionnelles d'O2 et/ou de CO2 nécessite un analyseur d'O2 à réponse rapide et un capnographe dont le site de prélèvement du gaz échantillon est placé le plus près possible du tube endotrachéal [49].
Des défauts au niveau du tube d'alimentation central peuvent entraîner une hypercapnie, en augmentant l'espace mort dans des proportions susceptibles d'atteindre la capacité du tube externe, soit au moins 600 ml. Il peut s'agir d'un débranchement du tube interne au niveau de son point d'insertion proximal, de son percement, de son raccourcissement, le tube central n'atteignant plus l'extrémité distale de raccordement au patient. C'est pourquoi le circuit, notamment le tube d'alimentation central, doit être vérifié avant usage.
Un premier test consiste, après occlusion de l'orifice de raccordement au patient ainsi que de la valve d'échappement, à remplir le ballon à l'aide du bypass d'O2. Puis, après avoir libéré l'orifice de raccordement au patient, il est envoyé à l'aide du bypass un débit élevé d'O2 dans le tube central. Si celui-ci est intact, le ballon se vide par effet Venturi. Si au contraire, il est percé, raccourci ou débranché, le ballon se distend. Un second test consiste, après mise en route d'un débit d'O2 d'environ 50 ml·min-1, à occlure à l'aide du piston d'une seringue l'extrémité distale du tuyau central. Si celui-ci est intact, le flotteur du débitmètre d'O2 retombe sur son embase car le débit est arrêté. Ce second test est préféré à l'autre car il reconnaît aussi l'absence de tuyau central, contrairement au précédent.
Le système de Bain peut être actionné par un ventilateur raccordé à la place du ballon, la valve d'échappement étant fermée (fig. 15). Le rôle du ventilateur est purement moteur, c'est-à-dire de mobiliser le mélange gazeux contenu dans le tuyau externe du système de Bain. En effet, le volume courant délivré par le ventilateur n'arrive pas lui-même jusqu'au patient car est intercalé entre son circuit et le raccordement au ballon du système de Bain, un tuyau annelé dont la capacité, ajoutée à celle du tuyau externe du système, est supérieure au volume courant. Dans ces conditions, la composition du mélange gazeux délivré par le ventilateur n'intervient pas. L'ensemble a une compliance élevée, dont il convient de tenir compte. Le volume gazeux administré au patient est la somme du volume de gaz frais libéré par le tuyau central pendant la durée de l'insufflation et le volume gazeux mobilisé par le ventilateur pendant celle-ci dans le tuyau externe. Par conséquent il faut régler le débit de gaz frais et le volume courant du ventilateur de manière à ce que la somme des deux corresponde au volume courant effectif souhaité. Les gaz excédentaires sortent par le ventilateur.
Système E
Il correspond à la pièce en T ou tube d'Ayre [6] (fig. 13 E). Ce système, conçu pour l'anesthésie chez le petit enfant et la neurochirurgie, a des résistances minimes et un espace mort insignifiant [98]. C'est le système anesthésique le plus simple, puisque dans sa forme originale il ne comporte ni ballon, ni valve expiratoire (fig. 16). Il est fiable, mais ne renseigne pas sur la ventilation du patient. Il n'est pas économique, car il consomme beaucoup de gaz frais, et il est polluant.
L'assistance ventilatoire suppose l'adjonction d'un ballon sur le segment expiratoire. Le contrôle ventilatoire est réalisé soit manuellement, par obturation intermittente du segment expiratoire ou compression d'un ballon relié à ce segment (= système F), soit à l'aide d'un ventilateur réalisant cette occlusion de façon automatique.
Système F
Le système F, ajouté par Willis et coll. [116] aux systèmes A à E de Mapleson, correspond au système E doté d'un ballon à son extrémité distale. Selon la configuration de la sortie des gaz excédentaires au niveau du ballon, on distingue le système de Jackson-Rees et le système de Kuhn.
Le système de Jackson-Rees [97] (fig. 13 F) est une variante de la pièce en T (adjonction à l'extrémité du segment expiratoire d'un ballon de 500 ml avec fuite), ou du système D de Mapleson (valve d'échappement entre le tube annelé et le ballon, remplacée par un ballon avec fuite). La fuite au niveau du ballon est habituellement contrôlée à l'aide d'un clamp réglable. C'est un système léger, simple, sûr, n'offrant que peu de résistances et bon marché. Il est bien adapté à l'anesthésie des enfants de poids inférieur à 20 kg [96].
Pour prévenir la réinhalation, le débit de gaz frais doit néanmoins dépasser de 2 à 2,5 fois la ventilation-minute, en cas de ventilation spontanée.
Le système de Kuhn (fig. 13 F') se caractérise par le fait que la sortie de gaz excédentaire a lieu près de l'équateur du ballon par l'intermédiaire d'une valve d'échappement, occluse par le doigt lors des insufflations, et que le mélange de gaz frais arrive en profondeur dans le masque, de façon à réduire au maximum l'espace mort [38, 68].
Systèmes combinés
Des systèmes combinés ont été mis au point, rassemblant plusieurs systèmes de la classification de Mapleson en un seul : systèmes de Hafnia, combinant des systèmes A, C, D et D modifié, reliés à un système antipollution de type aspiratif [1, 26] ; systèmes ADE de Humphrey [57, 58], combinant les systèmes A, D, et E, avec une version coaxiale et une version à deux tuyaux distincts parallèles ; système coaxial de Burchett et Bennett, combinant les avantages des systèmes A, D et E [22].
Systèmes avec réinhalation de gaz expirés et absorption du gaz carbonique.Circuit filtre
Ces systèmes sont basés sur le principe de la réadministration des agents anesthésiques expirés, après absorption du gaz carbonique produit et remplacement de l'O2 et des anesthésiques consommés. Ils permettent l'anesthésie avec un faible débit de gaz frais, en circuit presque fermé ou fermé.
Jusque vers les années 1950, les systèmes avec absorbeur de CO2 et alimentés avec un faible débit de gaz frais étaient utilisés pour diminuer le risque d'incendie et d'explosion (éther, cyclopropane), ainsi que le coût de l'anesthésie (cyclopropane) [98]. Le développement des anesthésiques volatils halogénés a apporté une solution aux problèmes d'incendie et d'explosion. Mais leur puissance rendait indispensables deux éléments non encore disponibles à ce moment, à savoir des vaporisateurs de précision et des moniteurs de concentration de vapeur, nécessaires pour l'anesthésie avec un faible débit de gaz frais, d'où le passage à l'anesthésie à débit de gaz frais équivalent à la ventilation-minute et l'abandon des systèmes avec absorbeur de CO2. Dans un troisième temps, le coût élevé de l'isoflurane ainsi que le développement d'analyseurs de gaz et de vapeurs, ont abouti à un retour en force du circuit alimenté avec un faible débit de gaz frais.
Deux systèmes entrent dans ce groupe. L'un est le système " vaet-vient " de Waters [114], qui est un équivalent d'un système C de la classification de Mapleson, avec un absorbeur de CO2 intercalé entre le ballon et l'entrée de gaz frais ; il a été abandonné à partir des années 1950 mais est susceptible d'un " retour " sous une forme améliorée [75]. L'autre est le circuit filtre, qui est actuellement le système anesthésique le plus utilisé [1, 14, 19
Composants du circuit filtre
Composants du circuit filtre
Le circuit filtre comprend les éléments suivants : une entrée de gaz frais ; une (ou deux) valve(s) d'échappement réglable(s), pour la sortie des gaz excédentaires ; une pièce de raccordement au patient, en " T " ou en " Y " ; deux valves unidirectionnelles, l'une inspiratoire et l'autre expiratoire ; un ballon réservoir, ayant une capacité supérieure au volume courant, avec possibilité de lui substituer un ventilateur ; un absorbeur de CO2 ; des tuyaux annelés, inspiratoire(s) et expiratoire(s).
Les éléments de surveillance de ce circuit, en particulier, le manomètre et le spiromètre, sont décrits dans la " Surveillance de l'appareil d'anesthésie " (cf. fascicule 36-100-B-60).
Valves unidirectionnelles
La valve unidirectionnelle, encore appelée valve directionnelle, valve à dôme, valve à disque, valve antiretour, valve séparatrice, est un dispositif de régulation assurant la circulation d'un mélange gazeux dans un seul sens. La présence de deux valves de ce type (une inspiratoire et une expiratoire) est indispensable dans un système anesthésique en cercle tel le circuit filtre, pour prévenir la réinhalation. Celle-ci sera d'autant plus faible que les valves sont situées plus près du raccord au patient.
Ce sont des valves passives. Elles fonctionnent sous l'effet d'un gradient de pression de part et d'autre de la valve et ne sont pas télécommandées par le ventilateur, par l'intermédiaire d'un message pneumatique, mécanique ou électrique. Leur fonction se limite à imposer un sens unique à la circulation des gaz, quel que soit le moment du cycle ventilatoire. Ainsi, la valve unidirectionnelle située sur le segment expiratoire peut s'ouvrir à l'insufflation, donc " fonctionner ", dès lors qu'en aval de la valve il n'existe pas d'obstacle à la progression des gaz.
Le principal type de valve unidirectionnelle est la valve à dôme ou à disque (fig. 17). Les gaz entrent par le bas et se dirigent vers le haut en soulevant le disque obturateur, dont la course est limitée par une cage. Ils ne peuvent faire le chemin inverse car le disque retombe aussitôt sur son berceau, réalisant une occlusion étanche. Cette valve, dont la bonne marche requiert la position verticale stricte, a une pression d'ouverture faible (0,2 cmH2O), quand le disque est sec et ne " colle " pas sur son berceau. Elle n'oppose que des résistances peu élevées (1 à 1,5 cmH2O pour un débit de gaz de 30 l·min-1). Elle fonctionne correctement avec des volumes courants faibles et à des fréquences élevées [3].
L'inspection du disque, la manométrie, la spirométrie et la capnographie permettent de déceler ses défauts de fonctionnement, dont le plus grave est la non-occlusion de la valve par suite d'une humidité excessive, d'électricité statique ou d'un corps étranger. La nonocclusion d'une valve, ou son débranchement du tuyau annelé la reliant au patient, peut augmenter l'espace mort de plus de 500 ml, en l'occurrence de la capacité du tuyau annelé, et entraîner une réinhalation massive.
Avant l'anesthésie, la vérification du fonctionnement des valves unidirectionnelles se fait en enlevant le raccord en Y ou en T du circuit filtre et en ventilant séparément à travers le tuyau annelé inspiratoire et expiratoire. Avec le premier, l'utilisateur doit être capable d'inspirer mais non d'expirer, alors qu'avec le second, l'expiration doit être possible mais non pas l'inspiration. Cette modalité de contrôle est plus fiable que celle consistant à ventiler au niveau du segment patient du raccord en Y ou en T. Une vérification peut aussi être faite à l'aide d'un ballon [66].
Un sens unique de circulation des gaz peut aussi être assuré par un circulateur, petite turbine actionnée par un gaz comprimé, par la source de vide ou un moteur électrique. Elle assure non seulement une circulation constante et en sens unique du mélange gazeux dans le circuit filtre, mais en brassant continuellement le mélange gazeux, elle diminue aussi l'espace mort sous le masque, réduit les résistances à l'inspiration et augmente la température et la teneur en eau du mélange gazeux, par suite d'une meilleure utilisation de l'absorbant de CO2. Elle homogénéise le mélange dont la composition tend à devenir constante dans le circuit. De ce fait, la distinction entre segment inspiratoire et expiratoire devient obsolète. De plus, la constante de temps du circuit est diminuée. Le débit de la turbine doit générer un débit gazeux suffisant mais ne pas être excessif, au point de produire des turbulences et une pression positive, qui gêne l'expiration et augmente le débit de sortie de gaz au niveau d'éventuelles fuites.
Absorption de gaz carbonique Un absorbeur de CO2 équipe le circuit filtre, pour enlever le CO2 du mélange gazeux destiné à être réadministré et accessoirement fournir de la chaleur et de l'eau à ce mélange. L'absorbeur est un réservoir contenant des granules d'absorbant, au contact desquels le mélange gazeux qui le parcourt est épuré du CO2 qu'il contient [13].
Absorbants
L'absorbant qui capte le CO2 fonctionne sur le principe de la neutralisation d'un acide (l'acide carbonique, formé par l'hydratation du CO2) par une base (des hydroxydes alcalins). Les produits terminaux de la réaction sont un carbonate, de l'eau et de la chaleur.
L'absorbant se présente sous forme de granules irréguliers, de 3 à 6 mm de côté. Les granules de petite taille offrent une plus grande surface de réaction et constituent un meilleur écran au passage du CO2. La formation de canaux ou cheminées de circulation préférentielle du mélange gazeux est moindre. Par contre, ils augmentent les résistances et forment plus volontiers des agglomérats. L'absorbant utilisé est de la chaux sodée (" soda lime ") ou de la chaux barytée (" baralyme " ou " barium hydroxide lime ").
L'absorbant contient un indicateur coloré qui est un acide ou une base, dont la couleur change avec celui du pH au moment de la formation de sel. Le plus courant, le violet d'éthyle, vire au pourpre. L'indicateur informe sur le degré d'épuisement de l'absorbant, mais non sur le pourcentage de CO2 qui le traverse sans être absorbé. La valeur de l'information qu'il fournit est donc limitée. L'exposition à la lumière fluorescente peut inactiver l'indicateur [5].
La chaux sodée se compose d'environ 80 % d'hydroxyde de calcium, 4 % d'hydroxyde de sodium, 1 % d'hydroxyde de potassium et 15 % d'eau. L'hydroxyde de calcium constitue le noyau du granule, alors que l'hydroxyde de sodium et l'eau forment la croûte poreuse. Les granules subissent un traitement spécial (adjonction de silice et de " kieselguhr "), afin de les durcir et d'empêcher la formation de poudre. La chaux sodée est très alcaline et a un effet corrosif sur la peau et les muqueuses. Il faut donc empêcher la pénétration de sa poudre dans les voies aériennes.
Le processus d'absorption s'effectue en une suite de réactions de neutralisation, d'abord en surface, puis dans la profondeur du granule. La présence d'eau est indispensable, car les réactions chimiques mises en jeu par l'absorption du CO2 se déroulent en phase aqueuse : L'acide carbonique, résultant de l'hydratation du CO2, réagit avec les hydroxydes de sodium ou de potassium, faisant office de catalyseur, pour former des carbonates intermédiaires, de l'eau et de la chaleur (18 ml d'eau et 137 kcal par mole de CO2, c'est-àdire 22,41 de CO2 absorbés). Les carbonates intermédiaires réagissent ensuite avec l'hydroxyde de calcium, pour former du carbonate de calcium, ainsi que de l'hydroxyde de sodium ou de potassium.
La capacité d'absorption est d'environ 15 à 20 l de CO2/100 g de chaux sodée. Un kilo de chaux sodée convient à une utilisation continue d'environ 8 heures. Un changement de couleur de l'indicateur se produit déjà avant que cette limite ne soit atteinte. La chaux sodée est capable de se régénérer partiellement. La plus grande partie de l'eau formée est perdue par évaporation et au fur et à mesure de son épuisement, la chaux se dessèche et durcit du fait de la formation de CaCO3. L'humidité des gaz expirés ne suffit pas pour relancer le fonctionnement d'une chaux desséchée.
La chaux barytée contient 80 % d'hydroxyde de calcium, 20 % d'hydroxyde de baryum et un indicateur de pH coloré. Elle est plus stable que la chaux sodée et ne nécessite pas de durcisseurs. L'eau requise étant incluse dans l'hydroxyde de baryum, cette chaux fonctionne correctement même sèche. Elle absorbe environ 27 l de CO2/100 g d'absorbant.
Elle ne se régénère pas.
Les granules de chaux absorbent en surface une certaine quantité de gaz et vapeurs anesthésiques. Cette adsorption modifie la concentration des composants du mélange gazeux dans le système anesthésique : adsorption en début d'anesthésie, freinant la montée en concentration, adsorption aussi lors d'un changement de chaux sodée en cours d'entretien de l'anesthésie, libération en fin d'anesthésie, ralentissant la chute de concentration [51, 52, 60]. Elle intervient donc dans la cinétique des gaz et vapeurs dans le système, en l'occurrence sa constante de temps. Elle comporte aussi un risque d'hyperthermie maligne ou d'hépatite à l'halothane, si elle est réutilisée lors d'une anesthésie chez un sujet prédisposé [10].
La chaux dégrade partiellement certains anesthésiques halogénés, en formant des produits potentiellement toxiques. Cette dégradation est d'autant plus importante que la température de la chaux est plus élevée. Ainsi, la dégradation du trichloréthylène donne naissance à du dichloracétylène, spontanément combustible, explosif et toxique pour les nerfs crâniens, ainsi que du phosgène capable d'entraîner un SDRA. C'est pourquoi l'emploi de trichloréthylène contre-indique l'usage d'un absorbeur de CO2. L'halothane est dégradé en CF2CBrCl à raison de 5 ppm en 1 heure. Son seuil de toxicité est égal à 250 ppm. Le sévoflurane est dégradé lui aussi, mais sans entraîner d'effets notables apparents [74, 106].
Absorbeurs
Les absorbeurs, encore appelés canisters, bacs ou réservoirs, sont en métal, en matière plastique ou en verre. La matière plastique et le verre permettent d'observer l'aspect de l'absorbant. Le métal a l'avantage de mieux dissiper la chaleur et l'électricité statique.
Les absorbeurs ont habituellement une forme cylindrique. Un absorbeur de petit diamètre et de grande hauteur absorbe bien le CO2, mais oppose des résistances élevées. Un absorbeur de même capacité, mais de grand diamètre et de faible hauteur, n'oppose que de faibles résistances, mais absorbe mal le CO2.
Pour traverser l'absorbeur, les gaz empruntent préférentiellement les trajets de moindre résistance situés, le plus souvent, entre les granules et la paroi interne de l'absorbeur. A ce niveau, il peut en effet exister des trajets dépourvus de granules. Leur tassement y est moindre et l'espace intergranulaire plus important. Les gaz empruntant préférentiellement ces trajets, encore appelés couloirs, canaux ou cheminées, s'y écoulent plus rapidement, sans être correctement épurés en CO2. Ils évitent la portion centrale de l'absorbeur où les granules sont tassés plus fortement. La formation de tels canaux dépend de la conformation de l'absorbeur, de sa position, de la direction et de la vitesse du flux gazeux, ainsi que de la forme, de la taille et du tassement des granules.
Le dégagement de chaleur augmente la température dans l'absorbeur. Il est fonction de la fourniture de CO2, du débit de gaz frais, de la teneur en eau, du degré d'épuisement de l'absorbant, du matériau dont est fait l'absorbeur et des autres facteurs de dispersion de chaleur. Dans l'absorbeur d'un système va-et-vient la température peut atteindre 60 °C. Celle d'un absorbeur de circuit filtre dépasse rarement 40 à 45 °C, car la dispersion de chaleur y est mieux assurée. L'évolution de la température dans l'absorbeur est un meilleur indice de son pouvoir d'absorption que le virage de l'indicateur [109]. Elle est un indice imparfait dans la mesure où elle reste élevée au-delà du moment où l'absorbant est épuisé. Il est de même du changement de couleur des granules. Si les gaz expirés traversent l'absorbeur en passant préférentiellement le long de ses parois, le changement de couleur apparaît d'abord sur les granules périphériques, proches de la paroi, pouvant faire conclure à tort à l'épuisement de la chaux restante. Inversement, quand la majorité des gaz expirés passe le long de l'axe central de l'absorbeur, le changement de couleur apparaît tardivement en périphérie, après épuisement de presque toute la chaux sodée.
Dans le circuit filtre, l'absorbeur fonctionne en position verticale. Les gaz expirés traversent habituellement la chaux de bas en haut (fig. 18). Une paroi interne rugueuse et gaufrée ainsi que la présence de grilles à ressort tassant les granules empêchent la formation de canaux. L'absorption est améliorée par le recours à des baffles ou à deux absorbeurs en série, afin de recentrer le flux de gaz. L'absorbeur a généralement une grande capacité (" Jumbo absorber "). Une fois rempli de granules, il doit encore être en mesure d'accepter l'équivalent d'un volume courant, qui peut dépasser 1 l chez l'adulte. Un absorbeur d'une capacité de 2 l peut contenir 1 000 g de granules et 1 l de gaz, car le volume de granules et le volume gazeux intergranulaire représentent chacun environ 50 % du volume total. Il peut absorber plus de 100 l de CO2.
Quand l'absorbeur est situé sur le segment expiratoire du circuit, les gaz expirés pénètrent dans l'absorbeur pendant l'expiration et y restent jusqu'à l'expiration suivante. Cette circulation pulsatile assure un long temps de contact avec l'absorbant et une meilleure distribution des gaz dans l'espace intergranulaire.
Le changement de chaux sodée est effectué en fonction du virage de l'indicateur. C'est la couleur de l'indicateur, en fin et non en début d'utilisation qui importe, puisque le repos permet un retour partiel à la couleur initiale.
Montage du circuit filtre et fonctionnement
Les composants du circuit-filtre sont disposés en cercle. Ils constituent un système circulaire qui est le seul à mériter le terme de " circuit " (fig. 19). Les gaz circulent dans un seul sens, sauf dans le segment de raccordement au patient de la pièce en Y ou en T. Il existe de nombreuses modalités de montage respectif des constituants, chacune ayant des avantages et des inconvénients. Pour empêcher la réinhalation de CO2, le montage doit être tel que : une valve unidirectionnelle est placée entre le raccord patient et le ballon réservoir, sur le segment inspiratoire et le segment expiratoire ; l'entrée de gaz frais ne se situe pas entre la valve unidirectionnelle expiratoire et le raccord patient ; la valve d'échappement réglable ne se trouve pas entre le raccord patient et la valve unidirectionnelle inspiratoire [41].
Pour empêcher au maximum la perte de gaz frais, les valves unidirectionnelles, inspiratoire et expiratoire, doivent être situées près du raccord patient et la valve d'échappement réglable juste après la valve unidirectionnelle expiratoire, de façon à éliminer un maximum de gaz alvéolaire [53].
Au départ, le circuit filtre a été conçu pour la ventilation spontanée, relayée transitoirement par la ventilation assistée ou contrôlée manuellement en cas de besoin.
C'est pourquoi il offre des résistances minimes et sa compliance ne préoccupait pas ses utilisateurs puisqu'en ventilation spontanée elle n'intervient pas, par suite du faible gradient de pression dans le circuit. Il n'en est plus de même en ventilation automatique, avec des gradients de pression atteignant 25 à 30 cmH2O. La capacité et la distensibilité du circuit modifient alors les performances du ventilateur dans un sens péjoratif.
Quand le circuit filtre est actionné par un ventilateur, celui-ci remplace le ballon réservoir (fig. 20).
Circuit filtre pour enfant
En règle générale, on utilise un circuit filtre chez les enfants de poids dépassant 10 à 20 kg [96, 98]. Le calibre des tuyaux, du ballon et de l'absorbeur est plus faible et la pièce en Y comporte une cloison médiane destinée à réduire l'espace mort. Le " set anesthésique " de Ulm pour usage pédiatrique comporte des tuyaux rigides en latex armé, d'un diamètre intérieur de 10,5 mm [3].
Utilisation du circuit filtre avec de faibles débits de gaz frais
En fonction du débit d'alimentation en gaz frais, on distingue différents modes d'utilisation [101].
On appelle anesthésie à débit de gaz frais élevé, ou anesthésie en circuit semi-fermé, celle où ce débit est supérieur à environ 2 à 4 l·min-1 chez l'adulte (exemple : O2 1,5 l·min-1 et N2O 3 l·min-1) et inférieur ou égal à la ventilation-minute. Elle est essentiellement utilisée en début et en fin d'anesthésie. Elle ne nécessite en principe ni absorbeur de CO2, ni analyseur de gaz et de vapeur, compte tenu de la quasi-similitude de la composition du mélange de gaz frais et de celle du mélange circulant dans le circuit et administré au patient.
On appelle anesthésie à faible débit de gaz frais (" low flow anaesthesia "), ou anesthésie en circuit presque fermé, celle effectuée à l'aide d'un circuit filtre alimenté par un débit de gaz frais d'environ 1 à 3 l·min-1 (exemple : O2 0,5 l·min-1 et N2O 1 l·min-1, c'est-à-dire encore supérieur au volume des gaz " consommés " mais nettement inférieur à la ventilation-minute.
Dans ces deux premières éventualités, le système est excédentaire : l'entrée de gaz frais est supérieure à leur captation, d'où le nécessaire échappement de gaz excédentaires.
On appelle anesthésie en circuit complètement fermé ou à débit de gaz frais minimal (" minimal flow anaesthesia "), une anesthésie à débit de gaz frais d'environ 0,2 à 0,6 l·min-1 (exemple : O2 0,2 à 0,5 l·min-1 et N2O selon captation), correspondant à la captation de gaz par le patient et le système anesthésique, aucun gaz excédentaire n'étant éliminé par la valve d'échappement qui est fermée. Le système est en équilibre.
L'anesthésie à faible débit de gaz frais ou à débit de gaz frais minimal impose un certain nombre de contraintes concernant l'équipement et les modalités pratiques d'utilisation [73, 89, 111, 115].
Equipement
L'anesthésie à faible débit de gaz frais requiert un circuit-filtre étanche, y compris le point de jonction avec le patient (sonde endotrachéale). Il doit être relié à un système d'alimentation en gaz frais doté d'un débitmètre capable de délivrer avec une précision suffisante des débits d'O2 dans le domaine des 100 ml·min-1. Les vaporisateurs recommandés sont, soit des appareils de précision à bypass variable, capables de délivrer des concentrations de vapeur élevées et précises aux faibles débits de gaz frais, soit des vaporisateurs par injection d'anesthésique liquide ou de vapeur sous pression [72]. Dans la catégorie des ventilateurs à double circuit, le modèle à soufflet ascendant à l'expiration est recommandé dans la mesure où il est le plus adapté à la détection des fuites, qui se manifestent, en pareil cas par un affaissement progressif du soufflet.
La présence d'un analyseur d'O2 est indispensable, car plus le débit de gaz frais est faible, plus la FiO2 est inférieure à la concentration d'O2 du mélange de gaz frais pénétrant dans le système. La présence d'un capnographe est recommandée, car cet appareil permet de déceler une hypercapnie liée à un défaut du circuit. Un analyseur de vapeur est requis pour des raisons similaires, quand le débit de gaz frais passe en dessous de 2 l·min-1. Il est indispensable en cas d'anesthésie en circuit complètement fermé et/ou en cas de vaporisation par injection de liquide ou de vapeur sous pression.
Anesthésie à très faible débit de gaz frais
Technique d'utilisation
Elle comporte des éléments particuliers lors de l'induction, l'entretien et la fin d'anesthésie [2, 8, 32, 45, 89].
Induction
L'induction de l'anesthésie est débutée par un débit de gaz frais élevé, si elle comporte
l'apport de N2O. En effet, avec un faible débit d'emblée, l'élimination pulmonaire de l'azote dans le système, c'est-à-dire la dénitrogénation, dilue tous les autres gaz, en particulier l'O2 et le N2O, ce qui entraîne un risque d'hypoxie et freine l'approfondissement de l'anesthésie. Par ailleurs, avec un faible débit de gaz frais, seul un vaporisateur par injection d'anesthésique liquide ou de vapeur sous pression permettrait une augmentation suffisamment rapide de la concentration de vapeur anesthésique inspirée. L'induction avec un débit de gaz frais élevé permet une dénitrogénation accélérée et une montée rapide de la concentration de vapeur anesthésique inhalée. En début d'anesthésie, quand la captation de N2O dépasse celle d'O2, la FiO2 est d'autant plus supérieure à la concentration d'O2 dans le mélange de gaz frais que le débit de celui-ci plus faible. Pour la FiN2O la situation inverse s'observe. Pendant l'induction, les gaz expirés contiennent beaucoup moins d'anesthésique par inhalation que les gaz inspirés. Ainsi, avec un débit de gaz frais captation de vapeur anesthésique diminue, la différence entre concentrations inspirée et expirée tend à s'atténuer. En fin d'anesthésie, quand l'administration de vapeur est arrêtée, le gradient s'inverse et la concentration expirée dépasse celle qui est inspirée (cf. " Surveillance de l'appareil d'anesthésie " fascicule 36-100-B-60).
La dénitrogénation et la captation d'anesthésiques par inhalation une fois terminées, la
phase d'entretien débute.
Entretien
En début de phase d'entretien, le débit de gaz frais est diminué. A l'extrême, le débit est réduit de façon à ne compenser que les gaz perdus par consommation et fuite.
Pendant la phase d'entretien, il convient de contrôler la FiO2, la profondeur de l'anesthésie et la constance du volume des gaz contenus dans le circuit. La première est régulée par le débit d'entrée d'O2, la seconde par celle de N2O et/ou de vapeur anesthésique et la dernière par l'apport d'O2 et de N2O ou d'air. La constance de volume du circuit est surveillée en fonction du type de ventilateur (régime des pressions et changement de volume du dispositif d'insufflation du ventilateur).
Si, en cours de la phase d'entretien, des changements rapides de la concentration de l'un ou l'autre des composants du mélange gazeux sont requis, il est nécessaire de revenir transitoirement à un débit de gaz frais élevé. Il en est ainsi lors d'un changement subit de la profondeur de l'anesthésie, d'une hypoxie ou de tout autre incident imprévu susceptible de se répercuter sur les fonctions vitales.
Au cours de la phase d'entretien, il convient aussi de purger toutes les 30 à 60 min le circuit, pour éliminer l'azote, l'oxyde de carbone, le méthane et d'autres gaz qui s'y accumulent progressivement.
Fin d'anesthésie
Le réveil postanesthésique est obtenu par un retour à un débit de gaz frais élevé, de façon à accélérer l'élimination du N2O et/ou de la vapeur anesthésique. Quand le N2O est éliminé dans l'air alvéolaire, la FiO2 est d'autant plus inférieure à la concentration d'O2 dans le mélange de gaz frais que le débit de celui-ci est plus faible. En définitive, si, en début d'anesthésie, il est difficile d'atteindre des FiN2O élevées avec les faibles débits de gaz frais, en cours et en fin d'anesthésie par contre, le risque d'administrer un mélange hypoxique est accru. Ce risque est diminué par la réinhalation et une grande constante de temps. Il n'existe pas en l'absence d'utilisation de N2O ou de desflurane qui a une cinétique voisine.
Le maintien d'un débit de gaz frais réduit, en arrêtant simplement l'admission de N2O et/ou de vapeur anesthésique, peut donner lieu à un réveil retardé, à moins d'effectuer cet arrêt déjà en cours d'intervention, ce qui requiert une bonne expérience, de façon à ne pas obtenir un réveil prématuré. On peut aussi introduire dans le circuit une cartouche de charbon activé, absorbant rapidement l'anesthésique halogéné. Mais celle-ci ne retient pas le N2O [9, 43, 70].
Avantages et inconvénients
Le circuit filtre a des avantages et des inconvénients.
Avantages
Ils sont d'autant plus nets que le débit de gaz frais qui l'alimente est faible.
L'économie de N2O et d'anesthésique halogéné est d'autant plus significative que l'anesthésie dure plus longtemps ; en effet, il n'y a pas de bénéfice en début et en fin d'anesthésie qui requièrent des débits de gaz frais élevés ; l'économie réalisée par le passage d'un faible débit de gaz frais à un débit de gaz très faible est négligeable, par rapport aux problèmes nouveaux soulevés par ce passage et la nécessité de recourir à un analyseur de concentration de vapeur ; la mise en place d'un échangeur de vapeur anesthésique à zéolithe à la jonction circuit-patient, permettrait d'augmenter l'économie [108].
La réduction de la pollution est proportionnelle à celle du débit de gaz frais ; elle sous entend aussi l'étanchéité de la jonction circuit-patient, la réinjection dans le système de l'échantillon de gaz prélevé par les moniteurs de type aspiratif et le recours à une clé de remplissage du vaporisateur.
Le réchauffement et l'humidification du mélange gazeux administré sont d'autant plus réels que l'absorbeur est situé sur le segment inspiratoire, à proximité du patient, que le débit de gaz frais est plus faible et que l'anesthésie est prolongée.
Par suite de l'homogénéité relative du mélange gazeux dans le segment inspiratoire et de la constance de sa composition, la FiO2 peut être monitorée avec un analyseur d'O2 à réponse lente, moins coûteux qu'un analyseur à réponse rapide.
Le circuit filtre élargit les possibilités de monitoring du patient en permettant de mesurer les paramètres suivants : VO2 et VCO2 (activité métabolique), Qc, cinétique des anesthésiques par inhalation.
C'est un stimulant pour l'autoformation.
Inconvénients
Ils sont nombreux, mais pèsent moins lourd que les avantages.
C'est un système anesthésique complexe, encombrant et d'un coût élevé. Cette complexité est cause de pannes, de fuites, de débranchement (il existe environ 10 connexions) et d'obstruction, imposant la présence de dispositifs pour les reconnaître (moniteurs).
Le circuit doit être alimenté par des débitmètres et des vaporisateurs précis aux faibles débits de gaz et, pour les derniers, capables de délivrer des concentrations de vapeur élevées.
La constante de temps étant élevée, la composition du mélange gazeux délivré par le système change lentement par rapport à celle du mélange de gaz frais.
Plus les gaz frais sont délivrés à faible débit, plus la composition du mélange gazeux administré en diffère et impose le recours à des analyseurs d'O2 et de vapeur
anesthésique.
La compliance élevée, donc la fraction non négligeable de volume courant perdu lors de la ventilation contrôlée, fait que ce type de circuit ne convient pas aux sujets nécessitant de fortes pressions d'insufflation.
Le recours à l'anesthésie à très faible débit de gaz frais impose une formation adéquate. Le leitmotiv des adversaires de ce type d'anesthésie, avant la période actuelle, n'était-il pas : " circuit fermé = tombeau ouvert " !
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