Généralités techniques sur le monitorage intravasculaire

• Suivi en continu de l’éjection du VG et de l’hémodynamique systémique ; 
• Dépulsation de la pression en CEC ; 
• Echantillonnage sanguin : gazométries, glycémies, etc.

• Une onde de pression est constituée d'une série complexe d'ondes oscillatoires qui sont des multiples (harmoniques) d'une fréquence de base (fréquence cardiaque, 1-2 Hz). On admet généralement que l'information essentielle concernant une courbe de pression est contenue dans les dix premières harmoniques qui entrent dans la configuration de cette courbe (2 à 20 Hz); elles représentent la fréquence d'entrée du système. 
• La fréquence de réponse du transducteur : le transducteur transforme les oscillations de pression en oscillations électriques ; le rapport entre l’amplitude de sortie et l’amplitude d’entrée de ces oscillations est la fréquence de réponse. La fréquence à laquelle celle-ci est la plus élevée est la fréquence naturelle du transducteur. Les variations cycliques de la pression ont des composantes rapides (dicrotisme aortique, par exemple) ou lente (pression veineuse). Le système doit répondre adéquatement à ces variations ; ceci implique une plage de réponse allant de 0.5 à 20 Hz. La fréquence d'échantillonnage est de plusieurs centaines de Hz.
• La fréquence de résonance : toute substance résonne à un signal pulsé, et de ce fait l'amplifie ; cette fréquence est directement proportionnelle au diamètre du tube, et inversement proportionnelle à sa longueur, à sa compliance, et à la densité du fluide. Pour reproduire adéquatement une onde de pression sans distorsion, la fréquence de résonance et la fréquence naturelle du système doivent être sensiblement différentes de la fréquence d'entrée. Si elles sont trop voisines, la réponse est amplifiée ; dans ce cas, son amplitude excessive doit être amortie. 
• Tout système est amorti par des frictions internes. La présence d’air ou de sang dans la tubulure amortit la transmission, de même qu’une trop grande souplesse ou une trop grande longueur de la tuyauterie. Le coefficient d’amortissement représente la dissipation d'énergie du système : lorsqu’il est trop élevé (> 0.6), la courbe est amortie, la pression systolique lue est trop basse, la diastolique trop haute et seule la pression moyenne est fiable. Si le coefficient est trop bas (< 0.4), la courbe présente des oscillations excessives, la pression systolique est artificiellement surélevée et la diastolique abaissée ; ceci est d'autant plus marqué que la fréquence de base (fréquence cardiaque) est élevée. Le coefficient optimal se situe entre 0.4 et 0.6. 
• L'adéquation du système peut s'évaluer par le test de l’onde carrée : un coup de rinçage (pression environ 300 mmHg) donne sur l’écran une image rectangulaire qui atteint le bord supérieur de l’écran. Lorsqu’on la relâche, la pression retourne à la ligne de base avec quelques oscillations ; celles-ci sont séparées entre elles par une distance qui reflète la fréquence de réponse ; leur amplitude est inversement proportionnelle au degré d’amortissement. Un système trop amorti retourne directement à la ligne de base sans oscillations, alors qu'un système trop peu amorti a de nombreuses et amples oscillations secondaires. Cette dernière situation se rencontre fréquemment sur les lignes de voie centrale ou de pression pulmonaire et donne un aspect crénelé à la courbe ; on peut lisser celle-ci en injectant un minime volume d’air (0.1-0.3 mL) dans la tubulure qui relie à l'artère pulmonaire (Figure 6.4). 

• Le système ne mesure que des différences de pression entre l’extrémité du cathéter et le milieu ambiant, à savoir la pression atmosphérique que l’on considère comme référence zéro. Avant toute mesure, il faut donc que le moniteur soit équilibré à cette pression en ouvrant un robinet  du système à l’air et en indiquant au moniteur qu’il s’agit de la valeur zéro. Alors qu’il est important que ce robinet soit bien au niveau du capteur, la hauteur du système lui-même est sans importance, vu le peu de différence dans la pression atmosphérique entre le plancher et le plafond d’une pièce. Le zéro peut dériver par modifications des propriétés électriques du transducteur, par exemple lorsque la température ambiante change ; il doit être régulièrement contrôlé au cours d'une intervention.
• Le capteur, ou transducteur, consiste en une membrane qui est déformée par les variations de pression. Les distorsions de ce diaphragme semi-conducteur produisent une modifications proportionnelle de résistance dans un circuit électrique constitué d'un pont de Wheatstone; le changement de courant électrique est directement proportionnel au changement de pression.
• Le niveau de référence du capteur est choisi en général sur la ligne médioaxillaire au quatrième espace intercostal sur un malade couché à plat (niveau de l'OG). En position de Trendelenburg, le capteur fixé vers la tête du patient est plus bas que le niveau du coeur; la pression lue est alors artificiellement augmentée (une distance verticale de 10 cm correspond à 7.35 mmHg).
• La perméabilité du cathéter est maintenue par un rinçage cristalloïde continu de 2-4 mL/heure sous pression (≥ 200 mmHg) et sans héparine.
• L'amplification du tracé à l'écran doit être satisfaisante pour tirer tous les bénéfices de l'image analogique de la courbe (voir Analyse de la courbe artérielle). L'échelle doit être adaptée à la pression du malade, l'affichage élargi en combinant plusieurs canaux, et le réglage maintenu sur manuel pour pouvoir analyser les modifications d'amplitude (le réglage automatique assure une amplitude maximale constante).
   

1. ESPER SA, PINSKY MR. Arterial waveform analysis. Best Pract Res Clin Anaesthesiol 2014; 28:363-80
2. SCHWARZENBERGER J, THYS DM. Monitoring. In: THYS DM, ed. Textbook of cardiothoracic anesthesiology. New York, McGraw Hill Co, 2001, pp 316-353