Texte intégral de l'article
 
  Version imprimable

40 ans de gazométrie sanguine et autres analytes de l’urgence


Annales de Biologie Clinique. Volume 58, Numéro 2, 131-40, Mars - Avril 2000, Histoire de la biologie clinique


Résumé   Summary  

Auteur(s) : J.-F. Mollard, AVL Instruments Médicaux, BP 76, 95612 Cergy-Pontoise cedex.

Résumé : A travers son expérience personnelle, l’auteur rappelle les techniques de mesure des gaz du sang et des autres analytes de l’urgence disponibles à la fin des années 1950 et passe en revue leur évolution jusqu’à ce jour. L’oxymétrie de pouls fait l’objet d’une mention particulière.

Mots-clés : Gaz du sang – Electrolytes – Oxymétrie de pouls

ARTICLE

À Pierre Drutel, Pierre Magnin, Jean-Jacques Pocidalo et Marie-Claude Blayo qui m'ont beaucoup appris de par la qualité de leur enseignement et leur conception des rapports humains.

Arrivé au terme d'une carrière presque exclusivement vouée à la gazométrie sanguine et aux analytes de l'urgence, je remercie le comité de rédaction des ABC de m'avoir demandé d'en retracer l'évolution depuis 40 ans et d'en établir un bilan provisoire à la veille du troisième millénaire. Afin d'alléger le texte qui suit, nous entendrons généralement par « gaz du sang » : pH, PCO2 et PO2.

L'état des lieux en 1960

Lors de l'ouverture, en 1958, du premier Département de réanimation chirurgicale de l'Assistance Publique de Paris (service du Pr J. Baumann, hôpital Beaujon à Clichy), nous nous sommes trouvé « responsable » d'un laboratoire des urgences, dépendant du laboratoire d'exploration fonctionnelle respiratoire du service. Nous ne possédions pas de compétence particulière dans ce domaine, mais le manque d'enthousiasme des autres collègues, médecins ou étudiants, peu intéressés qu'ils étaient par une discipline jugée par eux comme mineure et relevant plus du domaine de la pharmacie que de celui de la médecine, avait plus que réduit le nombre de candidatures. Le laboratoire central de l'hôpital était situé neuf étages plus bas, les ascenseurs laissaient à désirer, le système de tubes pneumatiques (mais oui !) avait été saboté, certaines précautions pré-analytiques à respecter (transport...) étaient déjà connues et plusieurs des techniques que nous utilisions relevaient plus du domaine de la recherche que de celui de la routine.

On ne parlait pas alors d'analyse délocalisée, mais, compte tenu des circonstances et des situations géographiques respectives, cet adjectif aurait parfaitement pu s'appliquer à notre activité. Par analogie avec d'autres (nombreux) exemples de l'époque, on parlait en fait de « laboratoire de service ».

Nous disposions à l'origine de deux appareils manométriques de van Slyke pour la mesure du contenu en CO2 et en O2 du sang, d'un pH-mètre « pH3 » Radiometer avec une chaîne d'électrodes enfermée dans une étuve à 37 °C avec sas, d'un oxymètre de Brinkman (in vitro, in vivo, transcutané), d'un appareil de mesure de PO2 et PCO2 selon Riley, d'un appareil de mesure de résistivité du sang, d'une batterie de fioles emplies de solutions de sulfate de cuivre pour mesurer la densité du sang, d'un photomètre de flamme (Na/K/Ca) et d'un appareillage de Conway destiné au dosage du lactate par microdiffusion.

Nous avions comme « bible » l'ouvrage du Pr Hamburger [1] et comme modèle (unique et pour cause !) le laboratoire de J.-J. Pocidalo au sein de l'unité de recherches de réanimation respiratoire à l'hôpital Claude-Bernard.

Suite à l'ouverture du service, cet équipement fut rapidement complété par un pH-mètre « pH4 » Radiometer, un analyseur de pH, PCO2, PO2 d'Eschweiler avec double tonomètre de Laue et lecteur à méthode d'opposition, un analyseur des gaz selon Scholander, un oxymètre double (in vitro et à pièce d'oreille) de Hartmann et Braun, et un capnographe Godart pour le dosage du CO2 dans l'air expiré (volumineux mais « à roulettes » et pouvant donc être utilisé au lit du malade...).

Nous étions donc fort bien équipés pour l'époque, mais nombre de ces matériels étaient délicats et difficiles à utiliser. À titre d'exemple, les électrodes de PCO2 et PO2 (en verre) devaient évidemment être remembranées. Un remembranage demandait au moins 20 min à un technicien expérimenté. L'électrode devait ensuite « mûrir » pendant 24 à 48 h avant de pouvoir être utilisée (d'où la nécessité de disposer en permanence de deux jeux). Une quinzaine de minutes étaient nécessaires pour bien nettoyer un van Slyke entre deux mesures. Nous vérifiions la composition de tous les mélanges gazeux de calibrage à l'aide de l'appareil de Scholander (méthode chimique, excellente mais fastidieuse). Le dosage du lactate par microdiffusion demandait plus de deux heures, etc.

Avec cet équipement, nous étions capable de rendre, très correctement mais dans des conditions difficiles, pH, PCO2 et PO2, Na+ et K+, lactatémie, saturation en O2 (invasive et non invasive), contenu en CO2 et en O2, densité du sang et CO2 expiré (réglage des respirateurs).

L'évolution

Les gaz du sang

* Les appareils

En décembre 1958 [2], Astrup présente à Londres, lors d'un symposium Ciba consacré à la mesure du pH et des gaz du sang, son appareil permettant la mesure du pH « actuel » (« vrai ») d'un spécimen et celle du pH après équilibration de ce même spécimen avec deux mélanges gazeux de PCO2 connues (méthode d'interpolation). Ce matériel, commercialisé par Radiometer, connaît un vif succès en France. Un peu plus tard, le constructeur y ajoute un module séparé pour la mesure de la PO2 avec une électrode type Clark.

Lors du même symposium, Yellow Springs Instruments Co présente de son côté un prototype commercial d'un bain thermostabilisé contenant une électrode de PCO2 et une électrode de PO2 avec leurs chambres de mesure. Un appareil de ce type, complété d'un module de lecture adéquat, puis d'une chaîne de mesure de pH, est commercialisé en France à partir de 1964 (Instrumentation Laboratory).

Parallèlement, la société allemande Eschweiler propose depuis 1958 un appareillage complet de mesure de pH, PCO2 et PO2, reposant sur les travaux de Gleichman et Lübbers [3], d'abord avec deux lignes de mesure séparées (PCO2/PO2 - pH), puis avec une seule ligne de mesure (en verre). Elles sont immergées dans un bain thermostabilisé à 37 °C contenant également deux unités de tonométrie selon Laue. Celles-ci, couplées à un jeu de quatre bouteilles de mélanges gazeux, permettent d'effectuer un contrôle de qualité mais surtout d'ajuster le calibrage de la chaîne de mesure de PO2, la réponse de l'électrode de PO2 étant à l'époque différente en phase gazeuse et en phase sanguine (facteur gaz/sang). Il est intéressant de noter qu'aucune mention de ces travaux et de cet appareil n'est faite dans le passionnant ouvrage d'Astrup et Severinghaus consacré à l'histoire des gaz du sang [2].

Il paraît indiscutable que le premier analyseur complet commercialisé soit celui d'Eschweiler. Sa qualité analytique est irréprochable, mais sa complexité d'emploi, malgré les progrès réalisés (miniaturisation des électrodes, galvanomètre à mesure directe) en limite considérablement la diffusion, au profit de Radiometer et d'Instrumentation Laboratory.

Entre 1960 et 1970 les fabricants s'ingénient tour à tour à simplifier et à miniaturiser leurs analyseurs, malheureusement au prix d'une certaine détérioration de la qualité des résultats [4].

Dans les années qui suivent, l'effort est porté sur l'automatisation, puis sur l'informatisation. De nouveaux constructeurs apparaissent. L'analyseur des gaz du sang peut être interconnecté à un CO-oxymètre et/ou à un analyseur d'électrolytes. En même temps on revient à certaines notions initiales et essentielles entre temps négligées, afin d'améliorer la qualité des résultats.

Enfin, au cours des 10 dernières années, l'évolution des microprocesseurs, les exigences légales de contrôle puis d'assurance de qualité, la redécouverte de l'analyse délocalisée, la demande d'une plus grande praticabilité, la nécessité de répondre aux besoins d'un marché mondial conduisent à la création d'analyseurs combinés, intégrant, sous une même carrosserie et avec une entrée unique de spécimen, la gazométrie sanguine, la CO-oxymétrie, le dosage des électrolytes, celui de certains substrats de l'urgence. Les bouteilles de gaz de calibrage commencent à disparaître au profit d'un calibrage en phase liquide, introduit pour la première fois sur l'ABL1 de Radiometer, abandonné puis réintroduit par Mallinckrodt en 1989 et, sous une forme originale, par AVL en 1995. La gestion des résultats de patients, du contrôle de qualité, des opérations de maintenance est intégrée ou peut être facilement envoyée vers un ordinateur externe. Certains proposent des modules de contrôle de qualité automatique et des systèmes de surveillance/contrôle à distance des appareils.

Parallèlement, un concept d'appareils utilisant des cartouches jetables contenant électrodes, réactifs et réceptacle de déchets se développe. Afin de mieux adapter de tels analyseurs aux besoins, on propose même des systèmes où cartouches d'électrodes et cartouches de réactifs sont séparées.

Enfin une nouvelle génération d'appareils portables ou portatifs (hand-held) apparaît pour répondre à certains besoins de l'analyse délocalisée. Elle utilise des cartouches unitaires jetables, facilitant l'emploi et éliminant pratiquement toute maintenance, avec une technologie de mesure classique, par électrodes miniaturisées, ou révolutionnaire (optodes) [5-9].

Les optodes ou optrodes (optical electrodes) sont un terme impropre (il ne s'agit pas réellement d'électrodes) qui désigne des senseurs composés essentiellement d'un matériel colorant spécifiquement sensible à tel ou tel analyte et séparé du milieu à mesurer par une membrane appropriée. Ils sont enchâssés dans une cartouche de mesure jetable. La molécule de colorant voit sa luminescence varier en fonction du pH (par exemple). Le lecteur est un fluorimètre. Ainsi l'AVL Opti CCA est un fluorimètre à 6 canaux permettant la mesure du pH, des gaz du sang et des électrolytes.

* La régulation acido-basique

Dans les années 1950, lorsque l'on disposait (d'une manière ou d'une autre) de deux des trois valeurs classiques de l'équation d'Henderson-Hasselbalch, on utilisait celle-ci pour calculer la troisième, considérant que la connaissance du pH, de la PCO2 et de la concentration en bicarbonate suffit pour évaluer correctement l'état acido-basique d'un patient. Plusieurs auteurs s'ingénièrent à développer des abaques, des nomogrammes, des règles à calcul afin de déterminer facilement la PCO2 à partir des mesures de pH et de [HCO3-], puis, dès que l'électrode de Severinghaus s'avéra fiable, de déterminer facilement [HCO3-] à partir du pH et de la PCO2.

En 1960, l'école danoise [10, 11], très en avance en Europe dans ce domaine suite à l'épidémie de poliomyélite de 1952-1953, introduisit le concept d'excès de bases, estimant que cette donnée caractérisait mieux la composante métabolique de l'équilibre acide-base que la valeur de [HCO3-]. En outre, une formule, proposée par Astrup, permettait de quantifier la thérapeutique médicamenteuse à mettre en œuvre face à une acidose métabolique.

Il n'est pas question ici d'aborder les aspects théoriques et pratiques des deux approches, mais cette controverse prit alors de telles proportions qu'il fut nécessaire d'organiser, en novembre 1964, une grande conférence sous les auspices de l'Académie des Sciences de New York. Dédiée en principe aux « Concepts actuels de la mesure de l'état acido-basique » [12], elle visait en fait à tenter de mettre fin à ce que l'on appelait alors le « grand débat acide-base transatlantique ».

La notion d'excès de bases et, à un degré moindre, des autres valeurs liées (EB des liquides extracellulaires, bases tampons) connaît à l'époque un certain succès en France, en particulier en réanimation néonatale. Elle a perdu aujourd'hui beaucoup de sa popularité.

* Oxygénation et CO-oxymétrie

À partir du début des années 1960, l'enthousiasme suscité par l'accès facile à la PO2 grâce à l'électrode de Clark relègue progressivement les oxymètres simples, in vitro, au second plan, d'autant que dès 1958 [13] ce même auteur publie un nomogramme permettant de calculer la saturation à partir de la PO2 (courbe de dissociation de l'oxyhémoglobine standard) en tenant compte de la température et du pH. Ce travail est complété par celui de Kelman et Nunn [14] qui, en outre, tiennent compte de l'excès de bases, puis à nouveau par Severinghaus [15] qui conçoit une règle à calcul, facile à utiliser. En 1979, il propose une formule [16] que tous les fabricants s'empressent de mémoriser dans leurs appareils dès que la technologie le leur permet, bien que dès 1972 Shappell et Lenfant [17] aient attiré l'attention sur le risque de danger d'une telle approche. Ce type de formule est toujours utilisé sur les analyseurs des gaz du sang mesurant uniquement pH, PCO2 et PO2.

Parallèlement, on sait depuis 1967 [18, 19] que la concentration intra-érythrocytaire en 2,3-diphosphoglycérate (2,3-DPG) influe, elle aussi, sur la courbe de dissociation de l'oxyhémoglobine, ainsi d'ailleurs (depuis 1943 ! [20]) que le taux de COHb (en dehors de la déplétion en Hb fonctionnelle entraînée par la présence de CO) et, peut-être, la force ionique du milieu.

En d'autres termes, le calcul de la saturation tel que décrit ci-dessus ne tient pas compte d'anomalies possibles au niveau d'autres paramètres que T°, pH et PCO2. Ces paramètres ne sont pas mesurables par un analyseur des gaz du sang simple.

C'est seulement au cours des dix dernières années, grâce au développement (enfin !) de la CO-oxymétrie, que l'on calcule la saturation fonctionnelle comme on aurait toujours dû le faire (SO2 = O2Hb/O2Hb + HHb).

Il est heureux que la pathologie du 2,3-DPG et les intoxications oxycarbonées soient relativement rares (ou connues). Dans ce domaine en tout cas la qualité globale des résultats de saturation obtenus par l'ancien calcul a plutôt régressé pendant 30 ans par rapport à ceux fournis par une bonne oxymétrie in vitro.

Conscient des insuffisances de la seule PO2 pour évaluer l'oxygénation et pressentant la disparition progressive des oxymètres simples, Instrumentation Laboratory développe et commercialise en 1967 [21] (plus de dix ans avant son premier concurrent) le premier oxymètre pour la mesure combinée de tHb, O2Hb et COHb. Des abaques fournies avec l'appareil permettent de calculer saturation et contenu en oxygène. Cet analyseur est tout naturellement appelé CO-oxymètre (IL182). La mesure s'effectue sur sang total hémolysé. La technologie électronique et optique de l'époque, ainsi que le prix élevé du 182, ne lui permettent malheureusement pas de rencontrer tout le succès souhaitable et d'en faire rapidement le complément naturel d'un analyseur des gaz du sang pour l'exploration de l'oxygénation. En outre, l'interférence de l'hémoglobine fœtale [22] (alors non connue) sur les valeurs de COHb lui donne une fausse réputation d'appareil inexact. Pour diverses autres raisons, les cliniciens ne sont pas immédiatement convaincus de l'intérêt de cette technologie. Il faudra attendre plus de 20 ans pour qu'elle soit définitivement reconnue et pour que le CO-oxymètre (le nom propre est devenu commun) soit associé à, puis intégré dans les automates de gazométrie sanguine.

En 1992, la société Avox [23] propose pour cette même application une technique de spectrophotométrie de réflectance, sans hémolyse, avec des cuvettes jetables.

Outre son très grand intérêt pour le calcul correct de la saturation, le CO-oxymètre est le seul appareil capable de mesurer directement la fraction d'hémoglobine réellement oxygénée et donc de calculer correctement le contenu en oxygène du sang alors qu'il n'existe plus à ce jour d'appareil de mesure directe du contenu (Lex-O2-con).

Enfin, et bien entendu, le CO-oxymètre, permettant maintenant la mesure de MetHb et de SulfHb, trouve largement sa place au laboratoire de biochimie et de toxicologie.

La P50, marqueur de l'affinité hémoglobine/oxygène, a été très « à la mode » dans les années 1970, à la suite des premiers travaux concernant le 2,3-DPG. Trois appareils au moins avaient été conçus pour sa détermination ou plutôt pour celle de la courbe de dissociation de l'oxyhémoglobine. La complexité du meilleur d'entre eux (DCA1 Radiometer) liée à un marché potentiel relativement limité a entraîné leur disparition progressive. La P50 n'est à ce jour plus guère évaluée que dans des laboratoires spécialisés dans l'étude de l'hémoglobine ou de substituts, bien que plusieurs automates proposent cet analyte dans leur programme de valeurs calculées.

* Correction en fonction de la température

Ce problème, un des « serpents de mer » de la gazométrie sanguine, a donné lieu à de très nombreuses controverses et fut l'objet, il y a environ 25 ans à l'hôpital Saint-Joseph de Paris, d'un colloque animé où certains participants avaient même été près d'en venir aux mains... Le manque total de justification physiopathologique d'une « correction » qui n'en est pas une (on ne corrige en principe que ce qui est incorrect...), joint aux dangers potentiels d'une telle expression, n'est plus à discuter. Certains cliniciens ne sont toujours pas convaincus, mais comme tous les appareils modernes peuvent exprimer les résultats simultanément à 37 °C et à n'importe quelle autre température, ce problème n'en est plus un en pratique.

* Mesures transcutanées de PO2 et PCO2 (tcPO2, tcPCO2)

Apparue depuis 30 ans (tcPO2 : 1969 [24], tcPCO2 : 1973 [25], cette technologie met en œuvre des électrodes de même type que celles utilisées in vitro mais bien entendu modifiées pour pouvoir être installées facilement sur la peau et chauffées pour provoquer la vasodilatation locale nécessaire. Les résultats obtenus traduisent en fait l'efficacité de l'apport d'oxygène et de l'élimination du CO2 au niveau de la peau chauffée, ce qui ne correspond pas forcément à PaO2 et à PaCO2, « l'élément perturbateur » essentiel étant le débit sanguin local. Un grand nombre de publications ont été consacrées à des études comparatives et on est maintenant arrivé à un consensus officieux sur ce point : les limitations anatomiques et physiologiques inhérentes à la méthode restreignent malheureusement son utilisation (tcPO2 surtout) à l'estimation des valeurs des gaz chez le nouveau-né. Des électrodes combinées (tcPO2/tcPCO2) ont été développées pour faciliter leur mise en place (et leur déplacement nécessaire à intervalles réguliers). Quelques tentatives ont été faites également pour la mesure de la PO2 de la conjonctive. Elles n'ont pas été convaincantes.

Par ailleurs, le développement de l'oxymétrie de pouls a pratiquement éliminé l'utilisation de tcPO2 chez l'adulte [26]. Enfin, l'absence d'une électrode transcutanée de pH a limité l'usage de tcPCO2, une évaluation correcte de l'état acido-basique étant évidemment impossible.

Les électrolytes

Le dosage des électrolytes est un exemple frappant d'une avancée technologique remarquable couplée à un échec retentissant au niveau des cliniciens.

À la fin des années 1950, sodium, potassium et, dans une certaine mesure, calcium sont mesurables par photométrie de flamme, avec des appareils à réponse non linéaire obligeant, si l'on désire une bonne exactitude, à cibler progressivement le calibrage de part et d'autre de la valeur présumée, pour l'obtenir enfin par interpolation.

En 1962, un grand pas en avant est franchi dans ce domaine grâce au développement et à la commercialisation par Instrumentation Laboratory du photomètre de flamme IL143, à étalon interne de lithium. Il fournit une réponse linéaire pour Na+ et K+ sur une très large gamme de mesure. Il est complété un peu plus tard par un dilueur automatique. Cet excellent outil évolue au cours des années. Une adaptation particulière permet le dosage du lithium en utilisant alors le potassium comme étalon interne. Ce photomètre, utilisé par plusieurs générations de biologistes, présente les seuls inconvénients d'un programme analytique limité, mais surtout de la nécessité d'une flamme au propane (gaz que les laboratoires et les services de sécurité n'apprécient guère). Sa structure et sa méthodologie de fonctionnement ne lui permettent pas, en dépit de quelques expériences heureuses (Vickers, American Monitor) d'être facilement intégré dans les analyseurs multiparamétriques de biochimie qui font progressivement leur apparition. Enfin, la détermination est impossible sur sang total et nécessite une centrifugation préalable du spécimen, d'où une perte de temps, des risques d'erreurs et l'impossibilité de couplage aux gaz du sang.

Les progrès accomplis dans le développement de l'électrode sélective à membrane de verre pour le sodium [27, 28] et de celui de l'électrode sélective à membrane de valinomycine pour le potassium [29] permettent, dès les années 1975, de disposer d'appareils à électrodes pour le dosage de ces analytes sur plasma dilué (ce que l'on appellera plus tard « potentiométrie indirecte »). Des modules sont développés pour être insérés dans les analyseurs multiparamétriques. Dès lors « la flamme commence à s'éteindre », mais le problème de la centrifugation demeure.

En 1976, Orion [30] semble être la première société à proposer un analyseur (SS/30) permettant le dosage simultané de Na+ et K+ sur sang total. Elle est rapidement suivie en 1979 par Nova [31], puis par de nombreux autres fabricants.

Les mesures comparatives effectuées par photométrie de flamme d'une part et par potentiométrie directe (sans dilution) d'autre part mettent rapidement en évidence des différences significatives liées essentiellement au fait que l'on ne mesure pas la même chose, ou du moins que l'on mesure les concentrations en Na+ et K+ dans un volume donné de plasma d'une part et dans un volume donné d'eau plasmatique d'autre part. Comme 100 ml de plasma ne contiennent en moyenne que 93 ml d'eau plasmatique chez un sujet normal, il est absolument logique d'observer un biais. (Dès 1969 [32] Waugh avait insisté sur l'importance de rapporter les concentrations en sodium au litre d'eau plasmatique et non au litre de plasma pour évaluer correctement une hyponatrémie.)

Certains « champions » de cette méthodologie et les constructeurs [33, 34] proposent d'établir une nouvelle échelle de valeurs normales pour cette technologie, avec des cibles respectivement à 150,5 mmol/l pour [Na+] et 4,2 mmol/l pour [K+]. De nombreuses publications, dont quelques-unes seulement sont référencées ici [32, 35-41], démontrent sans aucun doute le plus grand intérêt clinique de ces mesures quand elles sont rapportées au litre d'eau plasmatique.

Au tout début de ce débat, seuls quelques « initiés » comprennent d'emblée le problème de ces différences, liées à la fois aux concepts de mesures par photométrie d'émission, par potentiométrie avec dilution ou par potentiométrie directe, aux problèmes de l'utilisation de calibrateurs plus ou moins appropriés, aux performances pas encore excellentes des électrodes et des appareils utilisés. La potentiométrie, directe ou non, n'en est encore qu'à ses débuts, la photométrie de flamme reste la technique prépondérante. Comme il s'agit d'un pourcentage, la différence ne « saute aux yeux » que sur le sodium (puis sur le chlore). La logique voulant que les électrodes sélectives et l'expression en mmol/l d'eau plasmatique finissent par gagner, les « tenants » de cette méthodologie sont optimistes et, dans un article de 1982 [40], nous nous permettons d'écrire : « Il va donc être nécessaire pour le laboratoire d'éduquer les cliniciens et de différencier les résultats fournis par la méthode directe d'une part et par les méthodes indirectes d'autre part, afin d'éviter tout risque d'erreur d'interprétation. »

En janvier 2000, la situation est tout autre. S'il est vrai que les électrodes sélectives ont pratiquement entraîné la disparition de la photométrie de flamme pour les dosages sanguins, s'il est vrai que cette technologie a fait des progrès considérables, il est vrai aussi que les cliniciens, dans leur quasi-totalité, ont tout simplement refusé ce mode d'expression, estimant sans doute que changer des valeurs normales ne se justifiait pas au vu des avantages apportés.

Une tendance, qui se dessinait déjà dans une publication française [42], s'est confirmée depuis, aboutissant à un phénomène relativement unique en biologie analytique :

a) Les premiers analyseurs fonctionnant en potentiométrie directe rendent leurs résultats exprimés en mmol/l d'eau plasmatique.

b) Sous la poussée de leurs clients les fabricants calculent des « facteurs de correction » (il s'agit en fait de facteurs de corrélation...) pour rendre en « équivalent flamme » (mmol/l de plasma) des résultats obtenus à l'origine en mmol/l d'eau plasmatique. Les premiers appareils de ce type affichent d'abord la vraie valeur puis, à l'aide d'un commutateur approprié, la « valeur flamme ».

c) Comme cela ne suffit pas, les appareils de troisième génération (et depuis lors tous les appareils) affichent d'abord la « valeur flamme » puis, à la demande (rarissime), la vraie valeur.

d) La plupart des analyseurs combinés gaz du sang/électrolytes d'aujourd'hui ne permettent plus l'accès aux valeurs vraies.

Or il est bien évident, comme l'a souligné Truchaud [43], que « si les résultats sont corrigés par un facteur constant, de façon automatique ou sur la demande de l'opérateur, ils (ne) seront équivalents à ceux de la photométrie de flamme (que) dans la zone de protidémie et de lipidémie normales. Si les résultats ne sont pas corrigés, ils seront équivalents (à la photométrie) pour des concentrations très basses en protides, supérieurs pour des concentrations normales ou élevées ». L'auteur ajoute : « Le choix (d'une correction à la demande) permet d'utiliser les avantages apportés par la potentiométrie directe dans les hyperlipidémies et hyperprotidémies, tout en conservant pour les cliniciens les résultats qu'ils ont l'habitude de manipuler. » En réalité, le choix est de moins en moins offert.

L'idéal dans ce domaine aurait été de disposer d'un analyseur d'électrolytes par électrodes sélectives en potentiométrie directe, avec deux canaux pour la mesure des protides totaux et des lipides totaux (ou une connexion appropriée avec des analyseurs dédiés) et un logiciel de traitement de l'équation de Waugh. Était-ce possible ? Y aurait-il eu un marché pour un appareil de ce type ?

Le calcium ionisé constitue un cas un peu particulier car son utilité clinique est plus limitée et sa mesure un peu plus délicate. Malgré tous les efforts développés, la mise au point d'analyseurs excellents et l'incorporation dans des chaînes de mesures complètes, il reste encore un analyte « confidentiel ».

La détermination de Ca++ entre vraiment dans le laboratoire grâce au développement d'une électrode sélective par Ross en 1966 [44]. Le premier analyseur, manuel, est commercialisé en 1967 (Orion 99-20). Comme pour les gaz du sang, mais plus lentement, cette technologie passe par une étape de semi-automatisation pour être ensuite automatisée avec l'adjonction dès 1981 (ICa1 Radiometer) d'une chaîne de mesure de pH pour obtenir, comme il est souhaitable, la valeur de Ca++ exprimée à pH = 7,40. Le lecteur intéressé trouvera un rappel historique complet sur ce sujet dans une des nombreuses publications que C. Sachs a consacrées à cet analyte [45].

Malgré le développement de bonnes électrodes sélectives et d'appareillages adéquats (la mesure doit être couplée à celle de Ca++, de Na+ et idéalement du pH), le dosage du magnésium ionisé reste encore du domaine de la recherche. Plusieurs problèmes techniques et méthodologiques restent encore à résoudre [46], mais certains auteurs [47, 48] le considèrent comme l'électrolyte du nouveau millénaire.

Les métabolites de l'urgence

Il est évidemment très intéressant de pouvoir doser les métabolites de l'urgence sur le spécimen servant à la mesure des gaz du sang et en même temps que ceux-ci. Encore faut-il s'entendre sur la liste de ces métabolites et les règles/habitudes des différents pays sont assez différentes à ce niveau. Si un consensus semble s'établir pour le lactate, il n'en va pas de même pour les autres métabolites (glucose, urée, créatinine...) dont l'absence empêche toute vente dans certains pays alors qu'ils sont jugés parfaitement inutiles dans d'autres...

Si, bien entendu, des techniques biochimiques classiques autorisaient jadis ces dosages et les permettent aujourd'hui dans d'excellentes conditions, c'est là encore grâce au développement fantastique des électrodes sélectives (enzymatiques cette fois) qu'ils ont pu être incorporés dans un programme analytique de l'urgence. Le principe de la mesure est identique pour le glucose et le lactate. Dans un premier temps l'enzyme de la membrane transforme le métabolite. Dans un second temps l'H2O2, produit de la réaction, est mesuré par ampérométrie (électrode de PO2). Ainsi pour le lactate par exemple :

lactate-oxydase

Lactate + O2 + H2O > pyruvate + H2O2 H2O2 diffuse jusqu'à l'anode de platine de l'électrode de PO2. La tension de polarisation de l'électrode provoque l'oxydation d'H2O2 et la réaction suivante intervient :

H2O2 --> 2H+ + O2 + 2e-

La libération d'électrons génère un courant proportionnel à la concentration d'H2O2 donc de lactate dans le spécimen.

Selon les fabricants, les interférences sont éliminées par une membrane supplémentaire qui empêche les interférents de parvenir jusqu'à l'électrode (Radiometer ou AVL) [49] par une seconde électrode de mesure, identique à la première, mais ne contenant pas l'enzyme. On mesure alors par méthode de soustraction. Une mesure complète demande environ 2 min, contre 2 heures en 1960...

L'oxymétrie de pouls

Bien qu'il ne s'agisse pas vraiment d'une technique de laboratoire, il nous faut en parler car elle lui est liée. C'est en tout cas dans ce domaine que les applications ont été les plus marquantes dans la période que nous avons connue.

Le développement important de l'oxymétrie non invasive est stimulé par les besoins militaires pendant la dernière guerre mondiale. Ainsi, en 1960, l'oxymètre de Brinkman, équipé d'un « œil de mesure », est déjà capable de mesurer la saturation artérielle transcutanée (tcSaO2). Il s'agit toutefois d'une technique délicate et peu fiable, dont le développement reste limité.

Peu après, nous utilisons à Beaujon un oxymètre double de Hartmann et Braun permettant à la fois l'oxymétrie in vitro et l'oxymétrie par pièce d'oreille. Cette pièce est assez volumineuse et extrêmement fragile. S'il faut la remplacer, tout l'appareil doit être renvoyé au fabricant pour réétalonnage... L'appareil et la technique, trop en avance par rapport à l'électronique disponible à l'époque, tombent dans l'oubli.

En 1964 R. Shaw, chirurgien et chercheur, met au point un oxymètre d'oreille à 8 longueurs d'onde, fonctionnant donc comme un CO-oxymètre non invasif. L'appareil est commercialisé par Hewlett-Packard (HP 47201A). La pièce d'oreille est volumineuse et peu pratique, l'appareil est très coûteux. Sa diffusion se trouve donc limitée aux laboratoires de physiologie et de cathétérisme cardiaque. Cette technologie est reprise plus tard pour le développement d'un appareillage avec cathéter à fibres optiques pour la mesure de Sv-O2.

L'histoire de la véritable oxymétrie de pouls, excellent exemple d'occasion manquée par un industriel, est parfaitement racontée par Severinghaus [50]. Elle commence en 1974 au Japon, lorsque Aoyagi [51], ingénieur chez Nihon Kohden et travaillant sur la mesure non invasive du débit cardiaque a, au décours de ses recherches, l'idée de combiner les techniques de photométrie de transmission à 2 longueurs d'onde et de photopléthysmograpie pour concevoir le premier oxymètre de pouls.

Il utilise la photopléthysmographie pour synchroniser les mesures spectrophotométriques de la saturation avec le pic de l'onde de pouls et profite de cette dernière pour isoler exclusivement la composante pulsatile de la saturation. En d'autres termes, l'oxymétrie transcutanée n'est en fait prise en considération que dans la variation d'épaisseur de tissu correspondant au DELTA systolo-diastolique, éliminant ainsi la plupart des artefacts liés à l'absorption variable de lumière par les tissus, les os, la peau, etc.

Nihon Kohden mesurant mal l'importance de cette avancée technologique, l'appareil n'est que brièvement commercialisé au Japon en 1975. Entre temps l'invention d'Aoyagi, bien que brevetée, est copiée. On la retrouve plus tard, améliorée et brevetée aux États-Unis et commercialisée par Biox (vendu plus tard à Ohmeda). Biox n'entrevoit l'intérêt de l'appareil que dans le domaine de l'exploration fonctionnelle pulmonaire. Parallèlement, un anesthésiste, W. New, devenu industriel, contribue fortement à l'explosion de l'oxymétrie de pouls dans le monde (New est le Ne de Nellcor). Il existe à ce jour environ 40 sociétés commercialisant ce type de produit !

Comme la technologie est facile à mettre en œuvre, d'innombrables publications comparatives paraissent à son propos, mettant en évidence la bonne corrélation avec les résultats de l'oxymétrie in vitro. Malheureusement, beaucoup d'entre elles mettent aussi en évidence les limites de l'appareillage (indiquées le plus souvent par le constructeur...) : manque de précision en général, précision inacceptable au-dessous de 70 %, problèmes liés à la présence de COHb et/ou de MetHb dans le sang, contre-indication chez le malade en collapsus, influence de la lumière ambiante, etc. Elles présentent donc de ce fait un intérêt limité. Le terme « oxymétrie de pouls » n'étant sans doute pas assez noble, on va même parfois utiliser (et publier) celui « d'oxymétrie pulsée » !

Nul doute que d'ici quelques années quelqu'un réinventera l'oxymètre de Shaw.

De grands progrès sont réalisés au niveau des capteurs, des alarmes, de la mémorisation, de la miniaturisation et il existe maintenant (au moins) un oxymètre de pouls de la taille d'une montre-bracelet avec alarme, mémoire, etc.

Les applications sont innombrables en anesthésiologie, soins intensifs, exploration fonctionnelle pulmonaire, diagnostic des apnées du sommeil, surveillance de l'oxygénation à domicile. L'oxymétrie de pouls n'est pas une panacée universelle. Elle ne peut pas rivaliser avec la précision et l'exactitude des méthodes in vitro mais rend des services énormes dans ces domaines. Une très bonne revue (bien qu'un peu ancienne) de l'état de l'art a été publiée en 1989 [52].

L'état des lieux en l'an 2000

Pour les gaz du sang, les technologies de base n'ont pas changé. On mesure toujours la PO2 par ampérométrie, le pH et la PCO2 par électrométrie, etc. Toutefois la miniaturisation des capteurs a permis une réduction considérable (en moyenne de 10 à moins de 1 ml) du volume de spécimen nécessaire pour une gazométrie étendue. Les Chemfet's et les Isfet's dont on faisait grand cas au début des années 1980 sont pour l'instant tombés aux oubliettes. Seules les optodes, faisant appel à une mesure finale en fluorimétrie, constituent une avancée technologique indiscutable. Les mesures ex vivo et in vivo restent pour le moins « confidentielles » et l'on peut penser qu'il continuera à en être ainsi dans un environnement où l'on souhaite prévenir tout risque pour le patient et où le concept même de l'utilisation du cathéter intra-artériel est un sujet de controverse [53, 54], comme celle du cathéter de Swan-Ganz. Une technique de mesure transcutanée correcte du pH est encore à développer, faute de quoi tcPCO2 restera elle aussi peu utilisée.

La CO-oxymétrie a enfin réussi à trouver sa place et continue à se développer. Elle commence à faire l'objet d'autres applications intéressantes [55], mais personne n'a encore réussi à améliorer suffisamment ses performances d'exactitude et de précision dans les valeurs basses pour élargir les applications de la mesure de COHb à d'autres domaines.

L'oxymétrie directe, in vitro, a pratiquement disparu. L'oxymétrie non invasive a littéralement explosé.

Le dosage des électrolytes par électrodes sélectives a supplanté et pratiquement éliminé la photométrie de flamme (Na+, K+) et la coulométrie (Cl-). La mesure de Ca++, bien que parfaitement au point, reste encore réservée à des applications particulières. Le dosage de Mg++ souffre encore de « maladies de jeunesse » et n'est pas passé dans les mœurs.

Les appareils ont progressé de façon fantastique, tant en multiplicité des informations mesurées et calculées qu'ils fournissent qu'au niveau de leur praticabilité. Ils sont souvent reliés à des systèmes de contrôle et de commande à distance, ainsi bien entendu qu'aux systèmes de gestion informatique des laboratoires ou des établissements hospitaliers. Tout cela est lié en partie aux progrès réalisés sur les capteurs mais surtout à ceux de l'électronique et de l'informatique. En matière de praticabilité, les progrès réalisés peuvent donner à certains utilisateurs une fausse et dangereuse idée de simplicité et de facilité de la gazométrie sanguine. Toutefois, on élimine de nombreux risques d'erreurs en respectant scrupuleusement les précautions pré-analytiques, décrites depuis plus de 100 ans en gazométrie sanguine et « remises en selle » grâce aux nombreuses publications justement consacrées depuis quelque temps à ce thème. Néanmoins, accepter certains appareils portables ou portatifs nettement moins exacts et moins précis que les appareils de paillasse sous le prétexte que ces risques d'erreur sont largement compensés par la diminution de l'erreur pré-analytique est un raisonnement qu'un bon analyste accepte difficilement.

La notion de contrôle de qualité, volontaire puis obligatoire en France, n'est toujours pas appliquée de façon satisfaisante en gazométrie sanguine, hormis chez ceux qui utilisent la tonométrie. Pour la PCO2 et la PO2 en tout cas, les ampoules ne constituent qu'un contrôle de troisième niveau, acceptable seulement pour évaluer la précision et il est dommage de ne pas leur préférer, au moins de temps à autre, une technique de référence, évaluant à la fois précision et exactitude des résultats. Pour le contrôle interlaboratoires (Proficiency Survey), la solution idéale reste à trouver et certains y travaillent.

Lorsque l'on connaît (par exemple) les sommes considérables engagées depuis des années par certains industriels pour mettre au point la glycémie transcutanée (sans résultat concret à ce jour) et qui a au plan commercial un énorme potentiel, nous ne pouvons qu'être en admiration la plus vive devant ceux qui nous promettent pour demain des technologies de rêve et souhaitons simplement qu'ils aient raison pour le bien des malades et de ceux qui les soignent.

REFERENCES

1. Hamburger J, Richet G, Crosnier J. Techniques de réanimation médicale et contrôle de l'équilibre humoral. Flammarion, Paris, 1954.

2. Astrup P, Severinghaus JW. The history of blood gases, acids and bases. Munksgaard Ed., Copenhague, 1986.

3. Gleichman U, Lübbers DW. Die Messung des Kohlensaüredruckes in Gasen und Flüssigkeiten mit der PCO2 Elektrode unter besonderes Berücksichtigung der gleichzeitigen Messung von PO2, PCO2 und pH im Blut. Pflügers Arch 1960 ; 271 : 456-72.

4. Blayo MC. Électrodes pour la mesure des gaz du sang. Bull Eur Physiopathol Resp 1982 ; 18 : 9-16.

5. Wolfbeis OS, Offenbacher H. Fluorescence sensor for monitoring ionic strength and physiological pH values. Sensors and Actuators 1986 ; 9 : 85.

6. Vurek GG, Feustel PJ, Severinghaus JW. A fiberoptic PCO2 sensor. Ann Biomed Eng 1983 ; 11 : 499.

7. Kautski H. Quenching of luminescence by oxygen. Trans Faraday Society 1939 ; 35 : 216.

8. Lübbers DW, Gehrich J, Opitz N. Fiber optics coupled fluorescence sensors for continuous monitoring of blood gases in the extracorporeal circuit. Life Support Systems 1986 ; 4 : 94.

9. Wolfbeis OS. Optical sensors for blood gases and blood electrolytes. In : Proceedings of the 16th International Symposium EBGD/AACC. Hawaii, USA, 1996 : 68-78.

10. Siggaard-Andersen O. A graphic representation of changes of the acid-base status. Scand J Clin Lab Invest 1960 ; 12 : 311.

11. Siggaard-Andersen O, Engel K, Jörgensen K, Astrup P. A micro-method for determination of pH, carbon dioxide tension, base excess and standard bicarbonate in capillary blood. Scand J Clin Lab Invest 1960 ; 12 : 172.

12. Nahas GG. Current concepts of acid-base measurement. Ann NY Acad Sci 1966 ; 133 : Art. 1.

13. Severinghaus JW. Oxyhemoglobin dissociation curve corrections for temperature and pH variation in human blood. J Appl Physiol 1958 ; 12 : 485-6.

14. Kelman GR, Nunn JF. Nomograms for correction of blood PO2, PCO2, pH and base excess for time and temperature. J Appl Physiol 1966 ; 21 : 1484.

15. Severinghaus JW. Blood gas calculator. J Appl Physiol 1966 ; 21 : 1108.

16. Severinghaus JW, et al. Estimation of skin metabolism and blood flow with tcPO2 and tcPCO2 electrodes by cuff occlusion of the circulation. Acta Anaesth Scand 1979 ; (suppl.) 68 : 9-15.

17. Shappell SD, Lenfant CJM. Adaptative, genetic and iatrogenic alterations of the oxyhemoglobin dissociation curve. Anesthesiology 1972 ; 37 : 127-39.

18. Benesch R, Benesch RE. Effects of organic phosphates from human erythrocytes on the allosteric properties of haemoglobin. Biochem Biophys Res Commun 1967 ; 26 : 162.

19. Chanutin A, Curnis HR. Effects of organic and inorganic phosphates on the oxygen equilibrium of human erythrocytes. Arch Biochem Biophys 1967 ; 121 : 96.

20. Roughton FJW, Darling RC. The effect of carbon monoxide on the oxyhemoglobin dissociation curve. Am J Physiol 1944 ; 141 : 17-30.

21. Malenfant AL, Gambino SR, Waraksa AJ, Roe EI. Spectrophotometric determination of hemoglobin concentration and percent oxyhemoglobin and carboxyhemoglobin saturation. Poster AACC 1968.

22. Zwart A, Buursma A, Oeseburg B, Zijlstra WG. Determination of hemoglobin derivatives with the IL282 CO-oximeter as compared with manual spectrophotometric five-wavelength method. Clin Chem 1981 ; 27 : 1902-7.

23. Freeman GL, Steinke M. Evaluation of two oximeters for use in cardiac catheterization laboratories. Catheter Cardiovascul Diag 1993 ; 30 : 51-7.

24. Huch A, Huch R, Lübbers DW. Quantitative polarographische Sauerstoffdruckmessung auf der Kopfhaut des Neugeborenen. Arch Gynaekol 1969 ; 207 : 443-52.

25. Huch A, Lübbers DW, Huch R. Patientenüberwachung durch transcutane PCO2-Messung bei gleichzeitiger Kontrolle der relativen lokalen Perfusion. Anaesthesist 1973 ; 22 : 379-81.

26. Severinghaus JW. Continuous monitoring of arterial O2 : what's the quality of the monitors and should we use them ? Conférence Université de Chicago 1988.

27. Eisenman G, Rudin DO, Casby JU. Glass electrode for measuring sodium ion. Science 1957 ; 126 : 831-4.

28. Eisenman G Ed. Glass electrodes for hydrogen and other cations : principles and practice. M. Dekker, New York, 1967.

29. Frant MS, Ross JW Jr. Potassium ion specific electrode with high selectivity for potassium over sodium. Science 1970 ; 167 : 987-8.

30. Ladenson JH. Direct potentiometric analysis of sodium and potassium in human plasma : evidence for electrolyte interaction with a nonprotein, protein-associated substance(s). J Lab Clin Med 1977 ; 90/4 : 654-65.

31. Ladenson JH. Evaluation of an instrument (Nova-1) for direct potentiometric analysis of sodium and potassium in blood and their indirect potentiometric determination in urine. Clin Chem 1979 ; 25/5 : 757-63.

32. Waugh WH. Utility of expressing serum sodium per unit of water in assessing hyponatremia. Metabolism 1969 ; 18/8 : 706-12.

33. Vitiello JD, Czaban JD, Kearney SD, Pistone D. Direct potentiometry vs. flame photometry for Na+ and K+ analysis : a difference in concentration units. Clin Chem 1980 ; 26/7 : poster n° 329.

34. Coleman R. Electrolytes measurement. (Unpublished.) AACC Meeting, 1981.

35. Dahms H, Rock R, Seligson D. Ionic activities of sodium, potassium and chloride in human serum. Clin Chem 1968 ; 14/9 : 859-70.

36. Forrest ARW, Shenkin A. Dangerous pseudohyponatremia. Lancet 1980 ; 6 : 1256.

37. Ladenson JH, Koch D. Pseudohyponatremia in multiple myeloma : a method dependant artifact. Clin Chem 1981 ; 27/6 : poster 352.

38. Fleisher M, Schwartz MK. Studies to assess true blood sodium levels : is clinical interpretation in phase with technology ? Clin Chem 1980 ; 26/7 : poster 331.

39. Hersant J, Glikmanas G, Gourmelin Y, Truchaud A. Dosage du sodium par photométrie de flamme, potentiométrie directe et indirecte. Rev Fr Lab 1984 ; 132 : 57-63.

40. Mollard JF. Dosage de Na+ et K+ par électrodes sélectives dans les milieux biologiques. Rev Fr Lab 1982 ; 102 : 57-63.

41. Flannery JM. Differences in electrolyte results as measured by direct potentiometry (Ion Selective Electrode) and flame photometry. GIT Lab Med 1982 ; 6 : 436-42.

42. Vadon D, Mas JC. Photométrie de flamme, potentiométrie directe et potentiométrie indirecte : une guerre tripartite à propos des résultats. Le Pharmacien Biologiste 1985 ; XIX 155 : 67-9.

43. Truchaud A, Boigné JM. Sodium measurements and protein content : a simple test to compare flame photometry, indirect and direct potentiometry. Clin Chem 1983 ; 29/6 : 188-9.

44. Ross JW. Calcium-selective electrode with liquid ion-exchanger. Science 1967 ; 156 : 1378.

45. Sachs C. Introduction à l'usage des électrodes sélectives pour la détermination du calcium ionisé. Information Scientifique du Biologiste 1987 ; 13/2 : 101-8.

46. Sachs C. Le point sur le magnésium. Journées de Biologie Clinique Necker/Institut Pasteur, janvier 1994.

47. Shirey T. Electrolytes at the heart of a critical care profile : ionized magnesium, calcium, potassium. Conférence AACC, mai 1994.

48. Saw S. Ionised magnesium : the electrolyte for the next millenium. Critical Care Testing 1999 ; 3/1 : 1-2.

49. Schaffar BPH, Kontschieder H, Ritter C, Berger H. Highly miniaturized and integrated biosensor for analysis of whole blood samples. Abstract of Oak Ridge Posters. Clin Chem 1999 ; 45/9 : 1678-9.

50. Severinghaus JW, Honda Y. History of blood gas analysis. VII. Pulse oximetry. J Clin Monit 1987 ; 3 : 135-8.

51. Aoyagi T, Kishi M, Yamaguchi K, Watanabe S. Improvement of the earpiece oximeter. In : Abstracts of the Japanese Society of Medical Electronics and Biological Engeenering 1974 : 90-1 (en japonais).

52. Kelleher JF. Pulse oximetry. J Clin Monit 1989 ; 5 : 37-62.

53. Gilbert HC, Vender JS. Pro : is continuous intra arterial blood gas and pH monitoring justifiable ? J Clin Monit 1996 ; 12 : 179-81.

54. Hoffer JL, Norfleet EA. Con : is continuous intra arterial blood gas and pH monitoring justifiable ? J Clin Monit 1996 ; 12 : 183-9.

55. Borgard JP. Innovation dans l'analyse des gaz du sang : dosage de la bilirubine totale sur sang total. Atelier D7. XXVIIIe Colloque national des biologistes des hôpitaux, 1999.

Note : Certains de ces textes sont pratiquement introuvables. Nous les tenons tous à votre disposition.