Note: Descriptions are shown in the official language in which they were submitted.
1 20~66~
L'invention concerne les techniques de controle
de l'hémodialyse et plus particulièrement celles
utilisant la mesure de l'hématocrite du sang du
patient.
L'hématocrite est le rapport du volume occupé
par les globules rouges au volume sanguin total.
Chez les malades victimes d'une insuffisance
rénale, on fait appel au rein artificiel pour purifier
leur sang et pour ajuster le volume hydrique de
l'organisme à la valeur voulue. L'invention concerne
plus particulièrement ce deuxième mécanisme où l'on
utilise dans le dialyseur le phénomène d'ultra-
filtration au travers d'une membrane semi-perméable.
Au cours de cette opération, du liquide est extrait du
plasma du malade et ce meme plasma, en équilibre avec
le tissu interstitiel et les cellules de l'organisme
extrait à son tour du liquide de ceux-ci. Si
l'opération est menée trop rapidement par rapport à ce
que l'organisme peut supporter, apparalt une
"hypovolémie plasmatique". Ce sont ces phénomènes que
l'invention se propose de contrôler.
La diminution de la volémie pendant les séances
de dialyse, résultante de phénomènes complexes
d'échanges pluri-compartimentaux, est l'un des
facteurs les plus importants de l'intolérance hémo-
dynamique de cette methode thérapeutique. Après une
phase de latence plus ou moins longue, due à la mise
en oeuvre de phenomènes biologiques de compensation,
cette hypovolemie va souvent entralner des systèmes
cliniques de collapsus cardio-vasculaires, parfois
benins, parfois impressionnants, voire graves chez des
patients fragiles. Il existe certes des moyens
therapeutiques ou techniques preventifs et/ou
curatifs; le problème est de savoir quand et comment
les utiliser à bon escient.
2 0 ~ ~ 6 3 ~
Il est bien établi, par l'expérience accumulée
et par des travaux déjà anciens, que la surveillance
discontinue, même très fréquente, de la pression
arterielle et du rythme cardiaque ne permet pas dans
de nombreux cas de dépister suffisamment tot les
incidents, du fait probablement du caractère soudain
de l'effondrement des systèmes de compensation.
L'invention se donne pour tache de fournir une
méthode de suivi du déroulement de l'hémodialyse qui
permette de prevoir assez tôt une insuffisance de la
compensation par l'organisme de l'hypovolemie de
manière à permettre au personnel de surveillance
d'intervenir suffisamment tôt et d'eviter ainsi tout
collapsus cardio-vasculaire.
La methode doit être simple de mise en oeuvre,
sure et non traumatisante pour le patient.
Differentes methodes de suivi de l'hematocrite
pendant l'hemodialyse ont été proposées, plusieurs
utilisaient la colorimétrie qui permet de suivre
directement la concentration des hematies dans le
serum.
La mesure en continu de l'impedance du corps
entier a ete utilisée par plusieurs auteurs (TENDER,
De VRIES, SCANFERLA) pour controler la dialyse, avec
un certain succès. Mais l'appareillage utilisé est
onéreux, gene le patient et nécessite une relative
immobilité. De plus, la méthode est peu fiable car les
qualités bioelectriques des membranes cellulaires sont
souvent très perturbees chez le dialyse.-
Une methode de mesure de la volemie, a ete
proposee dans le brevet européen EP-0.272.414 B. Dans
ce document, on propose d'appliquer des formules
compliquees dans lesquelles interviennent la
conductivite du dialysat frais, le debit sanguin, les
caracteristiques de puissance du dialyseur, pour
3 2 ~ 3 3
déterminer d'abord la conductivité du plasma et celle
du sang puis, à partir de celles-ci pour déterminer en
continu l'hematocrite d'où l'on déduit la volémie ce
qui permet de contrôler les paramètres de la dialyse.
Cette méthode qui est très compliquée nécessite de
nombreux étalonnages pour être fiable. Les formules
standard utilisées dans les calculs ne sont pas en
géneral adaptées à tous les patients. Enfin, les
méthodes de ce type ne laissent que peu de place à
l'intervention du praticien qui reste pourtant le seul
responsable des opérations.
La methode de l'invention, en comparaison,
fournit des indications precises sur l'evolution de
l'hematocrite. Elles permettent au praticien de
prevoir, et dont de prevenir les reactions de
l'organisme du patient.
Une methode mixte utilisant à la fois une
mesure de l'impédance corporelle et une mesure de
l'impedance du sang en amont de l'appareil
d'hemodialyse a ete proposee dans le brevet europeen
EP-0.029.793 B. La première de ces mesures s'effectue
en implantant des aiguilles dans une main et un pied
du patient. Celles-ci servent d'electrodes pour deux
courants, l'un a une frequence de 1 mHz et l'autre à 5
kHz. Grace à ces courants, on determine deux
impedances. Une deuxième paire d'electrodes installee
sur le circuit sanguin externe, en amont du dialyseur,
permet egalement une mesure d'impedance - 5 ~Hz ici.
La comparaison de ces trois valeurs d'impedance permet
au praticien de suivre le deroulement de la dialyse.
Il est egalement prévu de fixer une limite inférieure
à l'impedance mesuree sur le circuit sanguin externe.
Si cette limite est atteinte, une alarme est
declenchee. L'appareillage, objet du brevet EP-
0.029.793.B permet au praticien de suivre le
. _ _ _ . . . . . . .. , _ . .. , = .. . . . . ... . . ..
4 2086~3~3
deroulement de l'hemodialyse. Cependant, si l'on
desire l'exploiter à la seule fin de li~erer le
praticien d'une surveillance très étroite en utilisant
le système d'alarme lié au seuil atteint par
S l'impédance du circuit externe, il aura fallu au
préalable l'étalonner pour chaque patient. Il a par
ailleurs été prouvé que ce seuil limite est atteint
très tard, pratiquement au même moment que la
diminution de la tension artérielle elle-même peut
être constatée.
Par ailleurs, la méthode du brevet EP-0.029.793
B fait subir au patient, déjà traumatisé par
l'hémodialyse, des piqûres supplémentaires qu'il
serait préférable d'éviter.
Les deux techniques précédentes ont en commun
l'inconvénient d'associer par le calcul les résultats
de plusieurs mesures. Celles-ci, comme toutes les
mesures biologiques ont leur domaine d'incertitude. En
les introduisant dans des calc~lls compliqués, sn
risque de cumuler ces erreurs et d'aboutir à des
conclusions aberrantes et qui risquent de compliquer
le travail de surveillance du praticien.
Compte-tenu de la définition de l'hématocrite
donnée plus haut, on peut accéder à sa mesure soit par
la mesure du taux de globules rouges soit par la
mesure du volume plasmatique. Les systèmes
électroniques associés aux capteurs effectuent les
conversions nécessaires. C'est la raison pour
laquelle, dans ce qui suit, le terme hématocrite
désigne soit l'hématocrite proprement dite, soit le
taux de globules rouges (hérythrocyte), soit le volume
plasmatique.
L'invention concerne un procédé de surveillance
du déroulement de l'hémodialyse par mesure extra
corporelle de l'hématocrite dans laquelle:
5 2~86~a
- on calcule à un instant donné la variation
d'une fonction de l'hematocrite sur une courte durée
d'une part, et sur une moyenne durée precédant cet
instant d'autre part,
- on compare les valeurs de ces variations,
- le resultat de cette comparaison est un
premier indicateur du deroulement de l'hemodialyse.
Lorsque la variation sur la courte duree est
superieure à la varia~ion sur la moyenne duree,
l'indicateur augmente la valeur qu'il indique et il la
décroît lors~ue la variation sur la courte durée est
inferieure à celle sur la moyenne duree.
Avantageusement, la moyenne durée est de l'ordre du
triple de la courte durée et de préference d'environ
15 minutes et la combinaison du premier et du second
indicateurs du deroulement de l'hémodialyse constitue
le niveau d'alarme. De préférence, la mesure de
l'hematocrite résulte d'une mesure de l'impedance
sanguine, et l'impedance mesurée est le résultat de
mesures instantanées moyennes effectuees de preference
à une frequence de 5 kHz.
L'invention concerne egalement l'appareil qui
permet la mise en oeuvre dù procedé et qui comporte
une cellule de mesure destinée à être placée dans un
circuit d'hemodialyse, un generateur de courant
constant, un impédancemètre, ladite cellule de mesure
comportant un tube semi-rigide muni de deux ouvertures
fermées par des capsules et reliees chacune à la
source de courant d'une part, et à l'impedancemètre
d'autre part, et qui comporte un calculateur recevant
le signal foùrni par l'impedancemètre et commandant un
indicateur du deroulement de l'hémodialyse.
L'intérêt essentiel de la méthode et du
dispositif de 1'invention est de permettre la
détection precoce de l'hypovolemie, bien avant toute
6 2V~33~
manifesta~ion traumatisante et de permettre ainsi de
proteger le patient de tout risque de collapsus.
La simplicité de la méthode permet la
réalisation d'appareils peu compliqués et donc
relativement bon marché, ce qui facilitera leur large
diffusion.
L'exploitation informatique des résultats
permet leur utilisation aisée dans le cadre des
recherches médicales.
La description et les figures qui suivent
permettront de comprendre le fonctionnement de
l'invention et d'apprécier ses avantages.
La Figure 1 montre l'évolution de la variation
relative du volume plasmatique dans le temps.
La Figure 2 représente la cellule de mesure
d'impédance implantée sur le circuit sanguin externe.
La Figure 3 schématise la mesure d'impédance;
quant à la Figure 4, elle représente le schéma
fonctionnel de la série d'opérations réalisées par le
dispositif de l'invention.
La Figure 5 montre l'évolution comparée de la
volémie d'un patient et de sa tension artérielle.
La Figure 6 montre un exemple de réalisation de
l'appareil de l'invention.
Sur la Figure 1, on a représenté l'évolution de
la variation relative de l'hématocrite telle qu'elle
peut être déduite d'une mesure faite en te~ps réel sur
le sang d'un patient au cours d'une séance
d'hémodialyse.
L'évolution de l'hématocrite peut se faire par
exemple par mesure colorimétrique ou, selon le mode de
réalisation préféré de l'invention, par
impédancemétrie. On peut aussi associer une mesure
colorimétrique à une mesure par impédancemétrie.
.. . .. .. ..
7 2 0 ~
La fonction de l'hématocrite considérée selon
l'invention peut être de différents types. On
considère maintenant la variation relative du volume
plasmatique:
\lPc-~Jp =_ a\,~P (~)
\/Po \J P ~
Sur la Figure 1, on voit en abscisses le temps
en minutes et en ordonnées, la valeur
VR x 100
qui est, en pourcentage, la variation relative du
volume plasmatique depuis l'instant to jusqu'à
l'instant t. La courbe 20 peut être obtenue à partir
des mesures effectuées par l'appareil de l'invention.
A un instant donné t, on considère trois
valeurs de
-~ VP
~Po
la valeur à l'instant t (point 21 de la courbe), celle
à l'instant qui le précède de 5 minutes (point 22) et
celle mesurée à l'instant qui le précède de 15 minutes
(point 23). Le principe de la mesure de l'invention
consiste à comparer l'évolution de la pente de la
courbe 20 sur la courte durée (ici 5 minutes)
matérialisée par la droite 24 par rapport à celle de
la pente sur la moyenne durée (ici 15 minutes)
matérialisée par la droite 25 et sur la longue durée
(depuis le début de la dialyse) droite 26.
Les méthndes colorimétriques qui permettent de
suivre le taux de globules rouges du sang sont bien
connues. La méthode préférée ici est celle où source
lumineuse et détecteur se trouvent d'un même coté de
la cellule où circule le sang, elle permet une mesure
de la lumière rétrodiffusée et est ainsi moins
sensible aux artéfacts. Mais la méthode électrique
.
8 2 0 ~
d'évaluation indirecte de l'hématocrite à partir d'une
mesure de l'impédance sanguine est la plus pratiquée
et la plus facile à mettre en oeuvre. C'est elle qui
sera décrite en détail ci-dessous.
Sur la Figure 2, on voit un tube semi-rigide 1
en matière plastique avec une section de surface bien
définie, par exemple 20 mm2. A deux emplacements
distants d'un espace de - typiquement - 70 mm sont
deux capsules 2, 3 fermées par un matériau élastomère
en 4, 5 dans lequel sont plantées les électrodes 6, 7.
Ces électrodes sont par exemple deux aiguilles
stériles introduites au travers des membranes 4, 5 qui
se referment sur elles de manière parfaitement
étanche. Ces membranes constituent les parois
latérales du tuyau l dans lequel le sang 8 du malade
circule. L'ensemble est stérile et de préférence
jetable. Cette cellule de mesure 9 est placée de
préférence à l'entrée du système d'hémodialyse. Ainsi
la température de la cellule reste sensiblement
constante, elle est à peine inférieure à la
température du patient.
Sur la Figure 3 est représentée la même cellule
9 alimentée par un générateur de courant constant 10.
Ce courant est sinusoïdal d'une fréquence de 5 kHz.
Grâce à l'impédancemètre 11, la mesure de la
différence de potentiel entre les électrodes 6, 7 à un
instant donné fournit une mesure de l'impédance Z du
sang à cet instant.
Sur la Figure 3, on a représenté le schéma
fonctionnel complet de la chaîne de mesures. On voit
en 12 un circuit de protection destiné à éviter tout
risque de liaison directe entre l'alimentation en
courant alternatif du secteur et l'appareil
spécialement ses électrodes en contact avec le sang du
patient. En 13, figure l'alimentation basse tension à
.. .. , . _ . . . , , . . . . --, . . . -- = . .
9 ~ 3 ~
une frequence de 5 kHz et en 10 le générateur de
courant constant qui alimente les électrodes tandis
que l'impédancemètre 11 calcule l'impédance entre les
électrodes 6, 7 à partir de la chute de la tension
alternative mesurée entre elles, à sa sortie. On
dispose d'un signal proportionnel à l'impédance
instantanee Z. Le calculateur 14 effectue les relevés
de ces mesures à une cadence de n par secondes, par
exemple 5. Le calculateur 14 qui fait partie d'un
microprocesseur effectue tout d'abord un lissage des
mesures instantanées, il calcule la moyenne de Z sur p
secondes, par exemple sur 5 secondes. Dans l'exemple,
la mesure est donc moyennée sur 25 mesures
élémentaires. On obtient ainsi une valeur Zm. C'est
cette mesure qui va servir à suivre l'évolution de
l'impédance dans le temps.
L'impédance Z du sang mesurée à 5 kHz (qui est
l'équivalent de la résistance électrique mesurée en
courant continu) est proportionnelle au taux de
globules rouges dans le sang et donc à l'hématocrite
(rapport du volume occupé par les slobules rouges au
volume sanguin total).
L'appareil de l'invention est mis en marche
cinq minutes environ après le debut de la séance
d'hé~.odialyse. Il détermine une première valeur de ZO.
Celle-ci, grâce à un étalonnage préalable, permet un
calcul de l'hématocrite correspondante. Une estimation
du volume sanguin total du patient ef~ectuée par le
praticien permet d'en déduire le volume plasmatique de
depart VPO (le volume plasmatique + le volume des
globules rouges = le volume sanguin total).
A partir de l'instan~ to du dé~ut de la mesure,
l'impédance Z est mesurée en permanence et mise en
mémoire. Les valeurs utiles au suivi de l'hémodialyse
seront prises dans la mémoire selon les besoins.
.. . . . . . . .
10 20~
Deux grandeurs sont utiles à ce suivi, d'une
part la variation relative de l'hematocrite (qui est
au signe près, sensiblement egale à la variation
relative de volume plasmatique) et d'autre part, le
niveau de cette hematocrite (ou de ce volume
plasmatique) qui est proportionnelle à l'impedance.
Chacune de ces deux grandeurs sera analysee et permet
d'evaluer independamment un indicateur du deroulement
de 1'hemodialyse. La combinaison de ces deux
indicateurs permet, elle, de determiner un niveau
d'alerte.
La methode de l'invention est mise en oeuvre à
intervalles réguliers au cours des seances
d'hemodialyse, par exemple toutes les cinq minutes. La
figure l represente les grandeurs qui sont calculées à
chaque mise en oeuvre: ce sont d'une part, la pente
sur la courte duree PCD representee par la droite 24
et la pente sur la moyenne durée PMD ~droite 25) et la
pente sur la longue duree PLD, pour le premier
indicateur du deroulement (l'indicateur de pente; IP).
D'un autre cote, pour calculer l'indicateur de seuil
IS, on utilise la valeur de l'ordonnee du point 21
lui-meme.
L'indicateur de pente IP est la somme de trois
grandeurs, l'une, Al qui depend de la pente sur la
courte durée PCD, l'autre, A2, de la pente sur la
moyenne duree PMD et la troisième, A3, qui est liee à
la très longue duree, PLD (droite 26 de la Figure l).
Ces trois pentes s'expriment en pourcentages de
variation de volume plasmatique ramenes à une minute
et affectés du signe moins.
Le terme A3 est toujours la même fonction de la
pente sur la longue duree:
1 1 2 ~ 3 ~
PLD
A3 = (valeur absolue arrondie
à l'entier voisin)
Les deux autres termes Al et A2 sont composés
de deux parties, l'une qui ne dépend que de la pente
et l'autre qui résulte de la comparaison de celle-ci
avec la pente sur la durée i~nédiatement supérieure.
L'expression de A2 est ainsi:
! PMD
A = -- i + constante
2 ; 15
¦PMD ¦
¦ - ¦étant la valeur absolue arrondie au nombre entier
volsin, cette constante est de +l si
PMD < PLD - 1
et de - 1 si
PMD > PLD + 4
De même, l'expression de Al est:
! PCD
Al I + constante
25 ~PCD l 20
j étant : .a valeur absolue arrondie a l'entier
volsin;
la constante est égale à +2 si:
PCD < PMD - 4
et égale à -2 si:
PCD > PMD +4
On voit ainsi que l'indicateur de pente IP
s'exprime toujours par un nombre entier, positif ou
négatif. Le microprocesseur de l'appareil a pour
mission dç garder IP à l'intérieur de la fourchette -
9, ~9 (les valeurs extérieures à ce domaine sont en
effet toujours dues à des artéfacts, l'experience l'a
prouvé).
L'indicateur de seuil IS quant à lui s'exprime
par:
, .. . . . . . . .. .
12 ~ 0 ~ 3 a
, VPo x 10~
100
Cette valeur est, elle aussi arrondie à l'entier
voisin. Pour les mêmes raisons que precedemment, elle
est limitee à la fourchette, 0 + 9.
Le niveau d'alarme (NA) est egal à l'addition
des deux indicateurs precedents:
NA = IP + IS
-~ < NA ~ + 18
Les valeurs positives sont les seules qui
soient alarmantes.
Selon les caracteristi~ues des malades
(corpulence, etant general, etc) on fixe une limite à
NA qui est soit 4, soit 8, soit 12. L'appareil est
construit de telle manière que si la limite fixee est
dépassée, une alarme sonore se declenche.
Comme on l'a vu, IS à lui seul ne permet pas de
prevenir les incidents dans le deroulement de la
dialyse. En revanche, IP fournirait à lui seul des
indications exploitables directement. Sa combinaison
avec IS presente l'interêt de permettre une analyse
encore pl~s fine et donc, une prévision encore
meilleure.
Dans le cas où l'hematocrite est déterminée par
mesure de l'impedance, l'inconvenient de la methode
pourrait être que la variation d'impedance peut
resulter soit de la variation de volémie, soit de
celle de la concentration des électrolytes dans le
plasma, en particulier du sodium, mais ces dernières
variations sont lentes et interviennent peu dans la
comparaison des pentes sur des durées brèves.
L'appareil de l'invention est representé Figure
6. Il s'agit d'un modèle avec indication des volumes
plasmatiques VP. On voit en 30 le boîtier sur la face
13 20~
avant 31 duquel sont disposés les différents organes
utiles à la mesure. Il s'agit du sélecteur de mode 32
à quatre positions, du sélecteur d'alarme 33 à trois
positions, du poussoir 34 pour la sélection des pages
d'écran, du poussoir 35 de départ de cycle de mesure
ainsi que de l'interrupteur d'alarme 36.
En 37, on a représenté l'écran LCD. Cet écran
permet l'affichage au choix (poussoir 34) de l'une des
deux pages, la page 1 (38) ou la page 2 (39). Sur la0 page 1, on voit s'afficher:
en 40, l'impédance initiale en Kiloohms (temps
to)
en 41, l'indicateur d'incident dans le
fonctionnement,
en 42, l'impédance au temps t,
en 43, PCD au temps t,
en 44 valeur de IP, l'indicateur de pente,
en 46, valeur de IS, l'indicateur de seuil,
en 46, valeur du volume plasmatique VP au temps
t.
Si c'est la page 2 qui est sélectionnée, on y
voit apparaître:
en 47,la pente sur la longue durée (PLD) depuis
l'origine to~
en 48, PCD à t-10 minutes,
en 49, PCD à t-5 minutes,
en 50, PCD au temps t (comme en 43, page 1),
en 51, volume plasmatique initial VPO (en ml)
en 52, variation absolue de VP à t-10 mn,
en 53, variation absolue de VP à t-5 mn,
en 54, variation absolue de VP à t (comme en
45).
Toutes les indications de l'appareil de la
figure 6 sont en volumes plasmatiques. Il s'agit d'une
gran~eur ~acile à exploiter par le prati~ien. La
.
. .
2 ~ 3 3
valeur du volume plasmatique se déduit comme on 1'a vu
de la valeur mesurée de l'hematocrite, elle-même
determinee à partir d'une mesure d'impedance ou d'une
mesure colorimetrique ou de toute autre methode qui
permette d'acceder au taux de globules rouges dans le
sang du patient.
Une mesure s'effectue de la manière suivante:
. L'appareil est mis sous tension.
. Les electrodes sont connectees -
immediatement la mesure de l'impedance effectuee
toutes les cinq secondes s'affiche en 42.
. Avec le selecteur de mode 32, on choisit soit
le mode manuel (mesure d'impedance seule) soit l'une
des trois positions du mode automatique Al, A2 ou A3.
A1 correspond à un patient de faible corpulence
(volume sanguin suppose 3500 ml)
A2 corpulence moyenne (4000 ml)
A3 corpulence forte (4500 ml)
. Avec le sélecteur d'alarme 33, on sélectionne
le niveau pour la somme (IS + IP) pour lequel l'alarme
doit se déclencher. Dans le cas décrit precedemment
trois niveaux etaient prevus: 4, 8 et 12 (sensibilite
forte, moyenne et fai~le respectivement).
. Dès que les paramètres de la dialyse sont
stabilisés, en général cinq minutes après le debut, on
appuie sur le poussoir 35.
Si l'appareil est en mode automatique ~position
Al, A2 ou A3 du bouton 32) le deroulement des mesures
est le suivant:
- de 0 à 10 mn:
observation de la valeur
de depart ponderée de
l'impedance
- à la lOe mn:
calcul et affichage de ZO
(40) et du volume
plasmatique de depart (51)
., , , .. . ..... . . .. .. . _ . , . . . . _
1S 2~8663~
- à la 15e mn:
calcul et affichage de la
première variation du
volume plasmatique (46 et
54) et pente sur la courte
durée PCD (43 et 50) qui
est exceptionnellement la
meme que PLD (47).
- ensuite, toutes les 5 mn - calcul et
affichage de toutes les valeurs, en particulier IP et
IS et déclenchement de l'alarme si
IP + IS 3 seuil d'alarme
(tel que selectionné en 33)
L'exemple suivant compare l'évolution de la
mesure de l'hématocrite extra-corporelle ou celle de
son corollaire inverse, la volémie, à l'évolution de
la tension artérielle du patient, il montre que la
méthode de l'invention permet de prévoir les troubles
chez le patient au moins un quart d'heure avant qu'ils
ne se produisent et donne ainsi au praticien la
possibilité de les éviter.
Sur la Figure 5, on a illustré l'exemple. On
voit sur l'axe des abscisses, le temps exprimé en
heures. L'axe des ordonnées montre dans sa partie
médiane 17, les valeurs des tensions artérielles
exprimées en centimètres de mercure et, dans la partie
supérieure 16, la variation relative du volume
plasmatique ~ ~ VP exprimé en %.
VP
Il s'agit d'une grandeur proportionnelle à
1 impédance Zm au même instant, celle qui a permis
d'établir les niveaux d'alerte inscrits en bas du
diagramme, en 18. Ces niveaux d'alerte, égaux à IP+IS
étaient compris entre 0 et 12. Les seuils sont, comme
on l'a vu, fixés respectivement à 4, 8 et 12.
Sur la figure, on peut suivre la correspondance
entre l'hématocrite (en l'occurrence, le volume
.
- -- . - - ---- .. . . . .
16 2n$~
plasmatique), le niveau d'alarme et la tension
arterielle. On voit en particulier que, lorsque la
pente de la courbe de l'hématocrite augmente, le
niveau d'alarme s'accrolt et que, peu après, la
tension du malade diminue. C'est ainsi qu'à 25
minutes, la pente s'accrolt fortement, que le niveau
d'alarme depasse le seuil n 2 (valeur de 9). C'est un
quart d'heure plus tard que la tension est tombee. De
meme à 2h 3~, le niveau 10 a ete atteint et il a ete
suivi d'une amelioration puis de nouveau, d'un niveau
inquietant à 2h 45, suivi lui-meme 5 minutes plus tard
d'une chute de tension.
Il est à remarquer que l'expérience a été faite
sans l'intervention du praticien alors que,
normalement, dès la première alarme, il aurait agi,
soit en ralentissant l'ultrafiltration, soit par
l'injection de solutés qui provcquent un effet
d'expansion plasmatique (effet osmotique).
Sur la Figure 5, aucune mesure n'a eté prise
malgre les premières alarmes dues à la pente seule.
C'est pourquoi, dans la suite, l'effet du niveau de
l'hematocrite a eté determinant sur les alarmes
ultérieures.
La méthode de suivi de l'hématocrite du sang du
patient pendant l'hemodialyse qui vient d'etre decrite
utilisait essentiellement la mesure de l'impedance. En
effet, les mesures électriques sont faciles à mettre
en oeuvre et à informatiser. Cependant, toute methode
qui permet de suivre l'evolution d'une grandeur
proportionnelle à l'hematocrite ou à la volemie
convient pour mettre en l'oeuvre l'invention. Il en
est ainsi des méthodes optiques comme la colorimetrie
par exemple qui permet une evolution très precise de
la concentration du sang en hematies et donc de
l'hematocrite.
20~33
17
Par rapport aux techniques antérieures,
l'invention offre l'avantage de permettre une
détection de l'hypovolémie très tôt, bien avant que la
manifestation physique, jusqu'à présen$ la plus facile
à détecter, l'hypotension artérielle, se manifeste.
Dans le cas des patients au comportement atypique,
elle permet dès la première dialyse consécutive à une
dialyse où un incident s'est présenté, de prévenir
avec une grande sécurité tout nouvel incident. La mise
en oeuvre de la technique de l'invention est simple,
pas traumatisante pour le patient puisque son
dispositif s'intègre facilement au rein artificiel
lui-même. Les résultats de la méthode de l'invention
se sont avérés par ailleurs indépendants des
variations de la natrémie (taux de sodium dans le
sang). Le maniement de l'appareil est particulièrement
simple et ne nécessite qu'un apprentissage réduit pour
le praticien souhaitant le mettre en oeuvre. De plus,
dans le cas des patients à risque ou pour procéder à
des recherches, il est toujours possible de suivre en
temps réel le déroulement de la dialyse. De meme, il
est possible d'enregistrer et de stocker les données
par des moyens informatiques et de permettre ainsi
aussi bien le suivi de l'évolution d'un malade, que
des études à caractère scientifique - éventuellement
statistiques - d'une plus grande ampleur. La méthode
est simple sur le plan électrique - électronique, le
prix de revient de chaque dispositif est donc limité
et il est possible d'équiper chaque centre
d'hémodialyse du nombre d'appareils nécessaires.
... . . .. . . . . . ..
