ELSEVIER

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S C I E N C I E ~IOlRECT •

ITBM-RBM 27 (2006) $7 S13

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Oxyg6nateurs

Oxygdnateurs • 6volut ion et nouveaut6s

Oxygenators • evolut ion and update

C. Isetta

CHU Pierre Zobda Quitman, La Meynard, 97200 Fort de France

R~sum6

L'oxyg6nateur id6al devrait permettre un apport d'oxyg~ne et une extraction du CO 2 chez tout individu ~t un d6bit sanguin physiologique,

sans alt6ration sanguine avec un faible volume d' amor~age. En comparaison avec les poumons natifs, les poumons artificiels ont des surfaces d'dchange plus petites et une diffusion gazeuse limit6e. Malgr6 l'optimisation conceptuelle pour supprimer ces diffdrences, le transfert maximal d'oxyg~ne de l'oxygdnateur le plus performant n'atteint que moins de la moiti6 de celui de poumons normaux. N6anmoins les progr~s r6alis6s depuis 50 ans ont permis une am61ioration consid6rable des oxygdnateurs. Les volumes d'amor~age sont pass6s de plus de deux litres de sang ~ moins de 200 ml de solut6s non sanguin.

La biocompatibilit6 a 6t6 r6cemment amdlior6e par la suppression compl6te des contacts air/sang gr~tce aux membranes continues de polymdthylpentbne dont les coefficients de diffusion de 1'O 2 et du CO 2 sont 6gaux ~t ceux des membranes microporeuses en polydthyl6ne.

Le surfa~age par hdparine, phosphorylcholine ou cyclosiloxane diminue l 'activation des 616ments nucldds et non nuc166s du sang. Les dispositifs de d6bullage par pi~ge et filtre h bulle sont optimisds au niveau de l'oxyg6nateur, renfor~ant la s6curit6. La miniaturisation des

circuits de circulation extra corporelle se poursuit avec l'incorporation de t~te de pompe centrifuge ~t 1' architecture m6me de l'oxyg6nateur.

© Elsevier Masson 2006 SAS. Tous droits r6servds.

Abstract

The ideal extracorporeal oxygenator transfers oxygen into and carbon dioxyde out of the body at physiologic blood flow rates without blood trauma and a small priming volume. Compared with natural lungs, artificial lungs have much smaller surface areas and are limited by diffusion. Despite improved oxygenators designs that offset these differences somewhat, the maximum oxygen transfer of even the most efficient artificial lungs is less than half that of normal lungs. Nevertheless the progress realized for 50 years allowed a considerable improvement of oxygenators. From more than two liters, the priming volumes reache now less than 200 ml of bloodless solutions.

The biocompatibi l i ty was recently improved by the complete suppression of the blood-air interface because of continuous polymethylpentene membranes employment with gaz transfers of 02 and CO2 equal to those of the microporous polyethylene membranes. The coated surfaces by heparin, phosphorylcholine or cyclosiloxane decrease the cell and the non cell blood activation. The devices of de- airing by trap and filter are optimized in the oxygenator, enhancing the safety. The miniaturization of the cardio pulmonary bypass circuits goes on with the incorporation of a centrifugal pump head in the design of the oxygenator. © Elsevier Masson 2006 SAS. Tous droits rdserv6s.

Mots cl(s : oyg6nateur ~t membrane ; poly6thyl6ne ; polym6thylpent~ne ; volume d'amorqage

Keywords: membrane oxygenator; polyethylene; polymethylpentene; priming volume

Adresse e-mail : christian.isetta@chu-fortdefrance.fr

© 2006 Elsevier Masson SAS. Tous droits r6serv6s.

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Fig. 1. Cceur poumon artificiel de IBM-Gibbon 1950.

Le 5 avril 1951, h l 'H6pital Universitaire du Minnesota (Minneapolis, l~tats-Unis), Dennis et coll [1] utilisa pour la premibre fois chez l 'homme une machine coeur-poumon. Ce fut un 6chec par erreur de diagnostic pr6-op6ratoire. I1 ne s'agissait pas d 'une communication inter auriculaire, mais d ' u n canal a t r io -ven t r icu la i re partiel. En aofit 1952, Dogliotti [2] h Turin utilise un oxyg6nateur ?a bulle ~ titre de pr6caution, pour enlever une importante tumeur m6diasti- hale.

Ces premieres tentatives font suite ?~ de longues et nom- breuses exp6rimentations animales multinationales pour mettre au point un appareil oxyg6nant et d6carboxylation le sang : l 'oxyg6nateur et une machine assurant le d6bit san- guin syst6mique : la pompe ?t sang. Le 6 mai 1953, h la Mayo Clinic, Rochester (Minnesota) John Gibbon Jr, utilisant une circulation extra-corporelle avec un oxyg6nateur h 6cran, op6ra avec succbs unejeune fille de 18 ans, Cecilia B. d 'une communication inter-auriculaire avec un shunt gauche-droit dont le d6bit calcul6 6tait 6gal ~ 7 1/min ~ [3]. Le ddbut de ses travaux exp6rimentaux remontait aux anndes 1930. Mais il ne put renouveler ce succbs et renonqa ~t la chirurgie cardia- que ?a cceur ouvert.

Jonhn Kirklin poursuivit ce travail de pionnier avec le m~me coeur-poumon artificiel (appareil Gibbon-IBM, Mayo Clinic) systbme efficace mais bruyant, volumineux, difficile

st6riliser et h monter (Fig. 1). l 'H6pital Universitaire de Minneapolis (Minnesota)

distant de 150 kin, Walton Lillehei, faisant suite ~ Dennis C, parti pour l'Universit6 de New York (Brooklyn) s'engageait sur la voie de la chirurgie cardiaque sous circulation crois6e avant de mettre au point un oxyg6nateur ~, bulle.

En 1955 ces deux h6pitaux 6taient les seulsendroits o?a se pratiquait la chirurgie cardiaque h coeur ouvert sous circula- tion extracorporelle. Les autres centres de chirurgie cardia- que utilisaient l 'hypothermie gdndrale.

1. Les t ransfer ts gazeux

1.1. Diffusion des gaz

Elle r6pond h une 6quation math6matique :

Flux laminaire Film sanguin mince

~' a l ~ ~ ~ b i e ~ ~j~ - ~

ii Fig. 2. G~n~ration de flux turbulents

J = - D x c 3 P 6x

J diffusion par unit6 de surface D constante de diffusion d6pendant du gaz et de la

membrane x distance entre le gaz et la membrane Le transfert d 'oxyg~ne est 6gal ~ :

VO 2 = Q x (C~- C V) Q d6bit de sang C a contenu art~riel en 0 2

C v contenu veineux enO 2

Ce transfert d 'oxyg~ne peut ~tre ~galement calcul6 en phase gazeuse "

702 = Q x (FiO 2- F02) Q d6bit degaz F~OzFraction d'O 2 ~ l'entr6e

FeOzFraction d' O 2 h la sortie La diffusion des gaz est am61ior6e par la cr6ation de flux

secondaires, ~ film ~ de sang tr~s mince, autour des fibres capil laires ~t l ' in t6r ieur desquel les circule le m61ange gazeux. Les flux secondaires doivent ~tre de type laminaire, un flux turbulent engendrant des flux secondaires percutant les fibres capillaires, alors que les flux laminaires 6pousent la surface des fibres (Fig. 2).

1.2. Oxygdnation

Sachant que le sang transporte 1,34 ml d 'oxyg~ne par g r a m m e d ' h 6 m o g l o b i n e , que l ' h 6 m o d i l u t i o n abaisse l 'h6moglobin6mie ~t une valeur avoisinant 7 g/100 ml, le passage de la saturation de l 'h6moglobine en oxyg6ne de 70 ~t 100 % demande 140,7 ml d 'oxygbne par minute pour un d6bit de 5 1/min-' et de 112.6 ml pour un d6bit de 4 L min-l. La consommation d 'oxyg~ne d 'un patient sous anesth6sie g6n6rale en normothermie et en ventilation contr616e est de

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1980 1983 1986 1989 1992 1995 1998 Ann~es

l'ordre de 2 h 2,5 ml/kg ou de 80 ?a 100 ml/m2. De plus, la consommation d'oxyg~ne est moindre en cours de CEC en raison de l'arr~t du ceeur, de l'absence de travail ventilatoire ou d'une 6ventuelle hypothermie. Pour une s6curit6 opti- male, l'oxyg6nateur doit pouvoir assurer un transfert d 'oxy- g~ne deux fois plus important soit 300 ml/min, ce qui correspond ?~ la consommation d 'oxygbne d 'un individu 6veill6 au repos. Physiologiquement, dans la circulation pul- monaire, le film de sang est de nature monocorpusculaire. I1 est expos6 ~ une pression d'oxyg6ne d'environ 100 mmHg pendant 0,1 ?a 0,3 secondes. La surface d'6change pulmo- naire est de 100 m 2 environ. Dans les oxyg6nateurs artifi- ciels, la couche de sang comporte une trentaine de globules rouges expos6s ~ une pression partielle de l'ordre de 400 650 mmHg pendant 2 ~ 3 secondes. La surface d'dchange est cent fois moins importante que celle des poumons, soit de l'ordre du m z. Comme il n'est pas possible de faire circuler le sang parcourant l'oxyg6nateur h membrane dans autant de canaux qu'il existe de capillaires pulmonaires, la diffusion de l'oxyg~ne est amdliorde par augmentation du temps de passage et par diminution de l'6paisseur de la couche san- guine [4].

1.3. D6carboxylation

Avec un coefficient respiratoire de 0,85, la production de gaz carbonique sous CEC en normothermie est d'environ 120 ml/min. Le temps de diffusion du gaz carbonique est rapide en raison d'un trbs fort coefficient de solubilit6. Le temps de diffusion de l'oxyg~ne, malgr6 un coefficient de solubilit6 plus bas, est ~ peu pros identique ~ celui du CO2 car le gradient de pression entre la phase liquide et la phase gazeuse est 14 fois plus grand pour l 'oxygbne que pour le gaz carbonique. Une 61imination correcte du gaz carbonique demande un rapport du ddbit gazeux (balayant l 'oxyg6na- teur) sur le d6bit sanguin (traversant la membrane) 6gal ou inf6rieur ~ 1 ce qui permet de maintenir dans le sang une pression partielle en gaz carbonique de l'ordre de 40 mmHg avec une 6puration de 50 ml de gaz carbonique par litre de gaz ventilant la membrane.

2001 2004

° ~ .=. E

z

Fig. 3. Type d'oxyg6nateurs utilis6s aux USA 1980-2005.

2. Les oxyg6nateurs

I1 existe deux grandes catdgories d'appareil destinds assurer la fonction respiratoire pulmonaire au cours de la chirurgie cardiaque sous circulation extracorporelle : les oxyg6nateurs ~ bulle et les oxygdnateurs ~ membranes [5].

Les oxyg6nateurs ~ bulles ne sont plus utilis6s dans les pays ?~ 6conomie d6velopp6e (Fig. 3).

2.1. Oxygdnateurs g~ membranes

Avec ces dispositifs, le sang n'entre pas ou peu, en con- tact direct avec le gaz. Ils sont s6par6s par une membrane synth6tique. L'h6motraumatisme li6 au bullage est supprim6 [6].

2.1.1. Diffdrents types de membranes

I1 existe deux types de membranes : les membranes semi perm6ables et les membranes continues.

Les membranes semi-permdables ou microporeuses, pr6- sentent des micropores qui facilitent les 6changes gazeux. Ce sont des membranes en polypropylbne.

Le polypropyl~ne (PP) est du poly6thyl~ne avec un groupe m6thyle (CH3) li6 h chaque unit6 de la chaine, le poly6thyl~ne est le produit d'une polym6risation de l'6thy- lbne (Fig. 2). Habituellement, la fabrication d'une mem- brane microporeuse comprend la r6alisation d'un film de polypropylbne par extrusion et cristallisation, puis des micropores sont crd6s par 6tirement. Une autre possibilit6 de fabrication est repr6sent6e par l'extrusion d'un m61ange de polypropyl~ne et de paraffine. Aprbs cristallisation, l'61imi- nation de la paraffine cr6e des micropores.

Les membranes microporeuses sont perm6ables aux halog6n6s [7-9].

Les membranes continues fonctionnent par diffusion. Les transferts de gaz se font de fa$on mol6culaire. Ces membra- nes se pr6sentent sous forme d'une mince couche de silicone ou depuis la fin des ann6es 90 de fibres creuses en polym6- thylpent6ne.

S 10 C. lsetta /ITBM-RBM 27 (2006) $7-S13

Les silicones sont le nom g6n6rique d'une classe de poly- m6res synth6tiques. Ils alternent dans leur structure chimi- que un atome de silicone (Si) avec un atome d'oxyg6ne (O) Le motif de base est Si-R2-O, ou R repr6sente un groupe- ment organique de type m6thyle (CH3) et dans une moindre proportion de type ph6nyle (C6H5). I1 peut 6galement s' agir de radicaux vinyle (CH2= CH2) ou tr i f luoropropyle (C3F3H4). Les coefficients d'6changes gazeux des membra- nes en silicone sont faibles et les surfaces n6cessaires ~ une oxyg6nation et une d6carboxylation ad6quates sont impor- tantes. Leur utilisation est devenue obsolbte depuis l'appari- tion d'un autre type de membrane continue.

Le polym~thylpent~ne (PMP ou TPX) est similaire au polypropylbne, mais il possbde un groupe isobutyle au lieu d'un groupe m6thyle fix6 ~ chaque groupe monombre de la chalne. (Fig. 4) Sa r6sistance chimique est proche de celle du PP. Les coefficients de diffusion des membranes en polym6- thylpentbne, sont similaires ?a ceux des membranes semi- permOables, les surfaces d'6change n6cessaires pour obtenir des 6changes gazeux satisfaisants, sont comparables pour ces deux types de membrane. Par contre les halog6n6s ne diffusent que trbs peu au travers de ce type de membrane, rendant impossible leur utilisation en cours de CEC [7].

Les valeurs des 6changes gazeux au travers des membra- nes continues sont conserv6es sur des p6riodes d6passant deux semaines, justifiant leurs indications dans les CEC d'assistances respiratoires [10]. En revanche, les membra- nes microporeuses ne conservent leur capacit6 de transferts gazeux que pendant quelques heures. Au delh de six heures les performances diminuent par perm6abilisation de la membrane qui laisse passer un transsudat. Cette transsuda- tion serait life ?a la diff6rence de pressions de vapeur d'eau et de temp6ratures entre les phases liquide et gazeuse de part et d'autre de la membrane. Ces diff6rences donneraient nais- sance ~ une condensation au niveau de l'interface micropo- reuse avec passage de vapeur d'eau et modification de la mouillabilit6 de la membrane. Secondairement, dans ces conditions hygrom6triques, le plasma modifie ses propri6t6s d'accr6tion sur le mat6riau et transsude. Afin de retarder ce ph6nom6ne, il avait 6t6 propos6 de ventiler les membranes microporeuses avec un gaz satur6 en vapeur d'eau r6chauff6 ?a 37 ° lorsqu'une utilisation de longue dur6e 6tait pr6vue

[ i l l . Progressivement, l'am~lioration des proc6dures de fabri-

cation a permis d'augmenter les coefficients des transferts gazeux tout en r6duisant les volumes d'amorqage statique et dynamique des oxyg6nateurs surfaces d'6changes En fonc- tion de leur architecture les oxygdnateurs ?a membranes sont class6es en deux types : membranes planes et membranes tubulaires.

2.1.2. Oxygdnateurs gt membranes planes Deux types d'oxyg6nateurs sont commercialis6s : - L e s oxygdnateurs g~ membrane assembl~e en spirale :

Une seule feuille de mat6riau perm6able aux gaz est enroul6e sur elle-m6me. Ce type d'oxyg6nateur utilise

H H f~thyl~ne Poly6thyl~ne

I I I H H H

Polypropyl~ne

Fig. 4. Polym6risation du polypropyl6ne.

uniquement une membrane en silicone, selon le prin- cipe d6crit par Kolobow [ 12] Ces oxyg6nateurs (Ultrox du Laboratoire Medtronic) sont compliants, en cours d'utilisation le volume circulant dans l 'oxyg6nateur augmente. Le volume d'amor~age est important (750 ml). Ils ne sont plus utilis6s. Les oxyg6nateurs ~ membranes assembl6es en couche : Les membranes sont empil6es par couches successives habituellement par pliage. Les gaz passent dans une couche, le sang dans l'autre, les deux phases sont s6pa- r6es par une membrane [13] La pression sanguine 6carte les membranes et forment des canaux parallbles qui se comportent comme des capillaires. Le film san- guin est suffisamment mince pour permettre des trans- ferts gazeux efficaces. Ce syst~me est peu compliant, en cours d'utilisation, l'augmentation du volume con- tenu dans l'oxyg6nateur est faible. Diff6rentes am61io- rations techniques ont permis de diminuer la perte de charge (diff6rence de pression entre l'entr6e et la sortie de l'oxyg6nateur) ~ l'int6rieur de la membrane. La s6rie des oxyg6nateurs cmL (Sorin Group) est construite selon ce principe avec une membrane semi-perm6able, ce sont des oxyg6nateurs dits ~t plaque. Les oxyg6na- teurs M 8 et M 16 du laboratoire Maquet sont constitu6s de membranes en silicone dispos6es en couches. Ils 6talent utilis6s chez le nouveau-n6 atteints d'hypox6- mie r6fractaire et tendent ?a 6tre remplac6s par des oxy- g6nateurs ~ membrane en polym6thylpent6ne.

2.1.3. Oxyg~nateurs gl membranes tubulaires Des fibres creuses composent ces oxyg6nateurs (Fig. 5)

Elles sont rassembl6es en faisceaux ~ l'int6rieur d'une enve- loppe rigide (Fig. 6) Leur premi6re utilisation clinique remonte au d6but des anndes 1980. Le sang circule h l'ext6- rieur des fibres. Au d6but de l'utilisation des fibres creuses,

C. lset ta / I T B M - R B M 2 7 (2004) $ 7 - S 1 3 S l 1

C H 3 C H 3

I C H 2

Radical i sobutyle

C H 3 C H 3

2 H2

- - C - - C H 2 - " C = - C H 2 " - - C - - C H 2 - "

I I I H H H

PolymEthylpent~ne

Fig. 5. PolymErisa t ion du polymEthylpentbne.

le passage du sang ~ l'extdrieur des fibres dOterminait des shunts prEfdrentiels, qui diminuaient la surface d'dchange. Les progr~s technologiques ont permis de rEduire au maxi- mum ces shunts en 6vitant les angles droits, en utilise les matEriaux les plus lisses possibles par Elimination des rugo- sites de surface. Les transferts gazeux sont de meilleure qua- litE lorsque le sang passe ~ l'extErieur des fibres et que le gaz circule h l'intErieur [14]. Les oxygEnateurs ~ membranes offrent une resistance ~ l'Ecoulement du sang. IL est donc logique de placer la pompe artErielle avant l'oxygEnateur. Le debit pulse est possible avec des membranes ~ faible perte de charge. Dans ce cas, l 'hdmotraumatisme est aug- mentd. Pour certaines Equipes chirurgicales, ces oxygEna- teurs diminuent la morbiditE postopEratoire [ 15].

2.2. Echangeurs thermiques

Actuellement tous les oxygEnateurs ~ membrane sont 6quipEs d'un Echangeur thermique. Ces 6changeurs thermi- ques sont soit en acier inoxydable, exceptionnellement en aluminium, soit en fibre creuse de polyEthylEne ou de poly- urethane. Afin de limiter les interactions avec le sang, ils sont facilement recouverts d'un polymEre. Les performan- ces des Echangeurs thermiques interviennent dans le choix des oxygEnateurs.

2.3. Volume d'amorqage

Les effets des recherches technologiques permettent de diminuer le volume d'amorqage statique et dynamique des oxygEnateurs. En 50 ans les volumes sont passes de deux litres et plus h 170 ml (D905" Sorin Group) pour un adulte standard (Fig. 7).

Fig. 6. Fibres creuses.

l n t 02 .nlin.llL: ' [ - - Transfert 0 2 - - t . Volume [ mL

350 - 600

300 . 500

250 '11 _. / .... 400

200 • ~-~-~ .... 30O 1

150 . . . . . . ~ . . . . . . . . . . • ........... • .............

100 . . . . . . . . . " . . . . . . . . 200

50 I00

0

1970 1975 1980 1985 1990

Fig. 7. l~volut ion des oxynErateurs h membrane .

1995 2000 2005

3. La biotolErance

Lors des premibres annEes de la chirurgie cardiaque le contact air-sang dtait la seule possibilitd d'oxygdnation. Le circuit Etait ouvert. Avec les membranes semi poreuses l'interface gaz-sang est drastiquement diminude, pour com- plbtement disparaitre avec les membranes pleines, h diffu- sion moldculaire, dites vraies membranes (true membrane) en silicone ou en polymEthylpent6ne. Si le reservoir sanguin n 'a plus d'interface avec l'air, grfice ~ l'utilisation d'une poche souple, le systbme est dit clos.

L'amElioration de la compatibilit6 des surfaces dtrangb- res par le surfaqage interne des ElEments constitutifs d'un circuit de CEC se rEpand progressivement ~ partir des annEes 1980. Actuellement, les procEdEs de greffes ioniques ou covalentes de molecules d'hEparine (TrilliumR labora- toire Medtronic), de phosphorylcholine (MimesisR labora- toire Sorin Group) ou d'un dErivE de silicones en couche mince de 0,4 m, le cyclosiloxane [16] sur les surfaces des oxygEnateurs en contact avec le sang semblent amEliorer la biocompatibilitd.

L'activation du complement est moins importante [17] La durde de fonctionnalit6 des membranes en polyethylene serait augmentEe de plusieurs jours [18]. Cependant le con- tact air sang reste present lors des aspirations dans ]es cavi- tds cardiaques et la rEcupEration du sang dpanchE dans le champ opdratoire. Les ElEments figures, leucocytes, throm- bocytes, de ce sang sont activEs. Afin de ne pas transfuser au patient des ElEments activEs, ce sang est trait6 par un laveur- concentrateur de cellules, afin de ne reperfuser que des glo- bules rouges et d'Eliminer les cellules activdes et les protEi- nes de l'inflammation excrEtEes.

S 12 C. lsetta /ITBM-RBM 27 (2006) $7-S13

Fig. 8. RX 25 (Terumo).

I1 n 'a pas 6t6 d~montr6 que le syndrome inflammatoire post CEC est directement proportionnel ~ la surface des sur- faces 6trangbres en contact avec le sang. Cependant il sem- ble logique de diminuer ce contact. Pour ce faire, il a 6t6 propos6 de supprimer le r6servoir veineux du circuit de CEC, le patient devenant son propre r6servoir. Le systbme capacitif sanguin est mis en jeu et la gestion anesthfisiologi- que des drogues vaso-actives, par effet principal ou secon- daire, participe directement ~ la qualit6 du retour veineux.

4. La mini CEC

L'objectif de la mini CEC est de r6duire le syndrome inflammatoire post CEC par l'utilisation d'un systbme clos de faible volume d'amorqage (tuyaux, oxyg6nateur, t~te de pompe), avec un surfaqage interne biocompatible, sans r6servoir veineux, utilisant une pompe centrifuge assurant un drainage veineux actif, plac6e avant un oxyg6nateur membranes pi6geant toute bulle de toute taille. Apr~s avoir int6gr6 un 6changeur thermique ~ l'oxyg6nateur, les indus- triels poursuivent la miniaturisation du circuit de CEC avec pr6sence d'un filtre art6riel darts l'oxyg6nateur (SynthesisR Sorin Group) et depuis fin 2003 d'une t~te de pompe centri- fuge radiale sur la sortie art6rielle (Ideal Synthesis 4 DR Sorin Group) (Fig. 9). Cependant ce proc6d6 rend le march6 captif, emp~chant de ce fait une large diffusion. Une ten- dance ~ la miniaturisation des circuits de CEC a 6t6 obser-

Fig. 9. Oxyg6nateur Ideal (Sorin Group).

v6e. Des circuits sans r6servoir veineux avec admission directe dans une pompe centrifuge 6jectant le sang darts un oxyg6nateur ?~ membrane sont propos6s par les diff6rents industriels pharmaceutiques (Laboratoires Maquet, Medos, Medtronic, Sorin Group, Terumo). Le retour veineux est assists par la pompe centrifuge avec absence de r6servoir veineux, remplac6 par un pi6ge ~t bulle veineux.

Cependant la r6duction minimaliste des circuits de CEC du d6but des ann6es 2000 est actuellement contre balanc6e par une tendance ~ l'addition d'E16ments qui augmentent de nouveaux les surfaces en contact avec le sang et le volume de la solution d'amorqage.

5. Conclusion

En 50 ans les am61iorations furent consid6rables. Les oxyg6nateurs mis h notre disposition sont fiables et perfor- mants. La recherche technologique a permis d'obtenir des circuits de moins de 500 ml avec une s6curit6 quasi opti- male. Les 6changes gazeux permettent la suppl6ance pulmo- naire en toutes circonstances, aussi bien au bloc op6ratoire qu'en salle de r6animation. Les membranes continues en polym6thylpentbne, h lort coefficient de transfert de l 'oxy- gbne et du dioxyde de carbone, suppriment l'interface air- sang Les volumes d'amorqage permettent de g6rer l'h6mo- dilution d'un patient uniquement en fonction d'un contexte clinique. Elle devient ind6pendante du circuit de CEC. Si la

c. Isetta / ITBMhRBM 27 (2004) $7-$13 S 13

maffr ise de la b io to l6 rance s ' a f f i r m e , il pe r s i s t e toujours ,

li6e h l ' ac te chirurgical lui m~me, la r6action in f lammato i re

ind ispensab le ~. la cicatr isat ion.

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