Dezvoltarea şi îmbunãtãţirea sistemelor auxiliare circulatorii

Acestea utilizeazã energia externã fie pentru a pune sângele în mişcare, fie pentru a

modifica rezistenţa vaselor sanguine, controlând astfel debitul de sânge.

Scopul acestor sisteme este de a susţine circulaţia când inima nu mai poate asigura debitul

necesar pentru satisfacerea nevoilor metabolice ale corpului.

Existã mai multe criterii dupã care se clasificã aceste sisteme auxiliare circulatorii: dupã

gradul de intervenţie asupra corpului, dupã metodele de punere în mişcare a sângelui etc. Astfel,

existã sisteme care asigurã un suport total al circulaţiei (sângele este deplasat numai prin

intermediul mijloacelor artificiale, fãrã activitatea inimii), cum ar fi: reanimarea cardiopulmonarã

sau înlocuirea întregii inimi sau a ventriculului stâng cu o protezã cardiacã.

Existã, de asemenea, sisteme care asigurã un suport parţial al circulaţiei (inima împarte

sarcina deplasãrii sângelui cu mijloace artificiale).

Multe din aceste sisteme angajeazã sincronizarea acţiunilor de sprijin cu

electrocardiograma sau cu creşterea presiunii în ventriculul stâng şi o temporizare adecvatã a

acestor acţiuni cu ciclul cardiac.

Soluţii tehnice în realizarea asistenţei ventriculare

Scopul utilizării temporale a dispozitivelor de suport este de a dobândi o ameliorare a

funcţiei inimii naturale. Dacă îmbunătăţirea este mai puţin probabilă, atunci, trecerea de la

transplant de inimă sau la un dispozitiv de asistenţă cronic poate fi singura soluţie pentru

dobândirea supravieţuirii pe termen lung.

Primele demersuri serioase privind protezele cardiace au avut loc în perioada anilor 1955-

1958, o datã notabilã fiind 12 decembrie 1957, când la Cleveland, Wilhelm Kolff (constructorul

primului model de rinichi artificial) şi Tetsuzo Akutsu au menţinut în viaţã timp de 90 de minute un

câine a cãrui inimã a fost înlocuitã cu o pompã mecanicã, de fapt un ventricul pneumatic cu o

diafragmã acţionatã cu aer comprimat.

Alt eveniment notabil, la 2 decembrie 1982 (Salt Lake City): în cadrul Universitãţii din Utah

tot W. Kolff împreunã cu o echipã de chirurgi înlocuiesc inima lui Barney Clark cu o protezã din

aluminiu şi poliuretan, ce a supravieţuit 112 zile. Proiectantul acestei inimi artificiale, Robert

Jarvik, îşi va continua tentativele, devenind celebru în urmãtorii ani.

De remarcat cã în 1958 se implanteazã primul stimulator cardiac lui Arne Larsson care

avea atunci 44 de ani şi care a schimbat apoi 26 astfel de stimulatoare cardiace (denumite şi

pacemaker).

Statisticile indicã, în Franţa, aproximativ 30.000 de intervenţii chirurgicale pentru

implantarea de stimulatoare cardiace (sau 80 pe zi) în perioada 1988 – 1992, iar pânã în

momentul de faţã existã peste 500.000 de stimulatoare implantate în toatã lumea.

Prima abordare a sistemului artificial s-a referit (tipul Jarvik 7) la o modalitate externã de

pompare cu acţionare electromecanicã şi un control riguros al parametrilor sângelui transportat.

Ulterior aceste sisteme s-au perfecţionat, devenind instrumente obişnuite în timpul operaţiilor de

cord, înlocuind pe perioada intervenţiei chirurgicale sistemul biologic. Dar, gabaritul şi masa (de

la câteva zeci de kilograme pânã la suta de kilograme) impuse de sistemele de siguranţã şi

control au limitat, pentru o perioadã, experimentãrile.

Este tot meritul lui Jarvik cã şi-a propus şi proiectul unui sistem autonom cu posibilitãţi de

implantare. Dupã Didier Lapeyre, cel care a conceput primul prototip al unei proteze cardiace

franţuzeşti, se estimeazã cã existã cinci puncte critice în abordarea sistemelor implantabile:

- biocompatibilitatea materialelor;

- structura pompelor;

- construcţia valvelor;

- miniaturizarea sistemelor care acţioneazã pompele;

- sursa de energie sau modul transcutanat de transmisie al energiei.

Eliminarea coagulãrii şi hemolizei sângelui necesitã dezvoltarea de noi materiale biocompatibile

şi proiectarea de pompe care sã nu aibã o zona staticã sau o aplatizare excesivã.

A fost necesarã proiectarea de controlere cu consum scãzut de putere, folosind cele mai

avansate componente microelectronice, microprocesoare şi senzori.

Rãmâne sã fie rezolvatã problema nivelului scãzut al surselor de energie care sã permitã

mobilitatea pacientului.

O alternativã interesantã o reprezintã folosirea muşchilor scheletici ca o pompã, din moment ce

nu necesitã surse de energie externã. În mod curent, ventriculul artificial şi inima artificialã şi-au

gãsit aplicaţia în folosirea pe termen scurt, ca soluţii intermediare cãtre transplantul cardiac.

Există trei tipuri de sisteme de pompare sau circulatorii auxiliare asociate sistemului

cardiovascular:

a) sisteme noninvazive;

b) sisteme percutanate;

c) sisteme implantate chirurgical.

Sistemele din prima şi a treia categorie pot asigura suportul parţial sau total, iar cele din a doua

categorie asigură doar suport parţial.

Sistemele pot asigura două funcţii: de compresie (externă, respectiv creare (supra)presiune

locală şi compresie cardiacă directă) şi de pompare.

Sistemele pot sau nu să fie sincronizate cu ECG.

Funcţionarea sistemelor de asistenţă ventriculară/cardiacă poate avea loc în mod sincron, sau în

mod asincron în raport cu inima.

Valva artificială. Valvele cardiace pot fi înlocuite cu valve din diferite materiale. Totuşi,

aceasta necesită ca pacientul să fie pe medicaţie anticoagulantă pentru tot restul vieţii spre a

reduce riscul coagulării sângelui prin valve. Ca alternativă, pot fi folosite valve de la porc pentru a

elimina necesitatea anticoagulantelor. Dar valvele porcine au o viaţă mai scurtă decât cele

umane. Valvele cardiace umane se deteriorează fie prin defecte congenitale, fie prin infecţii. Ele

sunt înlocuite doar atunci când ameninţă viaţa sau când chirurgical nu s-a reuşit ameliorarea .

Bypass-ul cardio-pulmonar. Folosit în majoritatea tipurilor de chirurgie cardiacă, acest

mecanism şuntează atât inima, cât şi plămânii. Sângele neoxigenat care se întoarce la inimă

curge în atriuul drept, este oxigenat de către maşină şi se întoarce către aortă, iar de aici către

corp.

Pompa cu balon intraaortică (IABP). Se inserează un cateter lung ataşat la un balon din

poliuretan de aproximativ 30 mm în volum în artera femurală (mai întâi balonul) şi se avansează

până când capătul se află imediat sub arcul aortic. Balonul conţine heliu şi este umflat şi

dezumflat printr-o pompă exterioară. Umflarea balonului ajută ventriculul stâng să forţeze

sângele din aortă în arterele coronare. Balonul se dezumflă pe măsură ce inima se contractă.

Funcţionarea pompei externe de gaz este corelată cu ECG-ul pacientului şi/sau semnalele

traductoarelor de presiune. Pompa cu balon este folosită la pacienţi cu insuficienţă ventriculară

stângă după ce stimularea electrică sau medicamentoasă a dat greş. Datorită mai multor

probleme, pompa cu balon nu este folosită în general mai mult de 72 de ore. În acest timp se

speră ca inima să-şi revină şi să pompeze normal.

Efectele fiziologice importante relatate, includ reducerea presiunii sistolice a ventriculului

stâng şi consumul de oxigen, reducerea volumului diastolic şi volumului la sfârşit de sistolă a

ventriculului stâng, reducerea presarcinii, creşterea curgerii coronariene şi a curgerii sanguine a

vasului colateral.

IAPB reduce tensiunea sistolică de vârf (postsarcina) cu 14%, până la 19% şi presiunea

sistolică a ventriculului stâng cu aproximativ 15%. Deoarece tensiunea sistolică de vârf a

peretelui este dată direct de consumul de oxigen miocardic, cerinţele consumului miocardic sunt

reduse proporţional. Poziţia balonului trebuie să fie în aval chiar în dreapta arterei subclaviene.

Balonul ar trebui astfel potrivit în aortă încât umflarea lui aproape să blocheze vasele. Umflarea

trebuie să se producă în acelaşi timp cu închiderea valvei aortice.

La început, umflarea reduce volumul de ejecţie, creşte volumul diastolic şi volumul la

sfârşit de sistolă şi creşte ambele funcţii ale ventriculului stâng (presarcina şi postsarcina).

Dezumflarea ar trebui să se producă cât mai tarziu cu putinţă pentru a menţine durata creşterii

presiunii diastolice a sângelui, dar trebuie să se întâmple înainte de deschiderea valvei aortice şi

ejecţia ventriculului. Dezumflarea activă a balonului produce un efect de aspirare care

acţionează pentru descreşterea postsarcinii ventriculului stâng şi deci a consumului de oxigen al

miocardului.

Fig. 1. Umflarea balonului pe durata diastolei ventriculului stâng.

Umflarea balonului pe durata diastolei ventriculului stâng blochează aorta toracică

descendentă, închide valva aortică, şi creşte aproximativ perfuzia cerebrală şi coronariană.

Fig. 2. Efectul IAPB asupra presiunii aortice.

Producerea pulsului are loc după ejecţie (A), umflarea balonului creşte presiunea sistolică

aortică (B). La sfârşitul diastolei dezumflarea neaşteptată reduce presiunea aortică la sfârşitul

diastolei (C), postsarcina ventriculului stâng şi consumul de oxigen al miocardului.

Factorii biologici care influenţează performanţele hemodinamice a IABP, sunt frecvenţa

cardiacă, presiunea medie diastolică arterială, complianţele valvei aortice şi peretelui aortic.

Tehnici de inserţie IAPB este introdus de obicei în artera femurală comună. Artera

femurală este evitată datorită mărimii sale mici şi creşte posibilitatea ischemică a piciorului.

Pentru pacienţii cu vasele mici este recomandat un cateter de calibru 8.5F, altfel este utilizat

cateterul 9.5F. Momentul umflării şi dezumflării balonului trebuie să fie monitorizat îndeaproape

pe durata contrapulsaţiei.

Un sistem de asistenţă ventriculară (VAD) este o pompă mecanică care pompează sângele

pentru o inimă care este prea slăbită din punct de vedere hemodinamic (fes 0,4) .

Fig. 3. Amplasarea unui VAD.

Rata de supravieţuire este de 84 % pe termen de 30 zile, 70 % pe termen de trei luni, 64 %

pe termen de un an, şi 55% pe termen de patru ani după folosirea LVAD ca o punte în transplant.

Pacienţii care nu sunt potriviţi pentru acest tip de dispozitiv sunt cei care suferă de cancer, care

au boli severe ale plămânului, care suferă de infecţii care nu răspund antibioticelor,

nefuncţionarea ireversibilă a rinichiului, etc.

Riscurile înainte de operaţie sunt: infecţie, sângerarea, tromboembolismul, probleme

mecanice.

Fig. 4. Dispozitive tip VAD, consola, modul de acţionare.

Pompa de suport ventricular HeartMate este un dispozitiv electric pneumatic care este

implantat în stânga cadranului superior a abdomenului.

Tubul pneumatic de aer iese din jumătatea inferioară a peretelui abdominal şi este ataşat la

o unitate electrică pneumatică.

Pompa de ajutor Thoratec, fabricată în laboratoarele Thoratec, este un dispozitiv electro-

pneumatic amplasat în vecinătatea peretelui abdominal anterior. Sângele poate fi luat din

ventriculul stâng şi pompat în aortă.

Fig. 5. Sistemul Thoratec Heart-Mate

Sistemul de asistenţă ventriculară Novacor este un dispozitiv realizat de către firma Baxter.

Pompa este implantată în cadranul stâng superior, iar firele alimentării electrice şi ieşirea tubului

sunt trecute prin peretele inferior abdominal anterior.

Fig. 6 Sistemul Novacor LVAD.

Diferenţele majore dintre cele trei tipuri de dispozitive de asistenţă ventriculară. Sistemul

HeartMate este un dispozitiv implantat care foloseşte valve dintr-o ţesătură mixtă. Incinta pompei

care conţine sângele este căptuşită cu sfere din titanium pe intreaga suprafaţă a diafragmei

flexibile. Dispozitivul este în general scutit de complicaţii tromboembolice. Dispozitivul nu poate fi

folosit cu acces la sângele arterial şi nici la asistarea ventriculului drept.

Pompa Thoratec foloseşte tipuri de discuri înclinate a valvelor mecanice şi cu o parte

netedă la suprafaţa de contact cu sângele. Pacienţii care folosesc acest dispozitiv sunt susţinuţi

de doze slabe de heparină. Sângele poate fi luat din atriul stâng, ventriculul stâng şi pompat în

aortă. Sistemul poate fi folosit în varianta biventriculară.

Thoratec VAD a fost introdus din punct de vedere clinic în anul 1976, şi a fost aprobat ca o

punte spre transplantul cardiac în 1986; dispozitivul este implantat iniţial cu intenţia însănătoşirii

miocardului

Consola acţionată pneumatic, aplică alternarea presiunii negative şi positive la umplerea şi

golirea fiecărui balon prostetic. Volumul de ejecţie efectiv al fiecărui ventricul prosthetic este 65

ml. Linia de acţiune a vidului şi presiunea pozitivă pot fi ajustate pentru a ameliora umplerea şi

presiunea arterială sistemică. Faza de ejecţie a pompei poate fi ajustată în funcţie de condiţiile

pre- şi postsarcinii.

Ventriculele prostetice sunt plasate în partea de sus a abdomenului, şi sunt conectate la

inimă şi la vasele mari prin canule poliuretanice ce traversează peretele pieptului. Canula este

conectată la o consolă extinsă prin linii de acţiune pneumatică. În modul sincron exterior, pompa

se goleşte corelat cu unda R de pe electrocardiograma pacientului.

Fig. 7 Dispozitivul THORATEC. Posibilităţi de plasare ale dispozitivului pentru suportul unuia

sau ambelor ventricule.

Sistemul Novacor foloseşte valve biologice cu părţi netede de contact. Pacienţii care

folosesc acest dispozitiv sunt întreţinuţi pe termen lung cu anticoagulant.

Ambele sisteme electrice HeartMate şi Novacor au fost cercetate pentru a fi folosite ca

dispozitive de asistenţă permanentă. Ambele sisteme necesită tuburi de ventilare şi firele

electrice care ies prin pielea abdomenului. Pacienţii sunt nevoiţi să poarte pachete de baterii

reîncârcabile care pot fi schimbate la anumite intervale de timp.

În ultimii 20 ani s-au perfecţionat aceste sisteme prin realizarea de variante în care

transferul de energie este asigurat prin cuplaj inductiv, care nu mai necesită perforarea pielii.

Pompe microdiagonale (MDP)

Aceste pompe sunt de tipul pompelor rotative sanguine, care se află în dezvoltare ca

dispozitiv de asistenţă ventriculară la Institutul HIA (Helmholtz Institute Aachen).

Fig. 8. Implantarea MDP şi date clinice.

În figura de mai sus, MDP ca dispozitiv de asistenţă ventriculară funcţionează în paralel cu

inima naturală, şi în funcţie de nevoile pacienţilor, modifică debitul sanguin în limita 1-3 l/min

(încărcare parţială a inimii), până la 7 l/min (încărcare completă a inimii), la o cădere de presiune

de 100 mmHg.

Fig. 9. Tipul pompei şi date tehnice.

MDP este o pompă rotativă sanguină compactă şi constă din trei subansambluri majore:

1) carcasa pompei (policarbon sau titan)

2) motor de curent continuu fără perii

3) elicea diagonală.

Fig. 10. Designul pompei MDP.

Fig. 11. Sensul de curgere al fluidului în pompa MDP.

Sângele este preluat în partea de admisie a pompei, şi accelerat către elicea pompei care

se roteşte cu o viteză de rotaţie de 6000 rpm. Rotorul elicoidal este acţionat de un motor integrat

de curent continuu, care transmite cuplul rotoric printr-un sistem de cuplaj magnetic. În partea de

ejecţie a pompei, transmiterea sângelui se face către aortă.

Rotorul mecanic este realizat cu lagăre magnetice, şi a fost optimizat continuu.

Pompele centrifugale sunt în totalitate dependente de postsarcina ventriculului. O creştere

a rezistenţei la curgere, va descreşte curgerea către organism.

Noutatea constă în faptul că forţele magnetice pentru suspensia rotorului care funcţionează

cu putere electrică sunt generate în motor în sine şi nu în lagărele magnetice separate.

Principiul de funcţionare

În mod normal, este nevoie de două lagăre radiale pentru a stabili complet cinci grade de

libertate ale rotorului. Prin urmare designul unui motor fără lagăre necesită de obicei două părţi

motor-lagăr. Există o distanţă minimă între cele două părţi motor-rulment din cauza spaţiului

necesar pentru rotaţii succesive. Pentru levitaţia şi fincţionarea rotoarelor în formă de felie, ca de

exemplu a pompelor centrifugale mici, acest aranjament nu este ideal.

Ideea acestor motoare fără rulmenţi este să alegi lungimea rotorului mult mai mică în

comparaţie cu diametrul lui. În acest caz este posibil să fie stabilizate trei grade de libertate în

mod pasiv.

Fig. 12 arată principiul de funcţionare al acestui motor fără lagăre în formă de felie.

deplasarea axială a rotorului

deplasarea unghiulară a rotorului

Fig. 12. Stabilizarea pasivă a deplasării axiale şi unghiulare a rotorului secţionat

Controlul activ al rotaţiei şi poziţia radială a motorului în formă de felie este asigurată de

principiul motorului fără lagăre.

Fig. 13 arată aranjamentul de bază al unei astfel de pompe fără lagăre sub formă de felie.

Rotorul secţionat poate fi integrat direct în elice (impeller).

Pompa este alcătuită din foarte puţine părţi: elicea (impeller) cu motor-rotor integrat şi

carcasa cu partea de sus şi partea de jos.

Fig. 13. Aranjamentul de bază al pompei cu motor fără rulmenţi în formă de felie