CIRCULAŢIA

EXTRACORPOREALA

1.1. Date generale de fiziologie circulatorie

1.1.1. Date fizice şi hemodinamice

Aparatul cardiovascular reprezintă un sistem

funcţional unitar care asigură colectarea sângelui

venos din toate structurile organismului, distribuirea

acestuia prin cordul drept în circulaţia pulmonară,

unde, în principal, se realizează schimbul gazos,

colectarea sângelui oxigenat şi distribuirea acestuia

prin cordul stâng în circulaţia sistemică. Se asigură

astfel un control permanent asupra funcţionalităţii

intrărilor şi ieşirilor din toate structurile organice,

realizându-se funcţionarea lor în deplină

concordantă (fig. 1.1).

Din punct de vedere fizic aparatul

cardiovascular reprezintă un sistem dinamic

închis compus dintr-un organ central

dinamic (pompă aspiro-respingătoare), un

rezervor volumic (reţeaua capilară) şi o

componentă de distribuţie unidirecţională

(vase). In plus, sistemul fizic este prevăzut cu

un reglaj al intrărilor şi ieşirilor din rezervor

(sfincter arteriolo-capilar) (fig. 1.2).

Flg. 1.2. Sistem fizic dinamic închis extrapolat aparatului cardiovascular.

Trecerea sângelui prin acest sistem este supusă

regulilor dictate de cel puţin cinci mărimi fizice: debit, volum,

presiune, tensiune, rezistentă de curgere. Toate aceste mărimi

participă la funcţionarea sistemului în concordanţă reciprocă.

Pentru a înţelege mecanismul funcţional al sistemului vom

prezenta câteva date elementare de fizica fluidelor.

•Debitul (Q) - variaţia de volum în unitatea de timp: Q = dV/dt •Acceleraţia (A) - variaţia de viteză (dv) pe unitatea de timp

(cff): A = dv/dt. •Forţa(F) - produsul dintre masă (m) şi acceleraţie (a): F = m x

a. •Tensiunea (T) - forţa aplicată pe unitatea de lungime.

•Presiunea (P) - forţa (F) aplicată pe unitatea de suprafaţă (S):

P=F/S.

În biologie, pentru măsurarea presiunii venoase centrale

se foloseşte exprimarea în cm H20, iar pentru presiunea

arterială, mmHg.

Relaţia dintre tensiune (T) şi presiune (P) este

exprimata prin legea lui Laplace, în care: T=P x R, unde R reprezintă raza cavităţii.

După interpretarea lui Woods legea lui Laplace se poate

aplica şi la studiul inimii, aceasta fiind considerată o sferă şi

relaţia dintre tensiune (T) şi presiune (P) este următoarea: T= T x R/2h, în care h reprezintă grosimea pereţilor sferei.

În dinamica fluidelor, Poiseuille stabileşte relaţia dintre

presiune, debit (D) şi rezistenţă (R). ΔP=R x D

Aceasta arată că debitul de lichid din interiorul unui

sistem de vase (tubulatură) este asociat cu un gradient de

presiune (ΔP) în interiorul tubului dependent de debitul Q şi de rezistenta ia înaintare (R).

Debitul prin vase cilindrice (D) poate fi matematic

dedus din principiile lui Newton pentru mişcarea laminară a

fluidelor. Dacă lichidul are vâscozitate uniformă şi circulă

nonpulsatil, atunci:

în care r este raza vasului, L - lungimea vasului, V- vâscozitatea

fluidului şi Q - constanta rezultată din calcul.

Rezultă astfel că rezistenta la debit depinde de:

dimensiunile tubului (L) şi vâscozitatea fluidului (V).

Aceste condiţii nu pot fi întâlnite în sistemul

cardiocirculator şi de aceea nu sunt validate de studiile de

hemodinamică. Se consideră astfel că presiunea arterială

medie (PAM) şi presiunea venoasă centrală (PVC) reprezintă

AP care duce la interpretări aproximative ale rezistenţei

periferice totale (RPT).

Simplificarea nu mai este posibilă pentru circulaţia

pulmonară.

Dacă din ecuaţia de bază rezultă (după înlocuirea

termenilor fizici):

PAM= ΔP x RPT, atunci obţinem o ecuaţie fundamentală după care putem

monitoriza RPT:

unde RPT este rezistenţa periferică totală; DC - debitul

cardiac; PAM - presiunea arterială medie. Este de preferat a

folosi indexul cardiac (IC) care este raportul dintre debitul

cardiac şi suprafaţa corporală (SC):

Aşadar, folosind formula RPT = PAM / IC, avem o posibilitate

simplă de a interpreta şi calcula modificările în rezistenţa periferică.

RPT este obţinută prin adunarea rezistenţelor vasculare ale fiecărui

organ. Schimbările în RPT nu indică obligatoriu modificări similare ale

rezistenţei vasculare în toate teritoriile vasculare pentru că pot exista

teritorii cu rezistenţă vasculară crescută în altele cu rezistenţă vasculară

scăzută:

RPT este rezistenţa periferică totală; RVTn - rezistenta vasculară în

teritoriul T1 - Tn. Considerând limitele fiziologice ale vâscozitâţii sângelui şi lungimea

patului vascular ca fiind constante, rezultă că variaţiile în RPT sunt date de

modificările pasive, active sau structurale ale diametrelor vasculare.

La definirea rezistenţei vasculare teritoriale participă o multitudine de

factori, dintre care amintim: şunturile arterio-venoase mici sau mari, sfincterele

precapilare, circulaţia colaterală, variaţii de presiune arterială pasivă

(vasoplegie), modificările obstructive sau dilatative ale structurii vaselor. Aceste

argumente au permis introducerea termenului de "index de rezistentă

periferică" - IRP sau index de vasoconstricţie arteriolară periferic (fig. 1.3).

Fig. 1.3. Indicele de rezistenţă vasculară teritorială (IRVT) şi relaţia cu RPT (rezistenţaperiferică totală) (RVT1, rvt2 …..RVTn - rezistenţa vasculară în

teritoriul T1, t2...... Tn)

Fig. 1.4. Valorile normale ale presiunilor endocavitare obţinute prin cateterism

PAD = presiune medie în atriul drept; PtdVD = presiunea telediastolică In VD; PtdVD = presiune

telediastolică în VD; PsVD = presiunea sistolică în VD; PCP = presiune în capilarul pulmonar,

PAS = presiune în atriul stâng; PtdVS = presiune telediastolică în ventriculul stâng; PsAo =

presiune sistolică Ao; PdAo = presiune diastolică Ao; PAo = presiune medie aortică.

Fig. 1.5 Circuite cardiovasculare indicând procentual distribuţia debitului cardiac diverselor organe

Complexul cord-pulmon artificial

Complexul cord-pulmon artificial reprezintă un ansamblu de

mecanisme prin care se realizează înlocuirea temporară a funcţiilor

pulmonare şi cardiace. El este compus din elemente structurale,

monitorizare, oxigenare, conectare şi control computerizat.

Fig. 1.6. Structura complexului cord-pulmon artificial.

Fig. 1.7 Consola cu pompe modulare.

Inima artificială

Principii

Inima artificială este o pompă aspiratoare

construită din elemente mecanice şi capabilă să

înlocuiască funcţional inima naturală în timpul

intervenţiilor reparatorii.

Preocupări pentru realizarea unui asemenea model

au existat la începutul anilor 1990. S-au stabilit şi

parametri ideali pe care aceste aparate mecanice să le

îndeplinească :

• Controlul volumului bătăii şi al pulsului

• Să producă variaţie mare în debitul cardiac care să fie

liniară, proporţional cu frecvenţa cardiacă şi independent

de postsarcină

• Transfer minim de energie spre coloana sanguină

• Contactul cu sângele să fie realizat prin material steril de

unică folosinţă, cu suprafaţă netedă

• Să nu producă turbulenta, cavitatia sau stagnarea sângelui

• Calibrare simplă şi reproductibilă

• Sistem de aprovizionare cu energie independent

• Monitorizarea funcţiilor esenţiale (debit, viteză, rotaţii etc.)

• Computerizarea raportului dintre debitul cardiac, cel gazos

şi SO

• Automatizarea celorlalte funcţii (echilibrul acido-bazic,

electroliticele)

Din punct de vedere tehnic există şase posibilităţi pentru a

realiza deplasarea fluidului într-un circuit tubular (fig. 1.8).

Fig. 1.8 Posibilităţile tehnice pentru deplasarea fluidului prin tuburi (după C.R. Trocchio)

Din punct de vedere practic în clinică sunt folosite

pompe acţionate pe două principii: impuls mecanic

(rollerpump) şi forţă centrifugală (centrifugal pump).

Pompă cu role (Rollerpump)

Pompa cu role este compusă dintr-un element circular de

susţinere a tubului şi un sistem de role care se mişcă circular şi

unidirecţional în interiorul suportului de fixare.

Tuburile flexibile din silicon se plasează între fixatorul

pompei şi mecanismele de role, realizându-se astfel deplasarea

unidirecţională a lichidului prin mişcarea circulară a rolelor

mobilizatoare.

Există în practică, după numărul de role, trei tipuri de

pompe: cu o rolă, cu două role, cu trei role (fig. 1.8,1.9).

Fig. 1.8 Clasificarea pompelor după numărul de role (A-1 rolă, B-2 role, C-3 role)

Flg. 1.9 Modul pompă cu role.

Ocluzionarea tuburilor în interiorul pompei este

considerată eficientă (just occlu-sive) atunci când în

timpu! mişcării rolelor peste tuburile ocluzionate nu se

produc pierderi de fluid anterior sau retrograd (fig. 1.10).

Fig. 1.10 Montarea tubulaturii pompei cu role.

Pompa centrifugală

Pompele centrifugale produc debit prin energia cinetică

rotativă a fluidului printr-un mecanism de rotaţie. Folosesc în

mod obişnuit un model tip conic pentru componenta rotativă. În

figura 1.11 este prezentată secţiunea sagitală a unei pompe

centrifugale, cu capul conic.

Fig. 1.11. Secţiune prin pompa centrifugală tip conic (după J.0.

SKETEL).

Fig. 1.12 Element şi modul de pompă centrifugală.

Întoarcerea venoasă ("preluat") pătrunde în sistemul

centrifuga) prin punctul A (centrul conurilor) şi iese ca

debit cardiac postsarcină în punctul B. Conurile rotative

produc o presiune negativă în capătul de intrare (punct A)

ceea ce determină pătrunderea sângelui în pompa

centrifugală. Această energie este transmisa de conurile

rotative şi formează un vârtej ("votex"). Forţa exercitată

în pereţii modulului dispozabil (plastic exterior) creează la

rândul său o presiune care pompează sângele spre camera

de ieşire. Important în acest sistem este că între

componenta de intrare şi cea de ieşire nu există nici un

dispozitiv ocluziv.

In situaţia în care conurile nu se rotesc, sângele ar putea curge

prin modul necontrolat. în timpul funcţionării, fluxul generat de

această pompă poate fi afectat atât de drenajul venos (presarcina)

- la punctul de intrare A - cât şi de presiunea la punctul de ieşire

B (postsarcină). Relaţia dintre presarcina, postsarcină şi debitul

sanguin prin pompa centrifugală este ilustrată în figura 1.13

Fig. 1.13 Relaţia dintre presarcina, postsarcină şi debitul cardiac: în pompa centrifugă (după C.R. Trocchio)

Pompele centrifugale au un flux crescut atunci când

presarcina creşte sau când postsarcină scade. Cu alte cuvinte,

presarcina scăzută sau post sarcina crescută vor reduce fluxul prin acest tip de pompă, de aceea pompele centrifugale sunt foarte

sensibile la presiune.

Capătul dispozabil (generatorul de flux circulant) este plasat

pe o consolă special construită. Un magnet rotativ este plasat pe

consolă, iar alt magnet este dispus la capătul dispozabil al pompei

centrifugale. Din cauza acestui cuplaj, mişcarea magnetului de pe

consolă va crea o mişcare circulară pe capul dispozabil al pompei

centrifugale, astfel încât viteza de mişcare de pe consolă va fi

preluată de structurile conice ale capătului dispozabil, transmiţindu-

se astfel energia de mişcare la sângele din interiorul capătului

centrifugal. Orientarea deficitară a capătului dispozabil la cel al

consolei poate crea gradienţi de presiune în interiorul conurilor,

puncte unde sângele stagnează, cavitaţie. Cu toate acestea, pompele

sunt mult mai eficiente în mişcarea fluidului la o anumită viteză. Din

cauză că sunt sensibile la presiune, aceste pompe au senzori speciali

pentru monitorizarea debitului la ieşirea din pompă.

Pot fi considerate satisfăcătoare rezultatele obţinute

în clinică prin sistemele bazate pe principiul

electromagnetic, şi cele ce funcţionează pe principiul

Dop-pler. Pentru măsurarea debitului după principiul

electromagnetic este necesara plasarea unui traductor în

contact cu sângele, care poate transmite informaţii despre

debitul sanguin pe ecranul consolei. Determinarea

debitului sanguin prin tehnica Doppler nu necesită

introducerea unui traductor.

În prezent se apreciază ca pompele centrifugale pot

fi folosite în special în cazurile de urgenţă, în asistarea

temporară a ventriculului stâng, precum şi în by-pass-ul veno-venos pentru transplantul hepatic ortotopic

4.2. Plămânul artificial

Plămânul artificial (oxigenator) component al

complexului inima plămân artificial este un element

important care asigură în mod ideal următoarele funcţii:

oxigenarea sângelui venos, eliminarea C02, traumatism

minim asupra celulelor sanguine, volum mic de priming.

Există forme şi dimensiuni variabile de oxigenatoare

Fig. 1.14. Oxigenator cu membrană

Conexiuni funcţionale

Operaţiile pe cord deschis presupun utilizarea

pentru o perioadă de timp variabilă a CPB. Aceasta

implică utilizarea aparatului cord-pulmon artificial, a

sistemului de conectare şi tubulatură aferentă rezervorului

venos, a oxigenatorului, hemofiltrului şi aparatului

schimbător de căldură. Toate acestea realizează un circuit

omogen şi perfect funcţional care permite colectarea

sângelui venos de la pacient, oxigenarea lui, menţinerea

hemostazei fiziologice şi reintroducerea sângelui

arterializat pe calea aortei ascendente.

Fig. 1.15 Circuitul complet in CPB

Fig. 1.16 Componentele circuitului de circulaţie extracorporeala

Fig. 1.17 Sisteme de conexiune

Schimbătoare de căldură

Diversele situaţii clinice în care a fost necesară

circulaţia extracorporală au impus realizarea unei hipotermii

generale în grade variate, mergând până la 10°-15° (oprire

circulatorie) şi revenirea la temperatura normală la sfârşitul

actului chirurgical. Aceasta este raţiunea pentru care au fost

create dispozitive speciale ce realizează răcirea / încălzirea

volumului sanguin circulant din sistemele extracorporale şi

implicit a pacientului supus operaţiilor pe cord deschis.

Dezvoltarea diverselor tehnici de hipotermie în BCP au dus

la apariţia unor schimbătoare de căldură pentru circuitele

extracorporale, capabile să realizeze o răcire/încălzire

rapidă a sângelui folosind apa ca mediu de transfer ai

căldurii.

Fig. 1.18 Componentele circuitului extracorporal (0=oxigenator, F.A.=filtru arterial, P=linie de purgare, A=pompa arterială, B,C,D=aspiratoare din câmpul operator,

E=pompă de cardioplegie, C.P.=soluţie cardioplegicâ)

Principala calitate a acestor echipamente constă în

capacitatea de a realiza un schimb caloric pe o sferă cât

mai largă. Variaţia temperaturii pe care o realizează

schimbătoarele de căldură actuale este între 1° C şi 42° C.

Dacă răcirea se poate realiza relativ rapid şi eficient, fără

distrucţii de elemente figurate sanguine, încălzirea nu se

poate realiza decât cu menţinerea unui gradient de maxim

10-12° C între temperatura sângelui şi a apei din

dispozitivul de încălzire. Dacă răcirea permite coborârea

temperaturii cu mult sub 37° C, încălzirea nu se realizează

decât cu temperaturi puţin peste 37° C (normotermie).

Incanularea sinusului coronar

Incanularea cavei superioare

Incanularea bulbului aortic pentru

cardioplegie anterogradă

CEC + clamparea aortei

Atriotomia stg.

Inspecţia valvei

Trecerea firelor prin inelul mitral

Prezervarea aparatului subvalvular

Trecerea firelor prin inelul protezei

Inserţia protezei

Controlul protezei

Atriorafie

Purjarea cordului + declamparea aortei

Control ECO

Decanulare

Control ECO aer. Funcţia protezelor

Decanularea aortică

Activitate cardiacă

Fire pacemaker

Sutură pericard

Sternorafie

Sternorafie

Sternorafie