Sistemi di supporto alla vita

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1 Sistemi di supporto alla vita 1. Introduzione I sistemi di supporto alla vita sono anche chiamati organi artificiali. Questi si interfacciano con il sistema fisiologico e richiedono quindi una cura particolare nella scelta dei materiali e della morfologia, nelle interazioni (dispositivi paracorporei), nei tipi di accesso, nel rispetto delle dimensioni anatomiche e nella biocompatibilità morfologica e funzionale (dispositivi impiantabili). I dispositivi si dividono, in base alla loro collocazione, in: paracorporei, dispositivi che giacciono all interno dell organismo, ma che comunicano con l esterno (ventricolo di assistenza); extracorporei, dispositivi che non sono impiantabili (CEC); impiantabili, dispositivi che restano all interno del corpo (pace maker). A loro volta esiste una classificazione in base al tempo di impiego: temporanei (contropulsatore); permanenti (pacemaker); intermittenti (dialisi); ovviamente i dispositivi impiantabili non possono essere intermittenti. Gli obiettivi primari da perseguire nella progettazione di uno di questi dispositivi sono: biocompatibilità; o affidabilità, o dimensioni, economicità; recupero sociale del paziente. Rispetto all affidabilità e alle dimensioni, passa in secondo piano il problema economico che, però, non può essere completamente dimenticato in fase di progettazione: un dispositivo funzionante, ma eccessivamente costoso non attirerebbe l interesse dell industria e richiederebbe uno spostamento di risorse economiche a discapito di tecnologie piu consolidate nel tempo. Le dimensioni dei sistemi artificiali impiantabili devono rispettare la compatibilità anatomica (volume a disposizione), mentre quelli extracorporei devono possedere volumi tali da non compromettere le funzioni fisiologiche (un eccessivo volume di sangue prelevato porta al collasso e alla morte). In generale, la biocompatibilità non è problema che riguarda solo i materiali, ma anche la forma e le dimensioni. Il materiale biocompatibile vero e proprio, oggigiorno, non esiste; di contro si sono sviluppati

2 tecnologie di rivestimento superficiali e particolari finiture che evitano una risposta infiammatoria da parte dell organismo. In sede di progettazione è utile valutare i tempi di impiego e il fine del dispositivo in modo da poter trovare il giusto compromesso tra costi e tecnologie impiegate nella costruzione. Ad esempio, se un device ad uso intermittente, come un dializzatore, avesse i tubi rivestiti di carbonio turbostratico, il costo di una dialisi sarebbe accessibile solo a pochi facoltosi; basta invece che queste cannule siano in PVC per evitare fenomeni indesiderati per le 3-4 ore di trattamento previste. Nello stesso modo è inutile usare materiali e tecnologie che garantiscano una durata del dispositivo di alcuni anni anche se l impiego previsto è solo di qualche ora dal momento che ciò rappresenterebbe soltanto uno spreco di risorse senza un reale guadagno in termini applicativi. Problematiche più specifiche si incontrano nel caso di organi artificiali che si interfacciano con il sangue. Dal momento che non esiste un materiale completamente emocompatibile, risulta necessario somministrare al paziente degli anticoagulanti (eparina) o antiaggreganti con tutti gli effetti collaterali conseguenti. Ad esempio, l eparina è tossica, quindi risulta improponibile somministrarla per tutta la durata di un dispositivo impiantabile permanentemente (si usano antiaggreganti, meno forti); inoltre, un paziente non può risultare completamente scoperto della funzione coagulante delle piastrine a causa di un eccessivo rischio emorragico in caso di lesione accidentale. Al di là della scelta del materiale, la biocompatibilità (fig.1) deve coprire vari ambiti del progetto: le forme e le dimensioni devono essere simili all organo; il disegno del dispositivo deve garantire al sangue un percorso omogeneo in modo da prevenire l emolisi. La maggior causa di emolisi è dovuta dall azione meccanica legata alla geometria del sistema; non ci devono essere zone di ristagno per il sangue; non devono esistere punti che inducano accelerazioni; bisogna evitare la presenza di variazioni brusche di sezione. Un altro caso è rappresentato dai dispositivi per respirazione. Qui l obiettivo è limitare le resistenze di inspirazione e espirazione come avviene per i pazienti in terapia intensiva e per quelli che invece usano permanentemente tubicini nel naso. A volte le metodiche di ventilazione con il gas possono essere nocive; per questo motivo si usano metodologie a ventilazione liquida: la maggiore biocompatibilità viene garantita, in questo caso, da un sistema apparentemente antifisiologico.

3 biocompatibilità fisiologia fluidodinamica durata interfaccia materiali Tipo di impianto Figura 1: aspetti della biocompatibilità. L affidabilità consiste nel garantire la durata del dispositivo soprattutto per funzionamento di ogni elemento dell impianto durante il periodo previsto; serve affidabilità nel tempo e nella prestazione. Strettamente connesso all affidabilità è il problema della regolabilità del dispositivo che deve essere in grado di adattarsi a diverse situazione fisiologiche grazie alla possibilità di un controllo esterno o di uno automatico. Esempio tipico è la pompa per il cuore che deve garantire il flusso sia a riposo, sia durante la camminata o mentre si corre. 1.1 Supporti per il sistema cardiocircolatorio Q P t t Figura 2: confronto di portata e di pressione erogate da una pompa contnua rispetto a quelle fisiologiche. Questi sistemi sono legati al ripristino della funzione cardiaca (contropulsatori e tutti gli altri sistemi pompanti sia a livello extracorporeo sia a quello intracorporeo). Il sistema più completo è la CEC; questa garantisce una portata di sangue costante con una pressione compresa tra 70 e 90 mmhg. Dall immagine (fig.2) si può vedere come la curva fisiologica (linea tratteggiata) si discosti molto da quella del dispositivo (tratto pieno) sia in termini di portata (a sinistra) sia in quelli di pressione (a destra); questo comporta poca biocompatibilità che può provocare scompensi ematici fino all edema. Esistono inoltre anche problemi di emolisi provocati dalla ridotta sezione di accesso che comporta ulteriori scompensi. Il vantaggio risiede nel fatto che la CEC è utilizzata nel range delle 2 ore (tempo di operazione) e, in questo ambito, è ampiamente tollerata dall organismo. Tempi di

4 impieghi più lunghi potrebbero causare danni o, in alcuni casi, fenomeni di adattamento fisiologico anche se è utile non dimenticare che è sempre il sistema a doversi adattare all organismo e non viceversa. I sistemi di supporto alla vita che interagiscono con il sangue sono costituiti da sottoelementi che, in ciascuno strumento, si interfacciano in maniera differente. Questi sono: pompe tuberia scambiatori di massa scambiatori di calore filtri.

5 2. Le pompe continue La funzione di una pompa è quella di fornire una certa pressione ad un liquido in modo da farlo circolare all interno di un circuito. Nel caso del cuore, che rappresenta il target progettuale di queste pompe, la pressione fornita serve per far arrivare il sangue nei siti di scambio metabolico. Le pompe usate per bypassare la funzione cardiaca possono essere: continue o a pistone o rotativi pulsatili o organi meccanici o pneumatici. Un'altra divisione riguarda l interfaccia con il sangue; esistono pompe con elementi mobili di due tipi: a diretto contatto con il sangue a contatto indiretto mediato da un interfaccia con il sangue. Le caratteristiche fondamentali di una pompa riguardano la non emoliticità, la riduzione dei volumi di ingombro esterni e la limitazione per quelli di riempimento interni. L emolisi è uno dei fattori più gravi da evitare, in quanto l emoglobina libera è tossica sopra certe quantità; la riduzione dei volumi esterni consente una maggiore impiantabilità, mentre volumi di riempimento non eccessivi evitano il collasso del paziente per la brusca diminuzione di pressione indotta dal prelievo del volume iniziale. Ovviamente, per il funzionamento di una pompa serve conoscere la portata da erogare che è funzione delle caratteristiche del paziente. In particolare si calcola la superficie corporea in base al peso, all altezza e al sesso; sapendo sperimentalmente che il cardiac index vale 2,4-2,5 l/(min m 2 ) si risale facilmente alla portata da erogare. 2.1 Sistemi a pistone Questi sistemi rientrano nelle pompe che erogano una portata continua. A ragion del vero, è facilmente intuibile che un pistone di lunghezza finita non può, per sua natura, continuare ad erogare flusso per un tempo infinito in maniera costante, in quanto necessita di un certo periodo di ricarica. Il termine continua riferito alla portata serve per distinguere questi sistemi da quelli pulsatili, concetto che non va frainteso con quello di intermittenti. La differenza risiede nella

6 forma d onda della portata: nel caso di sistemi continui, Q si mantiene costante durante l erogazione e il t rise è estremamente ridotto, mentre nei sistemi pulsatili la forma d onda è parabolica. Questa differenza sussiste anche se tra un onda e la sua successiva trascorre un certo tempo T (di ricarico nel caso del pistone) che genera il fenomeno dell intermittenza (fig. 3). Un modo per evitare l intermittenza intrinseca dei sistemi a pistone, consiste nel porre due pompe sincronizzate in parallelo. Q Questi due sistemi sono entrambi intermittenti, ma quello di sinistra è a portata continua, quello di destra è pulsatile Q Figura 3: confronto tra portata "continua", "intermittente" e "pulsatile". t t 2.3 Pompe rotative Le pompe rotative si basano sulla rotazione di parti meccaniche a contatto diretto o indiretto con il sangue. Il cuore del sistema è il motore elettrico che muove le parti meccaniche preposte alla spinta del liquido. Esistono due tipi di pompe rotative: volumetriche turbopompe. Le pompe volumetriche sono quelle maggiormente impiegate in vari settori biomedicali in quanto garantiscono una portata di fluido e un rendimento costante al variare delle condizioni di carico; in questo modo l energia fornita al liquido è fissa e facilmente regolabile. Tuttavia le soluzioni tecniche per una pompa volumetrica sono molteplici, ma solo alcune possono essere sfruttate nel campo biomedicale. Ad esempio, i sistemi ad ingranaggio, che spingono il fluido attraverso una luce di aspirazione ed una di mandata, non possono essere impiegati per il sangue a causa del eccessivo effetto emolitico provocato dall interferenza delle ruote dentate (vengono impiegate con altri liquidi, come, ad esempio, i fluidi dializzanti). Per l impiego ematico, risultano migliori le viti senza fine a diretto contatto con il sangue, anche se la soluzione usata maggiormente, soprattutto nella CEC, è la pompa roller. Questa è costituita da un piano con bordi rialzati rigidi in grado di ancorare saldamente una parte del tubo flessibile che costituisce la linea di collegamento con il paziente. Sul piano della pompa, collegate ad un motore elettrico, sono disposte alcune palette

7 meccaniche alla cui estremità vi sono dei rulli. Dimensionando accuratamente i bracci delle palette, durante la rotazione i rulli schiacciano il tubo flessibile creando un moto di avanzamento continuo del liquido senza avere un contatto diretto con esso. La pompa genera una certa differenza di pressione tra il liquido in uscita e quello in entrata, che prende il nome di prevalenza: ΔH=P out -P in La portata della pompa dipende dalla sua prevalenza e dal carico applicato; entro un certo range di carico applicato la pompa eroga sempre la stessa portata variando il punto di lavoro a fronte di una differente spesa energetica. Quantitativamente Q è pari a: Q=n giri V intrapp N rulli ζ Dove ζ rappresenta il rendimento volumetrico. Il discorso di idealità, riferito alla portata costante al variare del carico, deve subire una modifica concettuale se si pensa all effetto della pressione a valle quando uno dei rulli abbandona la sede ed il successivo si fa totalmente carico del lavoro di spinta del fluido. Ovviamente la P out agisce solo sul rullo rimasto generando un riflusso che discosta il funzionamento dall idealità. Inoltre, bisogna pensare che l effetto di schiacciamento totale del tubo genera inevitabilmente emolisi; per evitare il fenomeno si costruiscono bracci meccanici telescopici che lasciano un doppio lume di passaggio all estremità della sezione di tubo compressa, in modo da costituire una via di fuga per i globuli rossi. Queste minuscole sezioni di passaggio sono origine di vie di flusso retrogrado e costituiscono una non-idealità (fig. 4).

8 Vista dall alto Vista in sezione Condizione di non idealità con fori di riflusso per evitare l emolisi Figura 4: pompe roller, principio di funzionamento e non-idealità. In questo tipo di pompe è facile capire come si possa generare una certa intermittenza del flusso, senza, per questo, creare pulsatilità. Le pompe roller sono impiegate per lo più nelle applicazioni dove si richiede di inviare il sangue a degli scambiatori di massa dopo averlo prelevato dal paziente attraverso accessi vascolari debitamente creati. A causa del loro ingombro, non possono essere impiantabili, ma grazie alla loro facilità di regolazione (attraverso il numero di giri) vengono impiegati nel bypassare parzialmente o completamente il cuore durante gli interventi di cardiochirurgia. Altri tipi di pompe che si discostano dal concetto di pompa volumetrica non garantiscono una portata costante e necessitano quindi di flussimetri per la misura del flusso erogato. Questo comporta svantaggi in termini di ingombro e di costo rispetto alle pompe roller. 2.3 Pompe a vite Le pompe volumetriche, sebbene garantiscano sicurezza, affidabilità e controllo dell eventuale cavitazione (tubi trasparenti), mandata aspirazione presentano un basso rendimento pari a 0,5 (dovuto alle non idealità, come, ad esempio, la Viti con filettature opposte presenza di meati) e non risultano impiantabili. motore Figura 5: pompe a vite. Si ricorre per questo ad altre

9 pompe, sempre di tipo volumetrico-rotative, come quelle a vite senza fine. Queste sono costituite da una vite centrale posta in rotazione da un motore elettrico che ne trascina con sé altre due, dimensionalmente uguali e con filettatura opposta, disposte parallelamente a quella principale e inserite all interno di un contenitore (fig. 5). Il moto rotativo aspira il sangue dall esterno, imponendogli un moto a spirale, e lo spinge fino alla camera di mandata. Al contrario di quanto si possa pensare (anche in analogia per quanto avviene nelle pompe ad ingranaggi), il moto delle viti non genera emolisi perché il sangue non viene compresso tra le due filettature poste a contatto, ma ne segue solo il moto avvolgente. I limiti di questi sistemi sono legati all elevato volume di priming richiesto per erogare 5-6 litri di fluido al minuto (dato fisiologico) e alle eventuali perdite di sangue sulla superficie dei componenti metallici che, oltre a rappresentare un problema fisiologico, potrebbero generare anche alterazioni del funzionamento meccanico dovute al sovradeposito di materiale che ostacola il corretto contatto tra le viti. 2.4 Turbopompe Le turbopompe o pompe centrifughe (fig. 6) risultano radicalmente diverse dalle pompe volumetriche sia per aspetti meccanici sia per quelli concettuali. Gli elementi distintivi di questo tipo di pompe sono: il rotore; lo statore. Il rotore è l elemento che, attraverso un motore elettrico, è Direzione del flusso u=ωr posto in moto grazie ad un albero di collegamento o ad una v rotore sospensione magnetica. La possibilità di avere la sospensione w magnetica consente di avvicinare la pompa al paziente eliminando i tubi di connessione per il sangue e sostituendo l albero di collegamento motore-rotore con un filo elettrico. Lo statore è invece la cassa rigida comprendente i cuscinetti e statore il diffusore. Figura 6: pompa centrifuga e triangolo Il funzionamento si basa sulla forza di aspirazione della pompa delle velocità. che aumenta la quantità di moto del fluido; successivamente questo entra nel diffusore (elemento a sezione variabile divergente) rallentando la sua velocità e aumentando la pressione (principio di Bernoulli). Come si può vedere dall immagine la curva caratteristica delle pompe centrifughe è nettamente diversa da quelle volumetriche viste in precedenza (che erogano sempre la stessa portata indipendentemente dal carico) (fig. 7). Nel caso di

10 pompe centrifughe, un aumento di resistenza a valle fa sensibilmente variare la portata per un egual numero di giri del motore. Le elevatissime velocità di rotazione ( rpm per le centrifughe; rpm per le volumetriche, con un tubo da 3/8 di pollice e una portata di 5-6 l) non incrementano in alcun modo gli effetti emolitici che dipendono esclusivamente da urti e sforzi di taglio innescati dalle accelerazioni e dal percorso seguito dal sangue in movimento. È quindi importante che, soprattutto nelle pompe di piccole R dimensioni che presentano le velocità più elevate ΔH Caratteristica per il mantenimento dell asse fisso, le palettature delle pompe volumetriche divergenti, poste sul rotore per imprimere pressione al fluido, siano disegnate secondo principi fluidodinamici che minimizzino gli urti fra particelle in ogni punto della rotazione. Caratteristica delle A tale scopo si calcolano i triangoli delle velocità turbopompe Q Q Q in funzione della portata di progetto. Componendo in ogni punto la velocità V di ingresso del fluido Figura 7: curva caratteristica della pompa centrifuga con quella di rotazione delle pale ωr, si ottiene un posta a confronto con quella della pompa volumetrica. vettore velocità W che, senza palettatura, modificherebbe la sua direzione al variare della posizione della particella di fluido rispetto al centro del rotore. La forma delle pale (che partono dal centro e arrivano alla periferia) deve garantire in ogni punto la minima variazione direzionale del vettore W calcolato rispetto al bordo della paletta stessa; in questo modo si è sicuri di evitare turbolenze e urti delle particelle del sangue. Il profilo di queste palette assomiglia a quello di un ala di un aereo e la loro disposizione ottimale risulta essere divergente e svergolata a partire dal centro (punto di ingresso del fluido). Il calcolo viene effettuato partendo da un numero di palette imposto e da una portata fissa di ingresso (funzione del diametro del tubo) che vengono impiegate nel calcolo del lavoro euleriano (funzione della velocità) in maniera iterativa; dopo un certo numero di cicli, si converge ad un risultato dal quale si ottiene la forma ideale della paletta. 2.5 Ultimi cenni sulle turbopompe Nel progetto di una pompa centrifuga i dati di partenza sono le velocità di ingresso e di uscita in funzione del numero di giri del rotore; in base a questi si calcola la velocità di trascinamento del sangue tra le palette mediante operazioni iterative. Il risultato finale deve garantire un equivalenza

11 di portata tra quella in ingresso e quella in uscita e deve risultare pari alla somma della portata di sangue di ogni paletta. La forma svergolata della paletta è ottimale per una certa portata fissa o variabile, entro un ristretto range di circa 1l/min. Il valore massimo di variazione di portata rappresenta ovviamente un limite per questo tipo di pompe in quanto non risultano in grado di adattarsi alle ampie variazioni richieste dall organismo in condizioni fisiologiche. Anche la soluzione teorica di rendere le palette mobili, in modo tale che il profilo possa adattarsi alle variazioni di portata, non può progettualmente essere presa in considerazione dal momento che la creazione di cerniere genererebbe delle discontinuità geometriche e quindi dei punti di possibile aggregazione sanguigna. Bisogna quindi limitare l impiego clinico delle pompe centrifughe (anche quelle impiantabili) perchè risultano valide soltanto per pazienti in condizioni fisiologiche stabili (ad esempio quelli sedati), ovvero soggetti che non richiedono continui adattamenti di portata. È anche necessario ridurre il tempo di impiego dal momento che questi sistemi generano fenomeni emolitici quando operano fuori dal loro range di portata progettale. Per pazienti operati a livello toracico, ad esempio, si prevede un periodo di svezzamento della respirazione e uno di riabilitazione durante i quali, le resistenze e le compliance dell organismo variano e, di conseguenza, serve un continuo adattamento del ritmo cardiaco. In questi casi le pompe centrifughe impiantabili rappresentano solamente un accomodamento dal punto di vista funzionale. In aggiunta al problema della flessibilità di portata, per questi sistemi impiantabili sorgono anche problematiche nuove rispetto alle pompe centrifughe usate nella CEC: miniaturizzazione, affidabilità (usura dovuta all elevata velocità di rotazione) e approvvigionamento dell energia. Reperire l energia necessaria, per mettere in moto la girante di una pompa centrifuga o di una qualsiasi pompa assiale per recovery, richiede un accesso diretto trans-corporeo mediante un filo elettrico collegato ad una batteria esterna. Il problema dell alimentazione è molto discusso dal momento che riguarda tutti i pazienti che utilizzano sistemi di recovery (maggiormente in USA rispetta all UE) e quelli di bridge al trapianto (molto usati anche in UE). I pazienti in attesa di un cuore da donatore rimangono infatti nelle liste d attesa anche 2 o 3 anni durante i quali la loro funzione cardiaca necessita di un supporto. Un periodo di tempo cosi lungo inficia l ipotesi di un ricovero permanente con assistenza mediante pompe pneumatiche e vincola la scelta all applicazione di pompe assiali con batteria esterna in modo da poter dimettere il paziente e garantirgli una vita sociale agevole.

12 2.6 Pompe assiali Nell anno 2004 il volume di sistemi di assistenza ventricolare usati come ponte al trapianto è pari a circa 250 esemplari all anno in Europa. Il loro costo si aggira attorno ai euro. Questi dati sono ovviamente medi e sono riferiti sia alle pompe centrifughe impiantabili (rare) sia a quelle assiali (più usate). I modelli di pompe più usati in campo di assistenza ventricolare sono quelle assiali a vite. Ne esistono numerosi design, ma tutte si basano sull effetto di aspirazione generato da una vite rotante all interno di un cilindretto. Il modello Debakey (dal nome del fisiologo che ha prestato la sua esperienza nella realizzazione) è formata da un cilindretto lungo 5 cm e con diametro pari a 2 cm per un peso complessivo di 115g. E importante notare che la maggiore difficoltà progettuale consiste nel disegno della filettatura della vite che segue le medesime regole progettistiche delle palette della pompa centrifuga: lo sviluppo dei filetti che minimizzi gli urti delle particelle del sangue durante l aspirazione rende minimo l effetto emolitico. Sullo statore delle pompe assiali sono presenti anche delle contro-filettature che trasformano il moto elicoidale del fluido generato dalla vite in moto assiale. Queste pompe non necessitano di valvole per garantire l unidirezionalità del fluido e lavorano in parallelo con il ventricolo assistito (parzialmente attivo). Il ventricolo malato conserva parte della capacità sistolica, mentre la pompa interviene recuperando il sangue rimasto a livello apicale a causa della sistole parziale ed immettendolo di continuo nell aorta. Per l impianto di questi sistemi bastano quindi due sole anastomosi: una all apice del ventricolo e una in aorta dove convive parte di flusso anterogrado e retrogrado (fig. 8). Aorta e seconda L assistenza ventricolare è generalmente applicata al anastomosi ventricolo sinistro, mentre risulta più rara l assistenza destra. A ragion del vero, è da sottolineare il fatto che un cattivo funzionamento del ventricolo destro è connessione dovuto di solito ad uno spostamento del setto causato Pompa e prima anastomosi dall inefficienza di quello sinistro; in questo caso il recupero del ventricolo sinistro garantisce anche la Figura 8: collegamenti delle pompe assiali con ripresa del destro. Nei casi in cui si necessita di una apice ventricolare sinistra e aorta. doppia assistenza si impiegano pompe differenti per i due ventricoli (spesso una centrifuga per il destro e una pulsatile per il sinistro). Come si vedrà nel capitolo dedicato alle pompe pulsatili, a causa del loro ingombro sterico e del rumore generato dalle valvole e dal colpo del solenoide non è possibile impiantarne due nello stesso paziente.

13 Le pompe assiali hanno l alimentazione elettrica esterna che viene fornita all attuatore mediante un filo passante nella cute del paziente (problemi di infezione). Un alternativa a questo sistema è rappresentato dall accoppiamento induttivo con un alimentatore esterno posto parallelamente all attuatore interno. In questo caso si avrebbe un trasferimento di energia attraverso la cute senza fori passanti; alcuni esprimenti hanno dimostrato che non vi è necrosi tessutale nella zona di impianto anche se l unica applicazione clinica tentata ha dato risultati opposti facendo attualmente abbandonare l idea. In futuro si aspettano altre prove di questa tecnica in modo da ovviare al problema delle infezioni dovute al foro transcutaneo del filo elettrico, migliorando, di conseguenza, anche la vita del paziente, oggi costretto ad una continua disinfezione. Bisogna inoltre ricordare che i soggetti impiantati vengono continuamente trattati con antiaggreganti (non sono eparinizzati) per evitare il problema della formazione di trombi.

14 Come avviene il trapianto? Il meccanismo della destinazione degli organi da trapiantare si fonda sulla presenza di due centri italiani preposti alla gestione delle liste di attesa. Ciascuno dei due centri possiede ed aggiorna continuamente le liste dei pazienti in attesa di un organo da trapiantare e li ordina in un database in funzione dell età, del tempo di malattia, delle condizioni, dell area geografica, delle caratteristiche immunologiche e di quelle biometriche. I pazienti in attesa di trapianto in condizioni fisiologiche estremamente gravi non entrano immediatamente in lista, ma si prevede per questi un iter terapeutico preliminare con l obbiettivo di migliorare le funzionalità epatiche, polmonari e renali (durante questo periodo di recupero si utilizzano i sistemi di ponte al trapianto). Una volta raggiunte le condizioni accettabili il paziente entra nei primi posti della lista in modo tale da minimizzare il tempo di impiego del dispositivo di assistenza e da limitare il consumo di risorse ospedaliere. Una volta giunta la disponibilità di un organo, il centro seleziona subito il paziente più adatto e invia immediatamente l equipe medica preposta al trapianto a prelevare l organo. È importante che i medici che prelevano e che impiantano l organo siano gli stessi dal momento che ogni equipe segue procedure proprie e conosce le tecniche di impianto usate. Nel caso di trapianto cardiaco di solito il paziente ricevente conserva la propria cuffia dell atrio sinistro per evitare di anastomizzare le polmonari. Per l atrio destro si lascia invece libera scelta al chirurgo. Il fascio di Hiss viene tagliato al momento dell impianto per cui la variazione di frequenza avviene grazie alla barocezione, alla chemocezione e alla legge di Starling.

15 3. Assistenza ventricolare pulsatile I sistemi di assistenza ventricolare pulsatili nascono per ovviare ai problemi fisiologici connessi all irrorazione dei distretti corporei con flusso sanguigno continuo. Tale flusso è di fatto superiore alla media tra la pressione fisiologica sistolica e quella diastolica in modo da garantire l irrorazione dei distretti capillari più distanti dal cuore. Questo causa un aumento medio della pressione idraulica che non viene più sufficientemente bilanciata da quella di richiamo. Da questo fenomeno consegue un flusso medio di liquidi sbilanciato tra il distretto sanguigno e quello interstiziale che provoca un fenomeno edematoso simile a quello che avviene per i pazienti in CEC, per i quali è prevista la somministrazione di farmaci per arginare il fenomeno. Dalla formula sotto riportata si può notare che se il valore di P aumenta oltre quello di π (vale a dire che si lavora ad una P media continua superiore ai 100mmHg) si innesca un flusso di liquido in uscita dai vasi sanguigni ed, inoltre, alcuni distretti capillari rimangono continuamente pervi e perfusi mentre altri si chiudono definitamene a causa dell assenza della pulsatilità. J=k(ΔP-Δπ) Per ovviare a questo fenomeno si costruiscono pompe idrauliche pulsatili di due tipi: Pneumetiche (o idrauliche) elettromeccaniche. Per le prime si prevede una grossa pompa al limite dell impiantabilità che genera pulsatilità grazie all immissione di aria compressa mediante un tubo transcutaneo di 6-7 mm di diametro. Questo collegamento con l esterno rappresenta un grosso ostacolo per il rischio di infezione, ma fornisce il vantaggio di essere in grado di gestire la funzione d onda del flusso modulando ΔP/ΔT dell aria compressa. Il sistema è complessivamente ingombrante sia per quanto riguarda la parte interna (3-4 Kg) che deve essere inserita in una sacca addominale preparata ad hoc dal chirurgo sia per quanto concerne il compressore esterno che deve essere trasportato dal paziente in uno zaino. Il sistema elettromeccanico garantisce invece un accesso transcutaneo molto più sicuro dal momento che necessita solo del filo elettrico per attuare il movimento del solenoide, ma la forma d onda del flusso prodotto è a scalino e, per questo, più distante dall idealità (fig. 9). Pompa elettromeccanica Pompa pneumatica Figura 9: confronto tra l'erogazione di portata di una pompa elettromeccanica con quella pneumatica.

16 Per entrambi i sistemi sono previste due anastomosi di collegamento: una a livello dell apice ventricolare e l altra direttamente in aorta. La prima avviene mediante la foratura del ventricolo con il bisturi, seguita dall inserimento di parte del tubo di dacron e conclusa con la sutura finale mediante un collarino di tessuto. La seconda si realizza direttamente tra il vaso sanguigno e il condotto di dacron tagliato a becco di fluato. La portata viene regolata attraverso il controllo della frequenza di pulsazione. L incannulazione avviene a livello apicale solo nel caso di ventricolo sinistro, mentre nel destro si incannula l atrio perché risulta più facile rimettere il sangue nella polmonare dal momento che l arteria ed il cuore sono molto vicini. Il meccanismo di pompaggio in un ventricolo pneumatico si basa sull immissione di aria compressa in un intercapedine formata tra la struttura rigida della pompa e la sacca flessibile contenete il sangue. La sistole e la diastole vengono regolate da un sensore ad effetto Hall che segnala il rigonfiamento della sacca e innesta automaticamente la sistole. Finita questa fase di eiezione, il compressore genera il vuoto nell intercapedine iniziando la fase diastolica. Non è possibile sapere con certezza se la sistole avviene in maniera completa o se rimane un residuo sanguigno all interno della sacca a causa delle elevate resistenze del circuito fisiologico. Per questo motivo si ritiene necessario monitorare il paziente nelle ore successive all impianto. L effetto di vuoto diastolico pari a 3-5 mmhg che la pompa crea nella fase di diastole è sufficiente solo se l incannulazione si trova a livello apicale perché esiste una pressione interna ventricolare più elevata di quella che si avrebbe se l anastomosi fosse eseguita a livello atriale (3-5 mmhg); in questo secondo caso servirebbe quindi una P di aspirazione pari a mmhg che genererebbe un forte rischio di emolisi durante il passaggio dei globuli rossi attraverso le valvole. Per garantire un buon riempimento della pompa è necessario avere una buona pressione di precarico. Il problema di questi pazienti è che hanno una cattiva perfusione degli organi e risultano quindi edematosi, spesso anche a livello polmonare. Per ovviare al problema si somministrano farmaci diuretici che smaltiscono i liquidi in eccesso ma, di conseguenza, fanno diminuire anche il volume di sangue a disposizione. Per questo serve raggiungere un compromesso tra la diminuzione dei liquidi in esubero e la garanzia di pressioni sufficienti a garantire un buon precarico della pompa. Tuttavia sia i sistemi pneumatici sia quelli elettromeccanici non garantiscono un recupero agevole del paziente dal momento che lo vincolano ad essere collegato o al compressore o alla batteria che costituiscono una limitazione notevole per la vita sociale dell individuo.

17 4. Il cuore artificiale Un vero e proprio cuore artificiale non esiste ancora dal momento che non si riesce ad ovviare al problema dell approvvigionamento dell energia escludendo un alimentazione esterna. L ottimo consisterebbe nell avere l energia all interno dell organismo con una fonte inesauribile senza alimentarla dall esterno. Si è pensato di sfruttare l energia muscolare, ma i dati in letteratura scoraggiano la ricerca in tal senso. Per dimensionare il cuore artificiale dal punto di vista energetico bisogna partire dai suoi dati targa: P=2W (fino a 6-7 W sotto sforzo); Q=5l/min (fino a l/min sotto sforzo); η= 10% almeno (il 90% dell energia può essere dissipata senza problemi dal corpo). Una volta ottenute le specifiche bisogna pensare a : una sorgente di energia un convertitore di energia (con un certo η) un ventricolo (attuatore) un accumulatore. Quest ultimo elemento è quello che garantisce la regolabilità del sistema perchè è in grado di conservare l energia proveniente da una fonte continua ed inesauribile e di cederla nei momenti di elevata richiesta. La sua collocazione all interno del sistema meccanico può avvenire tra la sorgente ed il convertitore oppure a monte del ventricolo. La scelta di posizionamento dipende dal tipo di energia accumulata (elettrica, termica o meccanica). Di solito si preferisce la posizione a valle del convertitore per gli accumulatori elettrici mentre si sceglie l altra soluzione per quelli termici. Le fonti energetiche fino ad ora individuate sono: l accoppiamento induttivo gli isotopi radioattivi. Per quest ultima categoria si ritengono interessanti le caratteristiche del plutonio 238 e dell ossido di plutonio che sarebbero in grado di fornire energia sufficiente al funzionamento dell impianto con la possibilità di essere facilmente schermati, senza così procurare grossi danni al paziente. Il tempo di dimezzamento del 238 Pu è di 86 anni e pastiglie di circa 40 g sono sufficienti per fornire tutta l energia necessaria ad un cuore artificiale. Bisogna tenere conto del fatto che costruire un cuore artificiale basato su sistemi energetici di questo tipo necessita della conoscenza dello stile di vita di ogni singolo paziente per cui ogni impianto deve essere tarato ad hoc. Alcuni studi hanno monitorato pazienti americani mostrando grafici P(Watt) vs t(ore) dai quali si evince che la richiesta media di potenza cardiaca è circa 3W; a

18 partire da questo dato, tenendo conto del rendimento del sistema pari a circa il 10%, la fonte di energia deve essere almeno di 30W in continuo. Questo implica la necessità di un accumulatore in grado di conservare l energia prodotta in eccesso dalla pila durante i periodi di calma nei quali è richiesta un potenza inferiore alla media. 4.1 Fonti di energia impiantabili ed inesauribili Uno dei problemi principali delle pompe impiantabili è il collegamento con l esterno per garantire l approvvigionamento di energia. Per eliminare il foro transcutaneo si pensa ad una sorgente di energia posta sopra o sotto la cute, senza collegamento diretto. Nel primo caso si utilizza un accoppiamento induttivo che fornisce energia elettrica all accumulatore per poi essere trasformata in energia meccanica da un convertitore. Nel secondo caso la sorgente di energia può essere costituita da una pastiglia di radioisotopo, in particolare si sceglie il plutonio 238 perché garantisce una fornitura di energia costante durante la vita media di un impianto grazie al suo tempo di dimezzamento pari a circa 86 anni. Oltre alle già citate caratteristiche, il 238 Pu è il materiale d elezione per questo tipo di impianti perchè la sua instabilità lo rende radioattivo a qualsiasi temperatura fino al limite dei 650 C (punto di fusione che non deve essere raggiunto nell impianto), ha un basso rapporto peso/resa e garantisce quindi la potenza necessaria con una massa di materiale molto ridotta. Le radiazioni emesse sono: radiazioni α radiazioni γ raggi χ raggi β Per garantire la salute del paziente serve un apposita schermatura che ripari i tessuti dalle radiazioni emesse. Il livello di radiazioni che non procura danni biologici nel 100% dei casi è stato calcolato a 5-7 Rem/anno (3 Rem in 13 settimane); nel caso di un cuore artificiale si pensa che la radiazione assorbita dall organismo sia pari a circa 8 rem/anno che, su un arco di circa 20 anni, è un quantitativo ampiamente tollerabile. Bisogna inoltre tener presente che esistono organi più soggetti di altri a subire danni da radiazione come la milza, i reni e le gonadi; serve quindi posizionare la sorgente radioattiva il più distante possibile da questi tessuti. È stato calcolato che il quantitativo di radioisotopo necessario per far funzionare il dispositivo è di soli circa 40g, anche se necessita di una schermatura metallica molto più pesante (fig.10).

19 Liquido accumulatore Radioisotopo Metallo schermante Figura 10: schema del posizionamento della pastiglia di radioisotopo rispetto alla barriera schermante ed al liquido accumulatore. La pastiglia emette sempre energia anche quando non è richiesta; quindi serve un accumulatore o un dissipatore. Scegliere di usare un dissipatore è poco utile dal momento che gran parte dell energia prodotta andrebbe persa e non risulterebbe disponibile nei momenti di richiesta massima. La sorgente di energia è infatti tarata per fornire un energia media costante per il fabbisogno cardiaco; quando ne viene richiesta meno (ad esempio durante il sonno) l energia prodotta in eccesso può essere accumulata e restituita nel momento in cui il fabbisogno è superiore alla potenza fornita dal radioisotopo. Serve dunque una sostanza in grado di accumulare calore senza variare le proprie caratteristiche chimico-fisiche. Gran parte delle sostanze note come il legno, il metallo, l acqua ecc. sono in grado di storare calore in transizione di fase, ma ben pochi materiali hanno la caratteristica di non produrre vapore, di non dilatarsi e di mantenere la temperatura della pastiglia del radioisotopo sotto il suo punto di fusione. Per questi motivi si pensa di porre l idruro di litio intorno alla pastiglia radiottaiva in modo da rispondere alle specifiche energetiche richieste e da costituire una seconda schermatura per le radiazioni permettendo il sottodimensionamento della bariera schermante. Per dimensionare correttamente l accumulatore serve sapere l andamento della richiesta di potenza da parte del paziente durante tutta la giornata. Se la potenza media richiesta è di circa 3W e se quella massima è di 6W, un accumulatore di circa 20W conserva l energia quando la richiesta è inferiore alla soglia dei 3W e la cede quando è superiore. Ovviamente più è marcata l oscillazione di richiesta energetica più grande deve essere l accumulatore. È da sottolineare il fatto che se alla fine della giornata l energia spesa è maggiore o minore di quella prodotta, il livello di riempimento

20 dell accumulatore subirà uno shift verso l alto o verso il basso portando, nel primo caso, al surriscaldamento della pastiglia, nel secondo, all insufficienza di energia durante gli sforzi. Un buon accumulatore deve essere costituito da un materiale che abbia un punto di fusione ed un calore latente elevati per garantire una buon livello di conversione energetica da quella termica a quella meccanica (550 C) in transizione di fase. La massa della miscela eutettica necessaria si calcola dal rapporto E max /λ fus. 4.2 La conversione dell energia I metodi per la conversione dell energia si dividono in diretti ed indiretti. Nel primo caso si hanno: termocoppie per effetto Peltier; conversione termoionica per effetto Seebek. Qui si ottiene la conversione dell energia termica in elettrica per la trasformazione successiva in quella meccanica. Per i sistemi di conversione elettrica per le applicazioni nell ambito dei cuori artificiali sono richieste le seguenti caratteristiche: peso ridotto ingombro limitato bassa rumorosità e vibrazioni alto rendimento elevata affidabilità e durata Nel secondo caso invece si hanno: cicli Rankine; cicli Stirling; cicli Joule. In tutti questi sistemi si ha la trasformazione diretta del calore in lavoro mediante cicli a gas che agiscono a due temperature diverse. Nel caso dell applicazione per il cuore artificiale il pozzo freddo è rappresentato dalla temperatura corporea, mentre quello caldo si trova a circa 550 C ed è alimentato dalla pila radioattiva. La massima resa di questi cicli è espressa dal rendimento del ciclo di Carnot che si calcola come: η=l u /Q e = (Q e -Q u )/Q e =1-Q u /Q e

21 che nel caso specifico è pari a: η=1-t f /T c =1-310/823= 62% ciò rappresenta il massimo rendimento teorico ottenibile; già a questo livello c è una perdita energetica pari al 38% I METODI DIRETTI-LA CONVERSIONE TERMOELETTRICA Nella conversione termoelettrica si sfrutta il principio di Peltier per produrre corrente avendo a disposizione una sorgente fredda e una calda. Si utilizza un circuito elettrico costituito da due materiali metallici differenti immersi rispettivamente nelle due sorgenti di calore; a causa dell elevato ΔT si genera un flusso di corrente. Il sistema, costituito da termocoppie, risponde ottimamente alle caratteristiche di peso e di ingombro ridotti, garantisce un alta affidabilità e un riduzione di rumore e di vibrazioni. Il grosso inconveniente risiede però nel rendimento che risulta pari solo ad una frazione di quello ottimale di Carnot: η = γ ΔT/T 1 con γ = (1+Z AB T M ) 1/2-1 / (1+ Z AB T M ) 1/2 -T 1 /T 2 < 1 con Z AB T M =cost dove Z AB rappresenta la cifra di merito che caratterizza il materiale e T M è la temperatura media a cui avviene la trasformazione. Oltre ad una riduzione dovuta solo ad fattore puramente numerico, il rendimento di questi sistemi presenta un altro problema derivato dal suo andamento rispetto al carico applicato. La forma del grafico η vs R a campana rende massimo il valore di η solo in un ristretto range di carico applicato; a livello fisiologico questo fattore rappresenta una grossa limitazione dal momento che le resistenze sono molto variabili in funzione dello stile di vita del paziente. Se il rendimento diminuisce accade che l intero sistema scarica un quantitativo maggiore di calore all interno del sangue che non viene completamente dissipato. Ciò porta a tre conseguenze molto negative: l innalzamento della temperatura sanguigna con i relativi problemi di emolisi; l ulteriore diminuzione del rendimento (la T f aumenta);

22 l insufficienza di energia fornita al cuore durante gli sforzi a causa delle eccessive perdite di energia. Per ovviare a questo problema si potrebbe montare all interno dell intero complesso del cuore artificiale un accumulatore elettrico a valle del convertitore in modo da sfruttare al meglio il suo elevato rendimento di picco pari a circa il 30%. In realtà questa opzione è poco praticabile dal momento che un accumulatore elettrico rappresenterebbe un elemento aggiuntivo rispetto a quelli tradizionalmente previsti per questo tipo di applicazioni ed inoltre non si è oggigiorno in grado di ottenere batterie che possono di rado essere sostituite perchè sottoposte ad un elevata frequenza di cicli di carica e scarica I SISTEMI DIRETTI-LA CONVERSIONE TERMOIONICA Un altro metodo diretto per la trasformazione dell energia termica in elettrica è la conversione termoionica. In questo caso si sfrutta l effetto Seebeck secondo il quale un catodo riscaldato emette elettroni che vengono violentemente attratti da un anodo; da qui la corrente passa attraverso un carico resistivo e ritorna al catodo. Tutte le considerazione energetiche valide per i sistemi termoelettrici lo sono anche per quelli termoionici; in questo secondo caso vi è inoltre un problema di durata dovuto al consumo di anodo e catodo I SISTEMI INDIRETTI- IL CICLO RANKINE Tutti i sistemi indiretti si basano su cicli termodinamici e possiedono l enorme vantaggio di essere miniaturizzati (alcune turbine hanno un diametro inferiore a 1 cm). I cicli termodinamici possono essere a vapore (Rankine) o a gas (Joule e Stirling); un ulteriore classificazione può essere effettuata in funzione del tipo di movimento dei pezzi meccanici: macchine rotative (Rankine e Joule) e macchine volumetriche (Stearling). T liquido 2 3 T c gas 4 4 vapore Il ciclo Rankine (fig.11) si basa sulla trasformazione di fase liquido-vapore di un fluido posto in un sistema Figura 111: ciclo Rankine. S

23 Si effettuano una serie di trasformazioni che sfruttano le proprietà fisiche del fluido usato nel circuito per ottenere una conversione tra energia termica ed elettrica. Dal grafico si evidenziano i seguenti passaggi: 1-2 aumento di pressione 2-3 isobara, aumento di temperatura 3-4 isotermobarica 4-5 espansione in turbina con diminuzione di P e T 5-1 condensazione; P e T costanti Oppure 4-4 isobara; aumento di T 4-5 espansione in turbina 5-5 isobara 5-1 condensazione; P e T costanti. Il circuito si basa su una pompa che comprime il fluido e lo spinge nello scambiatore di calore; qui gli viene fornita l energia necessaria per scaldarsi attraverso una trasformazione isobara. Una volta ottenuto il vapore, questo si espande facendo girare una turbina e termina il suo ciclo all interno di un altro scambiatore di calore che lo condensa. Il rendimento del ciclo Rankine è funzione del tipo di curva limite del fluido e della posizione del suo punto critico rispetto alla temperatura massima che si ha a disposizione. Nel caso di un cuore artificiale il pozzo caldo è a 550 C mentre quello freddo è fissato alla temperatura corporea di 37 C. Usare liquidi con una temperatura critica troppo distante da quella della sorgente calda farebbe diminuire eccessivamente il rendimento dal momento che il ciclo non sfrutterebbe tutta l energia a disposizione. Elementi come l acqua vanno scartati per questo tipo di applicazione dal momento che T c si attesta a 374 C; si preferiscono i fluidi come gli alcalini e il mercurio, anche se il loro costo è elevato e la loro tossicità richiede una buona schermatura. Nella determinazione del η di questo ciclo intervengono poi altre considerazioni riguardanti il rendimento massimo teorico (Carnot) e la pressione di condensazione. In linea di principio, la miglior resa ottenibile è del 62% se si considera costante il ΔT durante il ciclo. Ciò non avviene nel caso di Rankine dove la distanza tra T f e T c varia durante le trasformazioni: l obbiettivo è quello di massimizzare la parte di trasformazione che sottende la curva limite in modo da approssimare al meglio il rendimento di Carnot. Un altro problema, che riguarda maggiormente il mercurio, è rappresentato dal fatto che durante la condensazione, una volta fissata la temperatura (37 C), risulta determinata anche la pressione di lavoro (trasformazione isotermobarica). Nel caso del Hg a 40 C la pressione è pari ad

24 un millesimo di quella atmosferica e questo minaccia il fallimento strutturale dell intero dispositivo oltre che richiedere una serie di pompe e dei booster per lavorare a pressioni cosi basse. È da far notare che esistono due strade da percorre durante un ciclo Rankine: una prevede una fine di espansione con una miscela vapore-fluido, mentre l altra richiede un ulteriore postriscaldamento con una terminazione di espansione con solo vapore. Nell applicazione di questo ciclo per cuori artificiali, la turbina ha un diametro di circa 1 cm e le palette potrebbero essere erose dall urto violento con particelle di fluido che si trovano eventualmente immerse nel vapore durante l espansione. Per ovviare a questo inconveniente o si procede al post-riscaldamento (4-4 ) oppure si usano fluidi che hanno una curva limite inclinata in modo da essere sicuri che dopo l espansione esso si trovi ancora in uno stato di solo vapore e a temperatura maggiore di quella del pozzo freddo, senza la necessità di una postcombusione. Proprio per quest ultimo motivo si rende possibile anche la rigenerazione mediante uno scambio di calore tra il vapore direttamente in uscita dalla turbina ed il liquido in entrata nello scambiatore di pressione. In altri casi non sarebbe possibile rigenerare a causa della difficoltà di effettuare uno spillamento da una turbina miniaturizzata mediante dei capillari che genererebbero dell eccessive resistenze. Fluidi che hanno la curva limite inclinata sono generalmente quelli organici come l esafluorobenzene e l ottofluorociclobutano che hanno però il difetto di degradarsi nel tempo variando le loro caratteristiche fisiche. Un ultima problematica riguarda l influenza della forza di gravità sull intero sistema ed in particolare sul condensatore nel quale le gocce di liquido potrebbero trovarsi in posizione non ideale al funzionamento della macchina nel momento in cui il paziente si venga a trovare per un certo lasso di tempo a testa in giù. Per aggirare questa limitazione si sono progettati dei sistemi, chiamati P P 550 C Topper Hg condensatore Combustore ciclo H 2 O Bottomer H 2 O condensatore 37 C Figura 112: cicli Rakine combinati jet condenser, nei quali si condensa il vapore mediante l immissione in pressione di un flusso di liquido freddo che trascina con se le particelle aeriformi. La condensazione avviene ad una temperatura superiore ai 37 C e perciò necessita di un pozzo caldo a temperatura più elevata dei 550 C, per evitare una diminuzione di rendimento. Si sta studiando di accoppiare una macchina a ciclo Rankine con una termocoppia oppure con un altra macchina Rankine con liquidi diversi in modo da innalzare il rendimento η*=η 1 +η 2 +η 1 η 2. Nel primo caso si pensa di utilizzare come sistema topper la termocoppia e come bottomer un ciclo a vapore con acqua. Nel secondo caso (fig. 12) una macchina può utilizzare un ciclo di fase a vapore con del mercurio,