8. PROTESI VASCOLARI 8.1 INTRODUZIONE

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1 Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Prof. Marcello Bracale 8. PROTESI VASCOLARI 8.1 INTRODUZIONE Le protesi vascolari sono dispositivi medici che vengono impiantati permanentemente per ripristinare l'efficacia di un tratto vascolare che, per qualsiasi motivo, non sia più in grado di trasportare correttamente il sangue. Gli impianti vascolari sono, nella quasi totalità dei casi, impianti arteriosi. Ciò dipende dal fatto che le patologie venose sono molto meno frequenti e molto meno gravi in quanto la pressione venosa è inferiore a quella arteriosa (ciò limita il danno vascolare) e solitamente si generano dei circoli collaterali che drenano comunque il sangue venoso. Inoltre i bassi valori di portata e di pressione venosa rendono critico il problema della biocompatibilità degli impianti venosi: il sangue infatti, tende a coagulare maggiormente su superfici di materiali artificiali quando il flusso è basso. Per quanto riguarda il letto arterioso esistono diverse possibili malattie della parete vascolare che conducono alle due principali cause di malfunzionamento: la stenosi e l'aneurisma (Fig. 8.1). La stenosi è un restringimento del diametro dell'arteria causato dalla crescita di una placca aterosclerotica o dalla formazione di un coagulo. Un'arteria stenotica non è più in grado di trasportare efficacemente il sangue verso i distretti più periferici e quando la stenosi è molto grave (il diametro utile per il passaggio del sangue si è ridotto moltissimo o addirittura si è annullato e l'arteria si è chiusa), i tessuti a valle possono diventare ischemici. Nella zona ischemica, a causa della privazione di sangue, si possono produrre lesioni ai tessuti la cui gravità dipende dalla durata e dall'estensione dell'ischemia. L'ischemia grave riduce o annulla l'apporto di ossigeno ai tessuti che perciò muoiono (necrosi). Nell organo colpito da necrosi tissutale si ha infarto che produce una parziale o totale perdita della funzione dell organo stesso. Figura Principali patologie arteriose. a: stenosi; b: aneurisma; c: aneurisma trombizzato. L aneurisma è invece un allargamento dell'arteria causato dal cedimento progressivo della parete vascolare. La parete arteriosa può quindi rompersi provocando un'emorragia interna e comunque non trasportando più il sangue a valle. L'aneurisma causa anche anomale condizioni fluidodinamiche locali che possono condurre alla trombosi della zona dilatata dell arteria. L utilizzazione di una protesi vascolare ha come finalità quella di ripristinare corrette condizioni di flusso ovvero di ridurre il rischio di rottura di un aneurisma. La protesi vascolare può essere applicata per scavalcare la zona patologica, tipicamente una stenosi, ed in questo caso diventa un ramo circuitalmente in parallelo (bypass) come mostrato in Fig Napoli, 19 Marzo 2002 Pag. 1 di 44 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc MR

2 Prof. Marcello Bracale Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Nel caso invece in cui occorra trattare un aneurisma di una grande arteria, tipicamente l aorta, si impianta la protesi all interno dell aneurisma, come mostrato in Fig. 8.3, previa riduzione dell allargamento. La sutura di collegamento della protesi vascolare all arteria naturale si chiama anastomosi. Fig Nel caso di una stenosi si impianti una protesi vascolare che porta il sangue a valle della stenosi Fig Nel caso di un aneurisma si impianti una protesi vascolare che porta il sangue all interno dell aneurisma. Esistono molti diversi tipi di impianti vascolari che possono anche impropriamente andare sotto il nome di protesi vascolari. Qui di seguito è riportato un elenco da cui si può vedere come alcuni impianti siano di origine biologica, mentre altri siano costituiti da materiali prodotti industrialmente. 1. impianti vascolari di origine biologica 1.1 non trattati chimicamente vena del paziente stesso arteria del paziente stesso vena di altro soggetto umano arteria di altro soggetto umano 1.2 trattati chimicamente Pag. 2 di 44 Napoli, 19 Marzo 2002 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc/GV

3 Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Prof. Marcello Bracale vena ombelicale umana vaso bovino protesi prodotta con pericardio bovino 1.3 con supporto sintetico 1.3. l protesi prodotta all interno del paziente stesso protesi prodotta all interno di un animale protesi fabbricata per coltura di tessuti viventi 2. impianti vascolari di origine sintetica 2.1 in politetrafluoretilene (PTFE o Teflon) 2. l. l. tessuto espanso (Gore-Tex) 2.2 in polietilentereftalato (PET o Dacron) poroso (light weight design) velour woven o knitted rinforzato rivestito 2.3 in poliuretano 2.4 bioriassorbibile Negli impianti di origine biologica si tenga presente che in alcuni casi si preleva il vaso direttamente dallo stesso paziente, talvolta senza devitalizzarlo e pertanto non ha senso parlare di protesi vascolari. Nel seguito verranno comunque esaminati gran parte degli impianti adottati così da individuare sia le soluzioni tecnologiche, sia le alternative biologiche. Si tenga presente che alcune delle soluzioni indicate sono state adottate clinicamente, ma non si usano più, altre sono tuttora in uso clinico, altre ancora sono solo allo studio o in differenti stadi di sviluppo. 8.2 IMPIANTI VASCOLARI DI ORIGINE BIOLOGICA NON TRATTATI CHIMICAMENTE Gli impianti va scolari di origine biologica non trattati chimicamente sono costituiti da tratti di vena o di arteria prelevati dal paziente stesso durante l intervento oppure da un donatore umano e poi conservati a bassa temperatura. I casi più comuni riguardano l uso della vena safena o dell arteria mammaria interna per eseguire il bypass coronarico e l 'uso dell aorta prelevata da un donatore per trattare l aneurisma dell aorta oppure per sostituire una protesi sintetica in seguito a complicanze infettive. La vena safena è una vena della gamba che ha un diametro in genere fra i 4 ed i 6 mm. Pertanto si adatta bene in tutti quei casi in cui è richiesto l'impianto di una protesi di tale diametro. L uso più frequente, come già indicato, è quello del bypass aorto coronarico in cui si preleva la vena dalla gamba e quindi la si collega tra l'aorta e la coronaria occlusa, a valle dell'occlusione (Fig.8.4). L altro caso è quello della riperfusione della parte terminale della gamba e del piede in cui è possibile lasciare la vena safena nella sua normale posizione usandola come bypass per l'arteria che le corre vicino. In questo caso occorre tenere presente che la vena safena contiene delle valvole che normalmente impediscono il riflusso di sangue verso il piede. Tali valvole devono essere eliminate senza danneggiare la parete interna del vaso. Alternativamente occorre togliere la vena e rimontarla in direzione invertita così da garantire il flusso di sangue verso la periferia. L 'uso di una vena come sostituto di un arteria ha qualche controindicazione dovuta al diverso regime pressorio e alla pulsatilità. Infatti la parete venosa è più sottile di quella arteriosa e meno elastica pertanto il suo comportamento meccanico è diverso da quello della parete arteriosa. L'uso dell arteria mammaria interna per la realizzazione di un bypass coronarico è una soluzione molto interessante perché, essendo l arteria mammaria interna molto vicina al cuore, è sufficiente tagliarla Napoli, 19 Marzo 2002 Pag. 3 di 44 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc MR

4 Prof. Marcello Bracale Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali in una sezione distale e connetterla a valle della stenosi coronarica. Ciò ha il duplice vantaggio di richiedere una sola anastomosi e di mantenere il vaso connesso all arteria da cui normalmente origina e, quindi, connesso anche alla rete di vasa vasorum che nutrono la parete arteriosa. Inoltre c è il vantaggio di usare un arteria, quindi un vaso la cui parete è sufficientemente spessa ed elastica per un flusso di sangue arterioso. Esistono altri casi di utilizzazione di arterie del paziente stesso per costruire un bypass anche in altre regioni dell albero arterioso. L uso di tratti di aorta umana prelevata da un donatore sembra essere di grande efficacia in quelle situazioni in cui è alto il rischio di infezione. I primi casi hanno riguardato la sostituzione delle valvola aortica, e del tratto di aorta che la contiene, con un identico tratto prelevato da cadavere. Attualmente si usano differenti segmenti arteriosi prelevati da cadavere e conservati, in alcuni casi congelati, in altri a temperature di circa 4 C per giorni o settimane. Fig a: stenosi coronarica; b: bypass aorto-coro Anche segmenti venosi prelevati da cadavere sono stati utilizzati sia per i bypass aorto coronarici, sia per la cura degli aneurismi. L'uso di segmenti vascolari prelevati da cadavere umano può presentare il rischio di una risposta immunitaria che può condurre all insuccesso dell impianto. Sia il congelamento dei tessuti prima dell impianto, sia una terapia immunosoppressiva possono ridurre sensibilmente i rischi della risposta immune contro il trapianto. Un applicazione interessante di segmenti venosi umani prelevati da cadavere è stata quella di creare accessi vascolari per i trattamenti di emodialisi. Pag. 4 di 44 Napoli, 19 Marzo 2002 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc/GV

5 Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Prof. Marcello Bracale 8.3 IMPIANTI VASCOLARI DI ORIGINE BIOLOGICA TRATTATI CHIMICAMENTE Gli impianti vascolari di origine biologica trattati chimicamente sono segmenti vascolari originali, oppure ottenuti tecnologicamente partendo da pericardio bovino, fissati in glutaraldeide. Come già spiegato nel paragrafo 4.11 la glutaraldeide ha un efficace effetto citotossico che elimina le cellule dei tessuti rendendo trascurabile la loro immunogenicità ed inoltre stabilizza il collagene generando dei legami chimici (cross-links) fra le catene. Ciò aumenta l'affidabilità a lungo termine di questa categoria di impianti che vanno soggetti a più modesti fenomeni di degenerazione rispetto a quelli non trattati. L 'uso della vena ombelicale umana trattata con glutaraldeide è descritto in quei casi in cui è necessario un bypass di piccolo calibro per rivascolizzare una regione a valle di una stenosi e non sono disponibili impianti vascolari prelevabili dal paziente stesso. La vena ombelicale, che è priva di rami laterali, viene prelevata dal cordone ombelicale che collega il neonato alla placenta. Sia il cordone ombelicale, sia la placenta, rappresentano tessuti di scarto. Il trattamento con glutaraldeide viene eseguito entro 24 ore dalla nascita del bambino dopo aver inserito all interno della vena un mandrino con lo scopo di tenerla in forma. Altri segmenti vascolari che vengono fissati in glutaraldeide sono la carotide bovina e l arteria mammaria interna bovina. Questi impianti vengono usati principalmente come accessi per emodialisi. Un più recente tipo di impianto di origine biologica trattato chimicamente riguarda protesi vascolari in pericardio bovino (Fig. 8.5). Si tratta di protesi va scolari con o senza biforcazione ottenute mediante cucitura di un pezzo di pericardio bovino precedentemente corrugato e trattato con glutaraldeide. Il corrugamento ha lo scopo di rendere il vaso flessibile prevenendone l occlusione durante le flessioni. Fig. 8.5 Protesi vascolare in pericardio bovino trattato chimicamente e corrugato. Con S sono indicate le suture necessarie per realizzare la protesi. 8.4 IMPIANTI VASCOLARI DI ORIGINE SINTETICA Gli impianti vascolari di origine sintetica sono a tutti gli effetti protesi vascolari in quanto sono fabbricati industrialmente per trasformazione tecnologica di materiali di origine non biologica. Lo sviluppo di sistemi artificiali per il trattamento delle patologie vascolari ha preso le sue origini nel tentativo di ridurre i rischi di rottura degli aneurismi dell aorta addominale. Durante gli anni '40 e '50 si utilizzavano tecniche come l'inserimento nel sacco aneurismatico di corde di pianoforte in acciaio inox nel tentativo di produrre la trombizzazione del sangue contenuto nel sacco stesso. Si usava anche rinforzare la parete esterna dell aneurisma utilizzando resine epossidiche che polimerizzavano irrigidendosi dopo l applicazione o utilizzando fogli di cellophane trattato Napoli, 19 Marzo 2002 Pag. 5 di 44 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc MR

6 Prof. Marcello Bracale Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali chimicamente per stimolare un processo infiammatorio e la successiva reazione fibroblastica al fine di contenere stabilmente l aneurisma. Successivamente si notò che tessuti di seta impiantati all interno del ventricolo destro di cane si rivestivano di uno strato superficiale di tipo endoteliale e privo di trombi macroscopici. Anche i tessuti fatti con fibre sintetiche mostrano un simile comportamento ed inoltre, quando vengono bagnati dalla corrente sanguigna, si deposita della fibrina all interno della porosità del tessuto. Si ritiene che i depositi di fibrina rendano possibile la crescita di fibroblasti provenienti dalla parete vasale e che questo possa facilitare la successiva migrazione dell endotelio. Questa successione di fenomeni consente l ottenimento di un rivestimento della superficie interna di una protesi vascolare fabbricata con tessuto di fibre sintetiche. Il rivestimento è molto simile alla normale superficie endoteliale della tunica intima arteriosa. Negli anni sono stati impiegati diversi materiali per la fabbricazione di fibre per tessuti per protesi vascolari fra i quali il Vinyon N, il Nylon, l Orlon, il Dacron ed il Teflon. Per diversi motivi legati alla progressiva perdita di proprietà meccaniche dovuta a processi di creep, o di degradazione nell ambiente biologico, o di difficoltà di fabbricazione, fra tutti questi materiali solo il Dacron è rimasto in uso per le protesi vascolari in tessuto. Fig Formula chimica del polietilentereftaldo (PET) Dacron è uno dei nomi commerciali di un poliestere, il polietilentereftalato (PET) che ha la formula chimica mostrata in Fig In genere per la produzione di fibre si utilizzano macromolecole di PET lineari di peso molecolare medio pari a circa Il poliestere in grani viene estruso in filamenti molto sottili mediante fili ere e successivamente i filamenti vengono riuniti a formare la fibra multifilamento (Fig. 8.7). Durante il processo di produzione i filamenti di poli estere vengono tirati ed allungati a lunghezze di qualche volta superiore alla loro lunghezza iniziale. Questo allungamento produce un miglioramento delle proprietà meccaniche dovuto all orientamento delle catene polimeriche. Le proprietà meccaniche della fibra di Dacron stirata e non stirata sono mostrate in Fig E' importante notare che la fibra stirata, oltre ad aumentare la sua resistenza a rottura, ha anche una maggiore stabilità dimensionale essendo più rigida. Il PET ha una buona inerzia chimica ed un alta idrofobia e pertanto in genere sono inibiti i fenomeni di degradazione per idrolisi delle fibre. Un altro importante vantaggio del PET rispetto ad altri polimeri è la possibilità di sterilizzarlo sia in autoclave a vapore, sia con ossido di etilene o con raggi gamma senza provocare significativi fenomeni di degradazione. Pag. 6 di 44 Napoli, 19 Marzo 2002 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc/GV

7 Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Prof. Marcello Bracale Fig. 8.7 Processo di fabbricazione della fibra multifilamento in PET. l: grani di PET; 2: riscaldatore; 3 PET fuso; 4: pompa; 5: filiera; 6: filamenti; 7: camera a vapore; 8: fibra multicomponente; 9: bobina di raccolta Fig. 8.8 Caratteristiche sforso-deformazione del Dacron stirato(1) e non stirato(2): L sforzo è in questo caso espresso in g/den dove den sta per denier che è la misura della sezione di fibra espressa come il peso in grammi corrispondente a 9000 m di lunghezza (da: L Harmon e MS Hoffman Fabrication and testing of Polyester Arterial Grafts in Vascular Gtaft Update, ed. KE Kambic, A Kantrowitz e P Sung, ASTM, Philadelfphia, 1986). I tipi fondamentali di tessitura utilizzati per realizzare protesi vascolari con fibra di Dacron sono chiamati in inglese woven e knitted, quest'ultimo nelle sue versioni weft e warp. La tessitura woven è mostrata in Fig. 8.9, la tessitura weft knitted in Fig e quella warp knitted in Fig La struttura woven mostra una grande stabilità dimensionale nelle direzioni delle fibre, perpendicolari tra loro. In genere una delle direzioni delle fibre corrisponde alla direzione dell'asse Napoli, 19 Marzo 2002 Pag. 7 di 44 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc MR

8 Prof. Marcello Bracale Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali della protesi. Inoltre in genere, le protesi woven hanno una bassa porosità comunque controllabile con la tecnologia tessile. La struttura knitted è caratterizzata dal fatto che le fibre non sono tese nel tessuto, ma sono disposte secondo un disegno che prevede continue curvature. Tale disposizione rende le protesi meno stabili dimensionalmente e maggiormente porose. Storicamente le prime protesi vascolari knitted furono prodotte con la tessitura weft caratterizzata dal fatto che le fibre sono tessute in direzione circonferenziale nella protesi. Fra i principali svantaggi delle protesi weft knitted c'è la tendenza a smagliarsi quando vengono tagliate (tale operazione viene effettuata normalmente prima dell intervento per ottenere le protesi, generalmente confezionate di lunghezza abbondante, della lunghezza necessaria). In genere la tendenza a smagliarsi aumenta se il taglio non è perpendicolare all asse delle protesi. Inoltre le protesi weft knitted hanno una stabilità dimensionale inferiore rispetto alla warp knitted. Le protesi warp knitted sviluppate successivamente rispetto alle weft knitted, hanno le fibre tessute secondo la direzione longitudinale della protesi. Inoltre il numero di curvature e di connessioni fra le fibre è superiore a quello della tessitura weft knitted. Quest ultima caratteristica determina una maggiore resistenza alla smagliatura del tessuto tagliato ed una maggiore stabilità dimensionale in direzione radiale. Ciò riduce anche il rischio che a seguito della dilatazione possano prodursi rotture della protesi. La valutazione clinica delle protesi ottenute per tessitura di fibre sintetiche ha consentito di identificare i principali vantaggi e difetti di questa soluzione. Un primo punto riguarda la flessibilità della protesi, cioè la sua capacità di seguire curve, ad esempio quando la protesi viene impiantata in corrispondenza di un articolazione quale l anca o il ginocchio. In tal caso le protesi tessute tendono ad occludersi a seguito della flessione. Per ovviare a questo problema la protesi viene corrugata a fisarmonica (Fig. 8.12) sia con corrugamenti circolari, sia con corrugamenti a spirale. Il corrugamento consente la curvatura della protesi in quanto è possibile l allungamento della superficie più esterna del tubo e l accorciamento della superficie più interna. Fig Particolare di tessitura woven in cui le fibre formano incroci ad angolo retto Fig Particolare di tessitura weft knitted Pag. 8 di 44 Napoli, 19 Marzo 2002 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc/GV

9 Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Prof. Marcello Bracale Fig Particolare di tessitura warp knitted Fig Effetto del corrogamento della protesi vascolare sulla sua flessibilità. La protesi non corrugata (a) tende ad occludersi quando viene curvata (c) mentre la protesi corrugata rh) consente curvature senza occlusione del lume (d). Il corrugamento rende inoltre la protesi adattabile alle variazioni di lunghezza durante l impiego. Ciò minimizza le sollecitazioni sulle suture con l'arteria naturale e rende meno critico il taglio della protesi alla lunghezza necessaria. Un altro punto importante già citato è la porosità. La porosità di una protesi vascolare è un termine improprio con cui si indica la permeabilità della protesi al sangue. Si misura con prove di permeabilità all acqua. Si considera non poroso un tessuto che sottoposto ad un battente di acqua di 120 mmhg lascia passare meno di 300 cm3 d acqua al minuto per centimetro quadrato di tessuto. Le protesi tessute, in particolare le knitted, sono porose e quindi tendono a far uscire il sangue che fluisce alloro interno. Per eliminare questo inconveniente il chirurgo bagna la protesi nel sangue del paziente prima dell impianto. Il sangue coagulando all interno della porosità del tessuto la rende impermeabile ed inoltre innesca quei fenomeni già descritti che conducono alla crescita di un tessuto endoteliale che rende emocompatibile la superficie interna della protesi. Per quanto riguarda la compatibilità funzionale delle protesi vascolari occorre considerare l elasticità radiale (compliance). Infatti, come già descritto nel paragrafo 4.10, le arterie hanno proprietà elastiche che consentono la loro dilatazione radiale quando la pressione del sangue è nel picco sistolico ed il loro recupero dimensionale durante la diastole. Questi fenomeni di accumulo periodico di sangue dovuti all elasticità delle arterie determinano anche il progressivo smorzamento delle onde di flusso e di pressione che si osserva andando dal cuore verso la periferia. Anche la velocità di propagazione (v) delle onde di pressione dipende dall elasticità della parete dei vasi (E) oltre che dal loro spessore (s), dal loro diametro (D) e dalla densità (P) del sangue come descritto dalla relazione di Moens-Korteweg Es v D Quando un tratto di arteria, nel caso specifico un tratto sostituito con una protesi vascolare, ha proprietà elastiche radiali diverse, in genere maggiore rigidità, si hanno due principali conseguenze. La prima è di tipo fluidodinamico e riguarda la discontinuità, nella velocità di propagazione delle onde di pressione. La sezione di interfaccia tra il vaso naturale e quello artificiale è la sezione in cui si verifica la discontinuità fluido dinamica ed è sede di fenomeni di riflessione d onda, tipici delle singolarità geometriche. Le riflessioni d onda possono provocare sovrapressioni locali che possono a loro volta causare la formazione di nuovi aneurismi. La seconda conseguenza riguarda le sollecitazioni sulla sutura delle anastomosi termino-terminali, sollecitazioni dovute al fatto che il vaso naturale si dilata radialmente, mentre la protesi mantiene la dimensione originale. In Fig.8.13 sono riportate le curve sforzo-deformazione, sia in direzione circonferenziale, sia in direzione radiale, di protesi tessute in PET e in PTFE e di diversi tratti di aorta. Le curve mostrano chiaramente come le protesi tessute siano molto più rigide dei tratti di aorta in direzione circonferenziale, mentre il comportamento è più simile in direzione longitudinale. Ancora si può notare che fra le protesi tessute le più rigide sono quelle in PET rispetto a quelle in PTFE e che la tessitura woven è più rigida della knitted. Qualche tentativo è stato fatto per realizzare protesi tessute con superiore elasticità radiale. Ad esempio sono stati utilizzati tessuti ottenuti con fibre in poliuretano che ha una minore rigidità del PET e del PTFE. E infatti possibile ottenere dei poliuretani con catena copolimerica a blocchi in cui, dosando opportunamente la quantità relativa dei blocchi elastici (soft) rispetto a quella dei Napoli, 19 Marzo 2002 Pag. 9 di 44 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc MR

10 Prof. Marcello Bracale Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali blocchi rigidi (hard), si può ottenere una vasta gamma di proprietà meccaniche fra cui selezionare quella più opportuna. Purtroppo, nonostante la loro superiore compatibilità funzionale, le protesi tessute in poliuretano non sono impermeabili in quanto, proprio a causa della elasticità radiale, aumentano la loro porosità durante l aumento sistolico della pressione, Un altra categoria di protesi vascolari è quella costituita da PTFE espanso (Gore Tex). Il Gore-Tex ha una struttura espansa ottenuta con uno speciale processo di stiramento ad alta temperatura che genera dei nodi di PTFE interconnessi da sottili fibrille altamente orientate (Fig.8.l4). Fig Comportamento meccanico di protesi vascolari e, per confronto, di tratti di arterie. a: curve sforzo-deformazione in direzione circonferenziale ; b: curve sforzo deformazione in direzione longitudinale. 1: protesi in PET woven; 2: protesi in PTFE woven; 3: protesi in PET knitted; 4: protesi in PTFE knitted ; 5: arteria italica ; 6: aorta addominale distale; 7: arteria femorale; 8: aorta addominale prossimale; 9: aorta toracica distale; 10: aorta toracica prossimale; 11: aorta ascendente; 12 : aorta toracica; 13 : aorta addominale (da : M Hasegawa e T Azuma Mechanical Properties of Synthetic Arterial Grafts, J. Biomechanics, 12, pp ,1979). Pag. 10 di 44 Napoli, 19 Marzo 2002 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc/GV

11 Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Prof. Marcello Bracale Fig Struttura del PTFE espanso (Gore-Tex) Il politetrafluoretilene ha una catena polimerica completamente fluorurata che gli conferisce proprietà chimiche e fisiche abbastanza uniche fra i polimeri quali eccellente inerzia chimica, elevata temperatura di rammollimento (342 C), eccellenti proprietà dielettriche, ottima stabilità delle proprietà meccaniche, anche in presenza di ambiente aggressivo, proprietà autolubrificanti. In genere il Teflon è usato nella sua forma non porosa per svariate applicazioni quali tenute, elementi antifrizione, rivestimenti antiaderenti, ecc. L elevata temperatura di rammollimento del Teflon e la sua alta viscosità (10 11 p a 380 C) rende praticamente improponibile l 'utilizzazione delle normali tecnologie di stampaggio a iniezione o di estrusione per la produzione di componenti in Teflon. Per la formatura di componenti in Teflon si utilizzano processi molto simili a quelli della metallurgia delle polveri. Si parte da una miscela di polveri di Teflon e di un lubrificante petrolifero (ad esempio nafta) che viene formato a temperatura ambiente in uno stampo o mediante estrusione. Ottenuta la geometria finale del pezzo in produzione si esegue un riscaldamento fino ad una temperatura superiore a quella di rammollimento ottenendo una sorta di sinterizzazione che fa compattare le polveri. Si esegue poi un raffreddamento a velocità controllata per ottenere il pezzo finale con l opportuno grado di cristallinità che conferisce al materiale le richieste proprietà fisiche. Per l ottenimento di prodotti in Teflon porosi sono state messe a punto tecnologie di fabbricazione di fibre che poi vengono tessute analogamente a quanto mostrato per il Dacron. Il Teflon espanso è stato sviluppato più recentemente (metà degli anni '60) e ha consentito di ottenere film, lastre, barre e tubi in Teflon con la struttura continua e porosa mostrata in Fig Lo sviluppo di protesi vascolari in Gore-Tex è della seconda metà degli anni '70 e queste protesi hanno avuto, e hanno tuttora, un grandissimo impiego clinico. Le protesi vascolari in gore-tex, grazie alla struttura del materiale con cui sono fabbricate, non si occludono quando vengono curvate, hanno inoltre ottime proprietà meccaniche e di biocompatibilità. 9. PROTESI VALVOLARI CARDIACHE 9.1 INTRODUZIONE Le protesi valvolari cardiache sono dei dispositivi artificiali la cui progettazione e realizzazione presenta un elevato grado di complessità. Ciò dipende dal fatto che una protesi valvolare deve essere un dispositivo completamente impiantabile, deve rimanere impiantato permanentemente e dal suo funzionamento dipende la vita del portatore. Al fine di comprendere le diverse soluzioni tecnologiche adottate per sostituire le valvole cardiache naturali è opportuno premettere qualche cenno sul funzionamento del cuore come pompa. Il cuore è costituito da due pompe volumetriche affiancate, sincrone e circuitalmente in serie. Il cuore destro pompa il sangue venoso, povero di ossigeno e proveniente dalla circolazione sistemica nella quale ha nutrito i tessuti dell organismo, verso i polmoni dove cede l anidride carbonica e si Napoli, 19 Marzo 2002 Pag. 11 di 44 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc MR

12 Prof. Marcello Bracale Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali ossigena. Il cuore sinistro pompa il sangue ossigenato di ritorno dai polmoni verso le arterie del circolo sistemico. Lo schema circuitale è mostrato in Fig Il pompaggio del cuore consiste nel fornire al sangue l'energia necessaria a percorrere il circuito a valle dove si ha una progressiva perdita di pressione dovuta alla resistenza vascolare. Pertanto il sangue torna al cuore a bassa pressione e ne esce ad una pressione superiore. Per ottenere questo effetto ciascuna metà del cuore è dotata di due camere, un atrio e un ventricolo. Ciascun ventri colo ha una valvola di aspirazione che lo separa dall atrio e una valvola di mandata che lo separa dal circuito a valle (Fig. 9.2) Le valvole di aspirazione, dette atrioventricolari, sono la tricuspide a destra e la mitrale a sinistra. Le valvole di mandata, dette semi lunari a causa della loro forma, sono la polmonare a destra e l aortica a sinistra. Il pompaggio del cuore è determinato dalla sequenza di due fasi: la diastole e la sistole. Durante la diastole i ventricoli si dilatano riempiendosi di sangue proveniente dagli atrii attraverso la valvola di aspirazione (le valvole di mandata sono chiuse durante questa fase). Durante la si stole invece i ventri coli si contraggono eiettando il sangue che contengono verso la periferia attraverso le valvole di mandata (le valvole di aspirazione sono chiuse durante questa fase). L 'effetto che si ottiene è mostrato in Fig. 9.3 in termini di pressioni, volume e flusso per il solo cuore sinistro. Si tenga presente che il funzionamento del cuore destro è 10 stesso del cuore sinistro fatta eccezione per i valori di pressione che sono inferiori in quanto la resistenza idraulica del circolo polmonare è inferiore a quella del circolo sistemico. In condizioni normali la pressione ventricolare destra raggiunge i 40 mmhg contro i 120 mmhg della pressione ventricolare sinistra. Figura Schema circuitale della circolazione sanguigna. CD: cuore destro; P: polmoni; CS: cuore sinistro; TeO: tessuti e organi. Figura Circolazione del sangue nel cuore. 1: vena cava superiore; 2: vena cava inferiore; 3: atrio destro; 4: ventricolo destro; 5: arteria polmonare comune; 6: arteria polmonare destra; 7: arteria polmonare sinistra; 8: vene polmonari; 9: atrio sinistro; 10: ventricolo sinistro; II: aorta; JiT: valvola tricuspide; VP: valvola polmonare; VM: valvola mitrale; VA: valvola aortica. Pag. 12 di 44 Napoli, 19 Marzo 2002 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc/GV

13 Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Prof. Marcello Bracale L apertura e la chiusura di una valvola cardiaca avviene unicamente come conseguenza dei livelli pressori a monte e a valle della valvola stessa. Quando la pressione a monte è superiore alla pressione a valle la valvola si apre consentendo il flusso del sangue. Quando la pressione a valle supera la pressione a monte la valvola si chiude impedendo il flusso retrogrado di sangue. In relazione alla Fig.9.3 si osserva che nel punto m c la pressione ventricolare supera quella atriale e la valvola mitrale si chiude. Nel punto aa la pressione ventri colare supera quella aortica e la valvola aortica si apre. Nel punto ac la pressione ventricolare scende sotto quella aortica e la valvola aortica si chiude. Nel punto ma la pressione ventri colare scende sotto quella aortica e la valvola mitrale si apre. Pertanto fra mc e aa entrambe le valvole sono chiuse, non si ha flusso e il volume ventri colare rimane costante. Tra aa e ac la valvola aortica è aperta, si ha flusso uscente dal ventricolo verso l aorta e il volume ventricolare diminuisce. Tra ac e ma entrambe le valvole sono chiuse, non si ha flusso e il volume ventricolare rimane costante. Tra ma e m c la valvola mitrale è aperta, si ha flusso entrante dall atrio nel ventricolo e il volume ventricolare aumenta. Figura Il grafico in alto mostra le tipiche curve di pressione del sangue nell aorta (pao), nel ventricolo sinistro (pv) e nell atrio sinistro (pat). Nel grafico centrale ed in quello in basso sono riportate le curve del flusso in aorta all uscita del ventricolo e del volume ventricolare sinistro. I tre grafici si riferiscono ad un singolo ciclo cardiaco alla frequenza di circa 72 battiti al minuto. Da quanto esposto emerge il ruolo fondamentale delle valvole cardiache nel consentire la funzione pompante del cuore con la necessaria efficacia e unidirezionalità del flusso. Infatti le malattie che colpiscono i tessuti degli apparati valvolari riducono l efficacia e la unidirezionalità del flusso di sangue e, quando sono di particolare gravità, possono portare alla morte del soggetto per Napoli, 19 Marzo 2002 Pag. 13 di 44 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc MR

14 Prof. Marcello Bracale Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali insufficiente capacità di pompaggio del cuore. Le principali malattie valvolari sono la stenosi (riduzione del lume di passaggio a valvola aperta) e l'insufficienza (non completa tenuta a valvola chiusa). La valvola stenotica induce un aumento di resistenza al passaggio del sangue e questo in genere produce un aumento di energia necessario al cuore per ottenere lo stesso effetto pompante. L insufficienza causa un riflusso di sangue attraverso una valvola quando dovrebbe essere chiusa e di conseguenza un aumento del volume di sangue che il cuore deve pompare per ottenere lo stesso effetto. In alcuni casi le patologie sono associate e la valvola è steno-insufficiente. Le patologie valvolari colpiscono più frequentemente la valvola mitrale, seguita dall aortica e dalla tricuspide. Prima dell avvento della macchina per la circolazione extracorporea del sangue, che ha reso possibili gli interventi a cuore aperto in arresto cardiaco, le patologie valvolari non erano curabili chirurgicamente e conducevano ad una crescente riduzione di attività del malato ed infine alla morte. La nascita della cardiochirurgia è stata seguita dallo sviluppo di protesi valvolari cardiache con le quali è possibile sostituire una o più valvole stenotiche e/o insufficienti ripristinando una buona funzione pompante del cuore. 9.2 CARATTERISTICHE FUNZIONALI DI UNA PROTESI VALVOLARE CARDIACA Le prime protesi valvolari cardiache erano dei dispositivi abbastanza rudimentali, spesso ideati da illuminati cardiochirurghi e realizzati con l aiuto di un tecnico o di un ingegnere amico, che assolvevano fondamentalmente alla principale funzione di una valvola cardiaca naturale. Erano cioè dei dispositivi in grado di aprire e di chiudere il lume valvolare secondo i livelli pressori a monte e a valle. La prima realizzazione consisteva in una struttura che conteneva una palla che, muovendosi spinta dal sangue, ostruiva o lasciava libero il lume valvolare. L esperienza clinica ha però indicato come una buona protesi valvolare non debba assolvere semplicemente la funzione valvolare, ma debba anche farlo senza indurre alterazione nei tessuti circostanti (principalmente nel sangue con cui è in diretto contatto). Negli anni sono stati realizzati molti diversi tipi di protesi valvolari nel tentativo di ottenere un dispositivo affidabile nel tempo che, oltre a ripristinate il corretto funzionamento pompante del cuore, garantisse anche una buona qualità della vita al portatore. Le protesi valvolari cardiache impiegate clinicamente per la sostituzione di una valvola naturale malata appartengono a due categorie: le valvole meccaniche e le valvole biologiche. Le prime sono costituite da uno o più organi mobili differentemente vincolati ad una struttura fissata al cuore. I movimenti degli organi mobili rispetto alla struttura fissa determinano l apertura e la chiusura della valvola. I materiali impiegati sono sia metalli, sia polimeri, sia materiali ceramici, ma comunque materiali non deformabili dalle sollecitazioni meccaniche a cui sono sottoposti. Le valvole biologiche invece sono costituite da una struttura metallica o polimerica che sostiene una valvola di forma simile alla valvola naturale aortica e realizzata con tessuto biologico di origine animale. Il funzionamento valvolare di apertura e chiusura non dipende in questo caso dal moto di organi rigidi all'interno di una struttura, ma dalla deformazione flessionale del tessuto biologico. Mentre le valvole meccaniche offrono una buona garanzia di durata nel tempo grazie ai materiali con cui sono fabbricate, le valvole biologiche sono soggette a fenomeni di progressivo cedimento meccanico e/o di calcificazione, fenomeni che nel tempo inducono nuovamente patologie di insufficienza e/o di stenosi. Per contro le valvole meccaniche, a causa della loro anomala fluidodinamica e dei materiali con cui sono costruite, tendono a far coagulare il sangue e pertanto i portatori devono essere trattati con farmaci che inibiscano la coagulazione del sangue o l aggregazione piastrinica, mentre le valvole biologiche non presentano questo inconveniente. L esperienza fatta con le protesi valvolari cardiache indica, per una protesi ottimale, le seguenti caratteristiche: 1- dovrebbe aprirsi e chiudersi passivamente secondo i livelli pressori a monte e a valle; 2- dovrebbe aprirsi e chiudersi in tempi estremamente rapidi così da non creare aggravi energetici al cuore; Pag. 14 di 44 Napoli, 19 Marzo 2002 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc/GV

15 Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Prof. Marcello Bracale 3- durante l apertura non dovrebbe creare perdite di pressione al sangue che la attraversa o comunque non tali da provocare sintomi per aggravi energetici al cuore (in genere si ritiene che per portate cardiache di 5 l/min siano accettabili valori di p < 20 mmhg per la valvola aortica e di p < 5 mmhg per la valvola mitrale); 4- durante la chiusura non dovrebbe consentire flussi retrogradi o comunque non tali da provocare sintomi per aggravi energetici al cuore (in genere si ritiene che riflussi inferiori al 5% della portata cardiaca siano accettabili); 5- dovrebbe mantenere le sue caratteristiche chimico.fisiche e meccaniche per un tempo pari all aspettativa di vita del portatore tenendo presente che alla frequenza di 72 battiti/min deve sopportare circa 40 milioni di cicli di apertura e chiusura all'anno; 6- non dovrebbe indurre alterazioni nel sangue e in particolare non dovrebbe causarne la coagulazione ne l' emolisi ; 7- dovrebbe essere almeno in parte radiopaca così da consentire il controllo del suo funzionamento con indagini radiografiche; 8- non dovrebbe indurre alterazioni nei tessuti circostanti; 9- dovrebbe avere dimensioni tali da adattarsi alle taglie dei diversi portatori senza sollecitare in modo dannoso i tessuti circostanti e senza urtare, durante il funzionamento, i tessuti e le strutture cardiache con i quali non è previsto il contatto; 10- dovrebbe essere facilmente impiantabile così da minimizzare la durata dell ' intervento chirurgico e da non richiedere tecniche complicate di impianto; 11- Il non dovrebbe produrre rumore avvertibile dal portatore durante i movimenti di apertura e di chiusura in quanto tali rumori possono indurre stati psicologici dannosi per il recupero sociale del portatore. I tentativi di ottenere una protesi valvolare cardiaca con tutte o con il maggior numero di queste caratteristiche sono stati indirizzati verso la ricerca di materiali e di geometrie (e quindi di modalità di funzionamento) opportuni. 9.3 PROTESI VALVOLARI MECCANICHE 1. Protesi valvolari a palla L impiego di un meccanismo costituito da una palla mobile all'interno di una gabbia per ottenere la funzione valvolare cardiaca risale ai primi anni '50, quindi agli albori della cardiochirurgia. E' del 1952 il primo impianto di un dispositivo di questo tipo per trattare l insufficienza aortica grave (in questo primo impianto la valvola fu inserita nell'aorta discendente del paziente, quindi a valle della valvola insufficiente). Per pura curiosità si nota che il concetto della valvola idraulica uni direzionale con palla e gabbia fu brevettato per la prima volta negli Stati Uniti nel 1858 come tappo per bottiglie. In Fig.9.4 è mostrata la protesi valvolare a palla e il suo funzionamento. La valvola è costituita da tre elementi: la gabbia, la palla e I' anello di sutura. Le prime gabbie erano realizzate in acciaio inossidabile, mentre successivamente sono state fabbricate per fusione in Stellite 21, una lega di cobalto ( %), cromo ( %), molibdeno (5 6%) e nichel ( %). La palla è realizzata in gomma siliconica addizionata con il 2% in peso di solfato di bario per renderla radiopaca. In qualche modello è stata impiegata una palla metallica vuota in Stellite. L 'anello di sutura è realizzato con tessuto di Dacron o di Teflon. In genere le valvole a palla hanno una elevata affidabilità meccanica nel tempo. Napoli, 19 Marzo 2002 Pag. 15 di 44 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc MR

16 Prof. Marcello Bracale Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Figura a: la valvola a palla; b: valvola a palla aperta e andamento delle linee di flusso; c: valvola a palla chiusa. A destra sono mostrate le viste della valvola a palla aperta e chiusa. L area grigia è l area occupata dall elemento mobile. Fra i principali inconvenienti si ricordano i seguenti: 1- la fluido dinamica a valvola aperta è fortemente disturbata dalla presenza della palla a valle del lume valvolare. Questo fatto, insieme alla presenza delle strutture metalliche della gabbia, è potenzialmente trombogeno specialmente nelle zone di maggior ristagno del sangue; 2- la valvola, soprattutto in posizione aortica, produce un effetto stenotico in quanto l aorta, a valle del lume valvolare, è parzialmente ostruita dalla palla; 3- i materiali con cui sono realizzati i componenti valvolari sono potenzialmente trombogeni; 4- quando la valvola è montata in posizione mitrale, la gabbia, che è molto alta in direzione assiale, può urtare le parti interne del ventri colo producendo alterazioni nei fenomeni di conduzione elettrica del segnale di eccitazione cardiaca. Ciò può causare alterazioni al ritmo cardiaco; 5- le dimensioni e la massa della palla richiedono dei tempi elevati per l apertura e la chiusura della valvola. Questo fatto provoca un riflusso di sangue prima che la valvola si chiuda; 6- la valvola chiusa è a tenuta perfetta. Ciò dipende dal fatto che la palla ha un diametro superiore alla sede della gabbia. Pertanto alla chiusura la palla si appoggia sulla sede della gabbia e questo è potenzialmente causa di emolisi per schiacciamento meccanico dei globuli rossi che rimangono intrappolati fra palla e sede della gabbia. Ricordando che ciò avviene ad ogni battito cardiaco si può capire il rischio emolitico di questo tipo di protesi. Per ovviare ad alcuni di questi problemi è stata sviluppata una protesi a palla con doppia gabbia, a monte e a valle, e palla più piccola. In Fig.9.5 è mostrato il confronto fra i due tipi di protesi. Pag. 16 di 44 Napoli, 19 Marzo 2002 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc/GV

17 Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Prof. Marcello Bracale Figura 9.5 a : valvola a palla tradizionale ; b: valvola a palla modificata. Nella valvola modificata la palla, avendo un diametro di poco inferiore alla sede della gabbia, durante la chiusura non si appoggia all anello di base, ma vi entra dentro e viene tenuta in posizione dalla gabbia a monte. Questo fatto produce un modesto riflusso a valvola chiusa a causa del gioco necessario tra palla e sede della gabbia, ma elimina il rischio di emolisi. Inoltre le minori dimensioni della palla riducono la stenosi a valvola aperta, riducono l attesa della gabbia a valle e riducono anche, a parità di densità del materiale della palla, la massa e quindi l'inerzia della palla. La struttura a doppia gabbia è realizzata per lavorazione da un unico pezzo di titanio. Figura 9.6 a: la valvola a disco con gabbia; b: valvola aperta e andamento delle linee di flusso; c: valvola chiusa. A destra sono mostrate le viste della valvola aperta e chiusa. L area grigia è l are occupata dall elemento mobile. Oltre a questi due principali modelli di protesi valvolare a palla con gabbia e che sono ancora in uso clinico, molti altri modelli basati sullo stesso principio di funzionamento sono stati proposti, ma hanno avuto un minore successo. Fra questi si ricorda un modello in cui la palla era sostituita da un disco traslante all'interno di una gabbietta più bassa. La valvola, mostrata in Fig.9.6, aveva il disco realizzato in Delrin (poliossimetilene) e la gabbia in Stellite. Il vantaggio presunto di questa protesi è nel profilo più basso della gabbia che crea minori inconvenienti, soprattutto in posizione mitrale o tricuspidale. Per contro offre peggiori condizioni fluidodinamiche rispetto alla valvola a palla e una maggiore zona di ristagno a valle del disco Anche l affidabilità meccanica risulta inferiore soprattutto per la potenziale usura del disco nelle zone di contatto con la gabbia. Napoli, 19 Marzo 2002 Pag. 17 di 44 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc MR

18 Prof. Marcello Bracale Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali 2. Protesi valvolari a disco oscillante Nel tentativo di ovviare ad alcuni dei principali problemi delle protesi a palla, fra cui la non buona fluidodinamica e la perdita di carico dovuta all ingombro della palla, e sulla scia del suggerimento fornito dalla valvola a disco con gabbia, nella seconda metà degli anni '60 sono state sviluppate le prime protesi valvolari a disco oscillante (Fig. 9.7). Le valvole a disco oscillante sono costituite da tre elementi: un disco, una gabbietta e un anello di sutura. Il meccanismo di funzionamento valvolare consiste nel movimento di rotazione del disco interno ad un asse, fisso o traslante, perpendicolare rispetto alla direzione del flusso di sangue. In tal senso il disco apre e chiude la sede valvolare secondo il meccanismo di uno sportello. Rispetto ai primi modelli, che avevano il disco incernierato sulla gabbietta, i modelli più recenti e ancora in uso clinico hanno il disco libero di ruotare intorno al suo asse e vincolato nel movimento dalla presenza di differenti strutture o gambetti ancorati all anello valvolare. La valvola a disco oscillante ha un comportamento fluidodinamico molto migliore rispetto alla valvola a palla in quanto la presenza del disco nel letto fluido genera solo una modesta flessione dei profili fluidi. Tale flessione dipende dall'angolo di apertura del disco che in genere, in funzione del modello di protesi, varia da 60 a 90 rispetto al piano valvolare. La perdita di pressione transvalvolare è contenuta e in genere il grado di stenosi è trascurabile. Il disco inoltre non causa particolari zone di ristagno e riduce il rischio trombogeno. Rispetto alla valvola a palla la protesi a disco oscillante ha il disco di diametro leggermente inferiore rispetto all anello della gabbietta affinché non si incastri durante la chiusura. Questo fatto genera un modesto riflusso a valvola chiusa, riflusso che deve essere minimizzato controllando opportunamente le tolleranze di lavorazione e i giochi nell accoppiamento disco-gabbietta. Inoltre si riduce moltissimo il rischio di emolisi per schiacciamento dei globuli rossi fra disco e anello della gabbia durante la chiusura, ma può generarsi emolisi per trafilamento di sangue nel meato lasciato dal gioco fra disco e anello della gabbietta. In genere l emolisi globale prodotta da una protesi a disco oscillante è molto inferiore rispetto a quella di una protesi a palla, e comunque non clinicamente significativa. Pag. 18 di 44 Napoli, 19 Marzo 2002 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc/GV

19 Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Prof. Marcello Bracale Figura a: la valvola a disco oscillante; b: valvola aperta e andamento delle linee di flusso; c: valvola chiusa. A destra sono mostrate le viste della valvola aperta e chiusa. L 'area grigia è l'area occupata dall'elemento mobile. Le gabbiette della valvola a disco oscillante sono in genere difficili da realizzare in quanto hanno una geometria complessa. Infatti i gambetti all interno dell anello della gabbietta devono consentire in modo preciso i movimenti del disco evitando che questo si blocchi e devono anche consentire l inserimento del disco durante l assemblaggio della valvola garantendo che il disco non fuoriesca durante il normale funzionamento. L assemblaggio in genere si ottiene mediante deformazione dei gambetti in campo elastico. Quasi tutte le gabbiette sono realizzate in metallo. Si fa uso del titanio che viene lavorato per asportazione di truciolo o per elettroerosione e della Stellite che consente anche microfusioni e saldature. Queste ultime sono però lavorazioni sconsigliate in quanto rendono localmente meno resistente la gabbietta, soprattutto ai fenomeni di fatica meccanica che sono i più critici per l' affidabilità meccanica di una protesi valvolare cardiaca. Il disco presenta invece il più significativo contributo in termini di introduzione di nuovi materiali in campo biomedico. Infatti, dopo i primi modelli nei quali il disco era realizzato in Delrin, materiale con buone caratteristiche di emocompatibilità ma che tendeva ad usurarsi e a degradarsi nella sterilizzazione, praticamente tutte le valvole a disco oggi in uso clinico hanno il disco, almeno in parte, di carbonio pirolitico (Fig. 9.8) Napoli, 19 Marzo 2002 Pag. 19 di 44 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc MR

20 Prof. Marcello Bracale Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Figura Mezzo dischetto occlusore di una valvola a disco oscillante. Il disco è realizzato con l'anima in grafite rivestita con uno strato di carbonio pirolitico. I dischi sono infatti costituiti da un anima in grafite sulla quale viene depositato con la tecnologia a letto fluido il carbonio pirolitico per uno spessore di circa mm. La superficie viene poi lucidata a mano per ottenere i migliori effetti di antitrombogenicità e di resistenza all 'usura. Al fine di rendere il disco radiopaco in alcuni dischi è stato inserito un piccolo anello in tantalio, mentre nella maggior parte viene aggiunta della polvere di tungsteno alla grafite prima della sinterizzazione con la quale si realizza l anima da rivestire in carbonio pirolitico. L anello di sutura è realizzato in tessuto di Teflon o di Dacron. In alcuni casi è parzialmente rivestito con un film sottile di carbonio pirolitico ottenuto con il processo di deposizione sotto vuoto a bassa temperatura. Le valvole a disco oscillante hanno una elevatissima resistenza meccanica, una buona fluidodinamica e il carbonio pirolitico del disco ha ottime caratteristiche di emocompatibilità. Nonostante queste caratteristiche permane il rischio tromboembolico e i portatori devono comunque essere sottoposti a terapia anticoagulante. Dal punto di vista chirurgico occorre prestare attenzione all orientamento durante l impianto in quanto durante i movimenti di apertura e di chiusura il disco non deve urtare le strutture biologiche circostanti che potrebbero bloccarlo. In alcuni modelli la valvola può essere ruotata all'interno dell anello di sutura così da orientarla in modo ottimale anche dopo la sutura. Un problema emerso con l uso della valvola a disco oscillante è il rumore prodotto dall urto fra il disco e la gabbietta in fase di chiusura. Tale rumore può in alcuni casi essere avvertito dal portatore e anche da chi gli è vicino. Il portatore che avverte il rumore della valvola può essere soggetto a problemi psicologici, anche gravi, di ansietà che ne possono limitare il recupero sociale. Infine è opportuno sottolineare alcuni importanti aspetti tecnologici legati al controllo di qualità che deve essere molto accurato in quanto eventuali rotture del disco o della gabbietta portano in una elevata percentuale di casi alla morte del portatore. E' opportuno controllare la tecnologia di deposizione del carbonio pirolitico sul disco affinché lo spessore del deposito sia pressoché uniforme. Questo perché la grafite interna non ha adeguate proprietà meccaniche e spessori di carbonio pirolitico troppo piccoli possono portare alla rottura del disco. Anche la gabbietta metallica deve essere controllata attentamente perché eventuali cricche superficiali o soffiature interne possono portarla alla rottura per fatica meccanica. 3 Protesi valvolari a due emidischi Verso la fine degli anni 70 sono entrate in uso clinico le protesi a due emidischi (Fig. 9.9) che sono un evoluzione della valvola a disco oscillante. Le protesi valvolari a due emidischi sono costituite da quattro principali componenti: due emidischi identici, un anello valvolare e un anello di sutura. Sia i due emidischi, sia l anello valvolare sono realizzati in carbonio pirolitico. Recentemente sono state realizzate valvole a due emidischi in carbonio pirolitico senza anima in grafite e valvole i cui emidischi sono in titanio rivestito con carbonio pirolitico depositato in film sottile a bassa temperatura sotto vuoto. Il carbonio pirolitico solido, senza anima in grafite, si ottiene con la tecnologia tradizionale di pirolisi di idrocarburi depositando strati elevati (> l mm) su un supporto in grafite. Si stacca successivamente il deposito dalla grafite ottenendo dei campioni di carbonio pirolitico solido da cui ricavare, per asportazione di truciolo, il pezzo finito. Al fine di lavorare alle macchine il carbonio pirolitico è necessario non aggiungere il silicio durante il deposito nel letto fluido così da ridurre la durezza e quindi la fragilità del materiale che altrimenti non consente lavorazioni meccaniche. I due emidischi sono incernierati ali' anello valvolare così da realizzare una valvola a due sportelli. Le zone di ceramica sono le più critiche sia per quanto riguarda la resistenza meccanica, sia per quanto riguarda il rischio di coagulazione del sangue. Pag. 20 di 44 Napoli, 19 Marzo 2002 Rif. Int.: Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali.doc/GV