Ottimizzazione di un set-up per l'addestramento a procedure transcatetere per il sistema cardiocircolatorio

INTRODUCTION Cardiovascular pathologies are among the main causes of death in the modern world. It is so necessary to develop medical devices which guarantee the correct functionality of the heart in order that the patient can heal without excessive side effects. Then it is also advisable to avoid damages to the surrounding tissues near the implantable objects and guarantee that they remain safe during their period of operation. Because the conditions of the patients might not be adequate to enable them to withstand an open-heart surgery, highly invasive, there is a development of transcatheter devices which ensure a less dangerous surgery for the patient thanks to a percutaneous access. To achieve this goal it’s necessary that the operators are adequately trained to perform the procedures for the application of these devices. Otherwise, there is the risk of a their malfunction and to create other damages to the patient. As consequences, it is appropriate that the surgeons can train their self with a set-up which replicates properly the realistic working conditions in which they will be operating: behaviour of the heart as physiology; proper waveforms of some relevant fluid dynamic quantities; applicability of minimally invasive devices. This work of thesis is so oriented to the improvement of an existing set-up for the training in minimally invasive cardiac intervention, in particular it is utilized an animal heart and some elements are designed and realized as an artificial left atrium with an access for minimally invasive procedures, in a rigid and in a flexible version, and a double active system for operating the set-up. Then it is preliminarily designed a ventricular chamber which allows a particular positioning of the heart and its actuation. The aim is to replicate a training environment that is the most realistic as possible in terms of anatomical and physiological fidelity, providing also the compatibility of the realized objects with some of the main imaging techniques characteristic of these procedures, as the echography and the fluoroscopy, in order to provide the best working condition to the operators. These improvements are necessary because the existing set-ups of Vismara [1] and of Leopaldi [2] have some limitations. Indeed, the system of Vismara needs an opening in the apex of the heart for the actuation which, as consequence, modifies the cardiac anatomy and a not physiological expansion of the ventricular walls takes place in systolic phase. The system of Leopaldi still has an apical constrains, modifying so the anatomy, but guarantees a physiological movement of the ventricle; however, this system doesn’t allow a simple performance of the procedures while the set-up is running. It is so necessary a new mock loop which always allows the application of the devices and an actuation system that does not modify the cardiac anatomy. Considering the previous set-ups, an artificial atrium, a chamber for the external ventricular pressurization and an active preload, which is the second element of the double active system, are implemented. The artificial atrium is utilized to perform the procedures while the set-up is running. The ventricular chamber, instead, is utilized to house and to pressurize from the external side the heart in a physiological manner through a pulsatile pump, then the application of an LVAD ( Left Ventricular Assist Device) in the unconstrained apex of the organ is also allowed. The active preload, made by a continuous centrifugal pump, is added to the pulsatile pump and it guarantees the correct filling of the ventricle during diastole because the only functioning of the ventricular external pressurization chamber would not be enough. MATERIALS AND METHODS The drawings for the designing of the artificial atrium and the ventricular pressurization chamber are made with the CAD software Solidworks. The realization of the artificial atrium in the rigid version and of the molds in which pour the silicone for the flexible version are made with the 3D printer in PLA (polylactic acid); the elastic version is made by pouring the silicone rubber PRO-LASTIX 20 inside proper molds. Overall test bench The overall test bench is so composed by an active preload connected to the atrium, natural or artificial in both versions. It is utilized an animal porcine heart to have a high anatomical and physiological fidelity and the possibility to compare it with the human heart [3], [4], [5]. Part of the atrial biological tissue is useful for the connection with the artificial atrium; the organ is placed inside the ventricular chamber to which the piston pump is connected. At the exit of the ventricle and after the aorta is present an afterload based on an RCR model to replicate the physiological waveforms and the physiological values of the magnitudes of interest, pressure and flow rate, characteristic of the systemic circulation; finally the fluid present in the circuit is carried back into the reservoir. Artificial cardiac left atrium The artificial atrium replicates the natural one and gives the possibility to perform minimally invasive procedures in a standardized and repeatable way with a transcatheter access through the Oval Fossa (OF) [6], [7], the anatomical region of the interatrial septum with the absolute lowest thickness. Then two connections are also present: one with the preload of the mock loop in the superior region of the atrium and one with the biological tissue in the lower region. Then two separate accesses for a camera and an echography probe are implemented. The atrium through these openings has to maintain the hydraulic and mechanical sealing to keep in position the instruments inserted; these parts are made by two screwed elements, one of them is attached to the main body of the atrium, with a silicone membrane interposed for the rigid version while in the flexible model is present only silicone with an higher thickness. In both typologies, the systems which replicates the Oval Fossa and the access for the echography probe have the same dimensions, while the one for the camera has a lower diameter. Because neither the PLA neither the PRO-LASTIX 20 are compatible with the echography, it is not possible to place the echographic probe outside the artificial atrium because the mitral valve and other natural structures would not be visible. As consequence this artificial chamber in both versions has an access for the probe to visualize directly from the inside the mitral valve without noise on the images and without interfering with the surgical procedure. For this reason the atrium has particular dimensions to allow the presence of the catheters for the minimally invasive procedure and of the probe together. These dimensions also allow to perform the transeptale puncture through the Oval Fossa in slightly different positions in order to replicate many different clinical scenarios to follow the variability of the anatomy. The flexible atrium is made by silicone poured inside proper matrices printed in 3D, following the same dimensional and geometrical characteristic of the rigid version with a wall thickness in the range of 5 mm and 10 mm according to their function. There are some additional carefulness given by the use of a silicone rubber, as some openings to promote the emission outside of air avoiding that it remains entrapped inside and some particular geometries to facilitate the removing of the silicone after its polymerization. In detail, the elements building up the mold are four, shown in figure V: one inferior (A), it has a flat plane and the point for the insertion of the silicone, upper side to this and over a proper flange is fixed a second element (B), both create the external surface of the final object. To realize the inner surface there is a third element (C), which has a proper centring point with the inferior element A while a fourth element (D) guarantees the blockage between B and C. To compare the deformable artificial atrium with the natural one it has been considered the compliance (C) as mechanical parameter, for the flexible it has in average C=1,09 ml/mmHg while the natural one has, as mean value, C=4,9 ml/mmHg [8]. They have a different elasticity but comparable. Continuous pumps characterization for the active preload The choice of the continuous generator to be applied in active preload of the set-up is made by the characterization of three continuous centrifugal pumps: “Whale”, “Europump 300” and “Osculati 800”. For each one the construction of the characteristic curve has been done through the hydraulic circuit shown in figure VII. A tension for the alimentation of the generator (PC) is imposed and a variable resistance (R) is modified to acquire the corresponding values of prevalence ∆P, respect to the atmospheric pressure, and of flow rate Q; this is repeated for each voltage. The most relevant points are the ones corresponding to ∆P=0, or minimum ∆P, and to Q=0 because relative, respectively, to the maximum flow rate generated in diastole and to the maximum pressure needed to have Q=0 in systole. The best among these pumps is the “Osculati800” because it can generate high flow rate with limited pressure losses, important aspect for the diastole, while in systole the pressure is in a physiological range to have a null flux; always remaining in the interval of tension applied limited between 3V and 8V. Double active system The active system is composed by two elements, a continuous pump (PC) in the preload and a pulsatile one (PP) applied to the designed chamber for the external ventricular pressurization. The active preload allows the correct filling of the ventricle during diastole, the piston pump instead compresses from the external side the heart in a physiological way in order that the organ can generate a certain ejection in systole according to the cardiac volume and the cardiac frequency set; the pressure inside the chamber diminishes when the piston returns back. Chamber of ventricular external pressurization This part of the mock loop houses the heart in order that during systole the volume of the ventricle can reduces. In detail, the piston pump increments the pressure of a fluid outside the heart, the ventricular walls are compressed reducing their volume and increasing the pressure in the inner side. It is present an housing point for the apex of the organ with the possibility to apply an LVAD, there are two lateral accesses: for the piston pump and to reach the interior of the chamber. Then there is also a system for the mechanical and hydraulic sealing in the upper part in order that the heart stays in position to avoid leakages of the pressurization fluid. The systems for the mechanical and the hydraulic sealing are very similar to each other but separated, they are composed by two rigid parts which compress a silicone membrane, the one for the mechanical sealing is also reinforced with fibres and it has openings to allow the presence of the atrium and of the aorta. EXPERIMENTAL TESTS The aim is to understand the differences between the atria and the natural one and the effects of active preload on the functioning of the heart. Experimental set-up configuration Experimental tests are conducted on the internal pressurization system since the ventricular chamber for the external pressurization is only designed in a preliminary way. At the beginning of the set-up there is the active preload composed by a reservoir and the centrifugal pump Osculati 800; then there is the connection to the left atrium, natural or artificial, and therefore to the whole porcine heart. In the apex of the organ is inserted the pulsatile piston pump that generates the stroke volume at a precise frequency. The fluid going out through the aortic valve reaches the after-load that replicates the systemic circulation on the RCR model. Finally, the fluid is collected again in the reservoir. In order to study the fluid dynamic phenomena and the behaviour of the valves two flowmeters and three pressure transducers are inserted: at the outlet of the active preload (Q_Preload and P_Preload), at the outlet of the aortic valve (Q_Aortic and P_Aortic) and in the ventricle (P_Ventricular). While performing the procedure a camera is inserted inside the atrium, the artificial versions also allow an echographic probe to visualize the mitral and aortic valves. Test protocol A first test involves only the natural atrium with the double active system in order to evaluate its effects on the all organ and on the heart valves. The acquired data act as a reference for a following comparison with the artificial atria. A second test, performed under the same conditions, uses the rigid artificial atrium; the flexible model has not been tested because its mechanical characteristics are similar to the natural one. In both experiments the following parameters are set: SV = 78 ml and BPM = 60 on the pulsatile pump, voltage on the centrifugal one equal to 0 V, 2 V, 4 V e 6 V, different from the one of the characterization due to a different set-up configuration. The zero voltage is equivalent to a passive preload so it is possible to have a reference case for the following comparisons on the effects of the active preload. The P_Aortic, corresponding to the systemic pressure, is not set but depends on the other parameters of the circuit. A standard and repeatable condition, without modifying the settings, guarantees a better understanding of the effects given by the elements that have to be tested. RESULTS AND DISCUSSION Test 1: Natural atrium The graphs at 0V and at 6V are reported. From the first test without the artificial atrium it emerges that with a rising tension there is an increasing of Q_Preload, the extreme points on the curves are much more distant from each other, showing that the amount of back flow through the mitral valve is growing. This also occurs on Q_Aortic with less marked variations because the effect of the preload is smaller. The three pressures are analyzed together to understand how they relate to each other with the same applied voltage. All them raises their values and modify their behaviour as the voltage increases. P_Preload grows and at 4 V and 6 V it reaches very excessive values higher than 20 mmHg and 50 mmHg, not physiological (3 mmHg). It occurs P_Ventricular < P_Preload in diastole only at low voltages (0V and 2V), then their difference ∆P_MV increases; P_Ventricular > P_Aortic in systole always happens but with the raising voltage the difference ∆P_AV decreases and the opening period is much more reduced. The trends of the quantities highly influence the behaviour of the valves. Indeed, at 0V and at 2V the behaviour is correct, considering Q_Preload and Q_Aortic there is a limited backflow and it is characteristic of the valve closure. The pressures do not have physiological values, since the systemic pressure has not been imposed, but their relative trends show a correct behaviour of the valves. Instead, at 4 V and 6 V the backflow becomes significant and the relationships among the pressures are not respected; P_Preload is very high so in systole the leaflets do not come in contact correctly and at 6 V always the mitral valve remains open despite the ∆P_MV is favourable for the closure. This is supported by the images on the mitral valve recorded with the camera. Also on the aortic valve there are some variations which can be understood considering the curves of Q_Aortic and P_Aortic, showing that the valve has different opening and closing periods, even if it is less affected by the preload. Tension applied ∆Q_ Ao [L/min] ∆Q_Pre [L/min] ∆P_Pre Max [mmHg] Min Max Min Max 0 V 0,6 3 3,1 0,8 7,5 2 V 0,6 2,6 3 0,3 6,8 4 V 0,8 0,9 1 0,4 2,9 6 V 1 6,8 0,8 0,5 2,8 Test 2: Artificial rigid atrium The experimental conditions are the same of test 1 except for the application of the rigid atrium and the use of the echography; the differences among the magnitudes are shown in table I. The effects on the heart, studied through the experimental curves, are quite the same as before to indicate that the major influence is given by the continuous generator and not by the rigid atrium. However, the values of all the quantities considered are slightly higher; the main difference is found with a high P_Preload in the rigid atrium compared to the natural one, at low voltage due to their compliance difference. At the end of the systole, with a high volume of fluid inside the atrium and the mitral valve still closed, there is an increasing pressure so the natural atrium expands its volume while keeping a low pressure value. In an opposite, the rigid atrium can not deform and the internal pressure increases without any damping. Since the flexible version has a similar compliance to the natural one, it has not been tested and no significant differences are expected with respect to the biological case. The greater pressure in the atrium creates a concave shape on the mitral valve when it is closed but without compromising its functioning, not even on the aortic concerns are found at low tensions. Instead at 4 V and 6 V, due to the high pressure, the mitral valve remains always open without a complete closure. The aortic valve shows fluctuations of the leaflets when it is open and in diastole the closing period becomes very short compared to the systolic time. Utilizing the echography these rapid not physiological valve movements can be noted CONCLUSIONS, LIMITS AND FUTURE DEVELOPMENTS The artificial atria respect the characteristics of the heart without influencing its functioning, the atrial compliance in the rigid model is an exception. Moreover they allow the housing of all the necessary instrumentation at the same time to make the set-up more realistic. The double active system can compromise the movement of the valves if the preload has an excessive voltage, so it is essential a proper setting according to the test circuit. Therefore, all the parts created and characterized can be applied to the set-up because they create a realistic cardiac environment. An adequate training for is consequently guaranteed, then researches and studies can also be performed in the cardiovascular field. Limits and future developments The set-up requires the external ventricular pressurization chamber for a proper actuation of the heart, to further increase the physiological fidelity related to its contraction. The artificial atria have been designed for the left side of the heart, but an adaptation to the right one is possible with some changes in the connection area, in order to widen the test and training options. Their geometry can become more accurate to anatomy through the use of imaging techniques for the graphic representation of the atrial shape, instead of drawing it manually with a CAD software. At the same time the atria can be made in several sizes in order to apply the best one according to the dimensions of the corresponding natural part. Instead, the voltage for the active preload must be unique to avoid a continuous calibration based on the configuration of the experimental circuit. This can be done with the realization of a specific connection system for the preload.

INTRODUZIONE Le patologie cardiovascolari sono tra le principali cause di morte nel mondo occidentale. È quindi necessario sviluppare dei dispositivi medici che garantiscano il corretto funzionamento del cuore, affinché il paziente possa guarire senza eccessivi effetti collaterali. Inoltre, è opportuno evitare danneggiamenti ai tessuti circostanti ai device impiantabili e garantire che questi si mantengano sicuri nel tempo durante il loro periodo di funzionamento. Poiché le condizioni dei pazienti potrebbero essere tali da non permettere loro di sostenere un’operazione a cuore aperto molto invasiva, si ha uno sviluppo di dispositivi transcatetere, che garantiscono un intervento meno pericoloso per il paziente grazie ad un accesso percutaneo. Questo scopo è raggiungibile solo se gli operatori sono addestrati per eseguire correttamente il processo d’applicazione di questi dispositivi. Una procedura non corretta comporta il rischio di un errato funzionamento dei device e di danneggiare ulteriormente il paziente. Di conseguenza, è opportuno che i medici si esercitino con un banco prova realistico delle condizioni in cui si troveranno ad operare: comportamento del cuore secondo la fisiologia; andamenti adeguati delle grandezze fluidodinamiche rilevanti; applicabilità dei dispositivi mininvasivi. Il presente lavoro di tesi si orienta al miglioramento di un banco prova esistente per l’addestramento in ambito cardiaco mininvasivo. In particolare si utilizza un cuore animale e vengono progettati e realizzati un atrio sinistro artificiale con un accesso per procedure mininvasive, in una versione rigida e in una flessibile, e un doppio sistema attivo per il funzionamento del set-up. Inoltre si progetta in modo preliminare una camera ventricolare che permette un particolare alloggiamento del cuore e la sua attuazione. L’obiettivo consiste nel replicare un ambiente d’addestramento che sia il più realistico possibile in termini di fedeltà anatomica, prevedendo anche la compatibilità degli oggetti realizzati con alcune tecniche d’imaging tipiche di queste procedure, come l’ecografia e la fluoroscopia, al fine di porre gli operatori nelle migliori condizioni di lavoro possibili. Queste migliorie sono necessarie perché i set-up esistenti di Vismara [1] e di Leopaldi [2] presentano delle limitazioni. Il sistema di Vismara, infatti, necessita di un foro nell’apice del cuore per l’attuazione che di conseguenza modifica l’anatomia cardiaca, creando un’espansione non fisiologica delle pareti ventricolari in fase sistolica. Quello di Leopaldi ha anch’esso un vincolo apicale, modificando comunque l’anatomia, ma al contrario del primo garantisce un movimento fisiologico del ventricolo; quest’ultimo tuttavia non permette una semplice esecuzione delle procedure transcatetere con il banco prova in funzione. Risulta perciò necessario un nuovo set-up che permetta sempre l’applicazione dei dispositivi e che abbia un sistema d’attuazione che non modifichi l’anatomia cardiaca. Riferendosi ai set-up precedenti si implementano quindi un atrio artificiale, una camera ventricolare ed un precarico attivo, che costituisce il secondo elemento del sistema attivo. L’atrio artificiale serve per eseguire le procedure con il banco prova in funzione; la camera ventricolare serve per alloggiare e pressurizzare dall’esterno in modo fisiologico il cuore attraverso l’uso di una pompa a pistone pulsatile, oltre a poter applicare un LVAD (Left Ventricular Assist Device) nell’apice libero dell’organo. Il precarico attivo, costituito da una pompa continua centrifuga, si aggiunge alla pompa pulsatile e garantisce il corretto riempimento del ventricolo in diastole, considerando che il solo funzionamento della camera di pressurizzazione esterna non sarebbe sufficiente. MATERIALI E METODI I disegni per la progettazione dell’atrio artificiale e della camera di pressurizzazione ventricolare esterna sono stati eseguiti con il software CAD Solidworks. La realizzazione dell’atrio artificiale nella versione rigida, nonchè degli stampi in cui colare il silicone per l’atrio artificiale nella versione flessibile, sono realizzati con la stampante 3D in PLA (acido polilattico); il modello elastico è creato polimerizzando la gomma siliconica PRO-LASTIX 20 all’interno di apposite matrici. Banco prova complessivo Il banco prova complessivo è quindi costituito da un precarico attivo connesso all’atrio, sia naturale che artificiale in entrambe le versioni. È utilizzato un cuore passivo animale di suino per avere un’alta fedeltà anatomica perché confrontabile con quello umano [3], [4], [5]. Una parte del tessuto biologico atriale serve da connessione con l’atrio artificiale; l’organo è posto nella camera di pressurizzazione ventricolare a cui è collegata la pompa pulsatile. In uscita dal ventricolo e dopo l’aorta è presente un post-carico su modello RCR per replicare gli andamenti e i valori fisiologi delle grandezze d’interesse, pressione e portata, caratteristici della circolazione sistemica; infine il fluido presente nel circuito è riportato nuovamente nel reservoir. Atrio sinistro cardiaco artificiale L’atrio artificiale replica quello naturale e fornisce la possibilità d’eseguire procedure mininvasive in modo standardizzato e ripetibile tramite un accesso transcatetere attraverso la Fossa Ovalis (FO) [6], [7], la zona anatomica del setto interatriale con il minor spessore in assoluto. Inoltre sono presenti due connessioni: con il precarico del banco prova nella zona superiore dell’atrio e con la parte del tessuto biologico nella zona inferiore. Infine, ci sono due accessi separati creati per una videocamera e una sonda ecografica. L’atrio, attraverso queste aperture, deve mantenere la tenuta idraulica e meccanica per mantenere in posizione gli strumenti inseriti; queste parti sono composte da due elementi filettati, di cui uno incollato al corpo principale dell’atrio, con l’interposizione di una membrana siliconica per la versione rigida, mentre è presente solo del silicone con uno spessore maggiore nella versione flessibile. In entrambi i casi i sistemi che replicano la Fossa Ovalis e l’accesso per la sonda ecografica hanno le stesse dimensioni, mentre quello per la videocamera ha un diametro inferiore. Dato che né il PLA né il PRO-LASTIX 20 sono compatibili con l’ecografia, non è possibile posizionare la sonda ecografica all’esterno dell’atrio artificiale perché la valvola mitrale o altre strutture naturali d’interesse non sarebbero visibili. Di conseguenza questo elemento del set-up, in entrambe le versioni, deve permettere l’accesso della sonda per visualizzare direttamente dall’interno la valvola mitrale senza rumore sull’immagine e senza ostacolare l’intervento. Per questa motivazione l’atrio ha delle dimensioni tali da consentire la presenza contemporanea dei cateteri per la procedura mininvasiva e della sonda ecografica. Le dimensioni permettono inoltre d’eseguire la puntura transeptale attraverso la Fossa Ovalis in posizioni differenti, in modo da replicare numerosi scenari clinici al fine di seguire la variabilità anatomica. L’atrio flessibile è realizzato attraverso una colata di silicone che avviene all’interno di apposite matrici stampate in 3D, seguendo le medesime caratteristiche dimensionali e geometriche della versione rigida con uno spessore delle pareti compreso tra 5 mm e 10 mm in funzione del loro ruolo. Sono presenti alcune accortezze aggiuntive date dall’utilizzo del silicone, come degli sfiati per la fuoriuscita dell’aria onde evitare che rimanga intrappolata all’interno e delle geometrie con limitati sottosquadri per facilitare la rimozione del silicone dopo la sua polimerizzazione. Nel dettaglio gli elementi che compongono lo stampo sono quattro, indicati in figura V: uno inferiore (A), ha un piano d’appoggio e il punto d’inserimento del silicone, sopra questo e su un’apposita flangia si fissa un secondo elemento (B), entrambi generano la superficie esterna dell’oggetto finale. Per creare la superficie interna si ha un terzo elemento (C), che ha un opportuno punto di centraggio con l’elemento inferiore A mentre un quarto elemento (D) garantisce il bloccaggio tra B e C. Per confrontare l’atrio artificiale deformabile con quello naturale è stata considerata la compliance (C) come parametro meccanico, per quello flessibile si ha, in media, C=1,09 ml/mmHg mentre per quello naturale si ha come valore medio C=4,9 ml/mmHg [8]. I due atri hanno un’elasticità differente ma comparabile. Caratterizzazione delle pompe continue per il precarico attivo La scelta del generatore continuo da applicare nel precarico attivo del set-up è avvenuta tramite la caratterizzazione di tre pompe centrifughe: “Whale”, ”Europump 300” e ”Osculati 800”. Per ognuna la costruzione della curva caratteristica è avvenuta tramite il circuito idraulico rappresentato in figura VII. Viene impostata una tensione d’alimentazione del generatore (PC) e si modifica una resistenza variabile (R) per acquisire i valori corrispondenti di prevalenza ∆P, rispetto alla pressione atmosferica, e di portata Q; questo è ripetuto per ogni voltaggio. I punti più rilevanti sono quelli corrispondenti a ∆P=0, oppure ∆P minimo, e a Q=0 perché relativi, rispettivamente, alla portata massima generata in diastole e alla pressione massima necessaria per avere Q=0 in sistole. La migliore tra queste è l’”Osculati 800” perché genera portate elevate con perdite di pressione limitate, importante per la diastole, mentre per la sistole è presente un valore pressorio nell’intorno fisiologico per avere un flusso nullo; l’intervallo di tensione applicata è limitato tra 3V e 8V. Doppio sistema attivo Il sistema attivo è costituito da due elementi, una pompa continua (PC) nel precarico ed una pulsatile (PP) applicata alla camera di pressurizzazione ventricolare progettata. Il precarico attivo permette il corretto riempimento del ventricolo durante la diastole. La pompa pistone invece comprime dall’esterno il cuore in modo fisiologico affinché questo possa eiettare una certa gittata in sistole, dipendente dal volume e dalla frequenza cardiaca impostati; la pressione nella camera diminuisce con il ritorno del pistone. Camera ventricolare di pressurizzazione esterna Questa parte del banco prova alloggia il cuore in modo che in sistole possa ridursi il volume del ventricolo. Nel dettaglio, la pompa pistone incrementa la pressione di un fluido all’esterno del cuore, si comprimono le pareti ventricolari diminuendone il volume e aumentando la pressione all’interno. È presente un alloggiamento per l’apice dell’organo con la possibilità d’applicarvi un LVAD, si hanno due accessi laterali: per la pompa pistone e per accedere all’interno della camera. Inoltre, si ha un sistema per la tenuta meccanica ed idraulica nella parte superiore affinché il cuore resti sempre in posizione evitando la fuoriuscita del fluido di pressurizzazione. I sistemi per la tenuta meccanica ed idraulica sono molto simili tra loro ma distinti, sono composti da due parti rigide che comprimono una membrana di silicone, quella per la tenuta meccanica è anche rinforzata con delle fibre e ha delle aperture nelle zone di passaggio dell’atrio e dell’aorta. PROVE SPERIMENTALI L’obiettivo è di comprendere le differenze tra gli atri rispetto a quello naturale e gli effetti del precarico attivo sul funzionamento del cuore. Configurazione del set-up sperimentale Le prove sperimentali sono condotte sul sistema a pressurizzazione interna dato che la camera ventricolare è solamente progettata. In ingresso al set-up è presente il precarico attivo composto da un reservoir e dalla pompa centrifuga Osculati 800; in seguito si ha la connessione all’atrio sinistro e quindi all’intero cuore animale porcino. Nell’apice dell’organo è inserita la pompa pulsatile che genera il volume da eiettare ad una precisa frequenza. Il fluido in uscita dalla valvola aortica raggiunge il post-carico che replica la circolazione sistemica su modello RCR. Infine, il fluido è raccolto nuovamente nel reservoir. Con lo scopo di studiare i fenomeni fluidodinamici e il comportamento delle valvole sono inseriti due flussimetri e tre trasduttori di pressione: in uscita dal precarico attivo (Q_Precarico e P_Precarico), in uscita dalla valvola aortica (Q_Aortica e P_Aortica) e nel ventricolo (P_Ventricolare). Nello svolgimento delle procedure è inserita all’interno dell’atrio una videocamera, le versioni artificiali consentono anche la presenza di una sonda ecografica per visualizzare la mitrale e l’aortica. Protocollo di test Una prima prova prevede il solo atrio naturale insieme al doppio sistema attivo in modo da valutare gli effetti di quest’ultimo sull’intero organo e sulle valvole cardiache; i dati acquisiti fungono da riferimento per un confronto successivo con gli atri artificiali. Un secondo test, condotto nelle medesime condizioni, considera l’atrio artificiale rigido; il modello flessibile non è stato testato perché ha una compliance simile a quella naturale. In entrambe le sperimentazioni vengono impostati i seguenti parametri: SV = 78 ml e BPM = 60 sulla pulsatile per ogni prova, tensione sulla centrifuga pari a 0 V, 2 V, 4 V e 6 V, differenti dalla caratterizzazione a causa del diverso circuito. Il voltaggio nullo equivale ad un precarico passivo così da avere un caso di riferimento per le comparazioni successive sugli effetti del precarico attivo. La P_Aortica, corrispondente alla pressione sistemica, non viene regolata ma dipende dagli altri parametri del circuito. Una condizione standard e ripetibile, senza modificare alcune impostazioni, garantisce una migliore comprensione degli effetti dati dagli elementi da testare. RISULTATI E DISCUSSIONE Test 1: Atrio naturale Si riportano i grafici limite a 0V e a 6V. Dalla prima prova senza atrio artificiale con un aumento della tensione si ha un incremento della Q_Precarico e gli estremi delle curve sono molto più distanziati, ad indicare che la quantità di flusso retrogrado attraverso la mitrale è crescente. Questo si verifica anche sulla Q_Aortica con variazioni meno marcate perché l’effetto del precarico è minore. Le tre pressioni sono analizzate insieme per comprendere il loro rapporto a parità di tensione applicata. Tutte aumentano la propria misura al crescere del voltaggio e modificano il tracciato. P_Precarico cresce, a 4 V e a 6 V raggiunge valori molto elevati superiori a 20 mmHg e a 50 mmHg, non fisiologici (3 mmHg). Si presenta P_Ventricolare < P_Precarico in diastole solo a basse tensioni (0V e 2V), poi la loro differenza ∆P_MV aumenta; P_Ventricolare > P_Aortica in sistole si verifica sempre ma con l’incremento della tensione diminuisce la differenza ∆P_AV e il periodo temporale utile all’apertura è molto più breve. Tensione applicata ∆Q_ Ao [L/min] ∆Q_Pre [L/min] ∆P_Pre Max [mmHg] Min Max Min Max 0 V 0,6 3 3,1 0,8 7,5 2 V 0,6 2,6 3 0,3 6,8 4 V 0,8 0,9 1 0,4 2,9 6 V 1 6,8 0,8 0,5 2,8 Gli andamenti delle grandezze hanno un’elevata influenza sul comportamento delle valvole. Infatti, a 0V e a 2V il comportamento è corretto, da Q_Precarico e Q_Aortica si riscontra un retroflusso limitato e caratteristico della chiusura valvolare. Le pressioni non hanno valori fisiologici, poiché la pressione sistemica non è stata imposta, ma i loro andamenti relativi sono adeguati per il funzionamento valvolare. Invece, a 4 V e a 6 V il retroflusso diventa significativo e le relazioni tra le pressioni non sono più rispettate; P_Precarico è molto elevata perciò in sistole i lembi non coaptano correttamente e a 6 V la mitrale rimane sempre aperta nonostante ∆P_MV sia favorevole per la chiusura. Ciò è avvalorato dalle immagini sulla valvola. Anche sull’aortica le variazioni sono riscontrabili nei tracciati di Q_Aortica e P_Aortica per cui la valvola ha dei differenti periodi di apertura e chiusura, anche se meno influenzata dal precarico. Test 2: Atrio artificiale rigido Le condizioni sperimentali sono le medesime del test 1 eccetto che per l’applicazione dell’atrio rigido e l’uso dell’ecografia; le differenze tra le grandezze sono riportate in tabella I. Gli effetti sul cuore, studiati tramite le curve sperimentali, sono circa gli stessi precedenti ad indicare che l’influenza maggiore è data dal generatore continuo e non dall’atrio rigido. I valori di tutte le grandezze considerate sono comunque leggermente superiori; una differenza rilevante si riscontra con un’alta P_Precarico nell’atrio rigido rispetto a quello naturale, a basso voltaggio a causa della loro differenza di compliance. A fine sistole, con un elevato volume di fluido all’interno e la mitrale ancora chiusa si ha un incremento della pressione, l’atrio naturale quindi espande il proprio volume mantenendo limitata la pressione. Al contrario, il modello rigido è indeformabile e la pressione interna aumenta senza nessuno smorzamento. Poiché la versione flessibile ha una compliance simile a quella naturale, non è stata testata e comunque non si attendono differenze significative rispetto al caso biologico .La pressione maggiore nell’atrio crea una forma concava sulla mitrale quando è chiusa ma senza comprometterne il funzionamento, neanche l’aortica riscontra problematiche a basse tensioni. Invece a 4 V e 6 V, a causa dell’elevata pressione, la mitrale rimane sempre aperta senza mai una completa chiusura. L’aortica invece mostra delle fluttuazioni dei lembi quando è aperta e il periodo di chiusura in diastole diventa molto breve rispetto a quello sistolico. Utilizzando l’ecografia è possibile notare questi rapidi movimenti della valvola non fisiologici. CONCLUSIONI, LIMITI E SVILUPPI FUTURI Gli atri artificiali rispettano le caratteristiche e il funzionamento del cuore, ad eccezione della compliance atriale nel modello rigido; inoltre, consentono l’alloggiamento della strumentazione necessaria. Il doppio sistema attivo può compromettere il movimento delle valvole qualora il precarico avesse una tensione d’alimentazione eccessiva, risulta perciò fondamentale una sua adeguata taratura in base al circuito. Tutte le parti realizzate e caratterizzate possono quindi essere applicate al set-up creando un ambiente cardiaco verosimile. È garantito un adeguato addestramento e si possono anche compiere ricerche e studi in ambito cardiocircolatorio. Limiti e sviluppi futuri Il set-up necessita della camera ventricolare di pressurizzazione esterna per un’adeguata attuazione del cuore, al fine di incrementare la fedeltà fisiologica relativa alla sua contrazione. Gli atri artificiali sono stati progettati per la porzione sinistra del cuore ma un adattamento a quella destra è possibile con delle modifiche della zona di connessione, in modo da ampliare le opzioni di test e d’addestramento. La loro geometria può diventare più fedele all’anatomia attraverso l’uso di tecniche d’imaging per la rappresentazione grafica della forma atriale, anziché eseguire il disegno manualmente con un software CAD. Al contempo gli atri possono essere realizzati in più taglie per adattarsi al meglio alle dimensioni della corrispettiva parte naturale. La tensione per il precarico attivo deve essere invece resa univoca per evitarne una continua taratura in base alla configurazione del circuito. Ciò può avvenire tramite la realizzazione di un sistema apposito per la connessione con il precarico.