Aparatul cardiovascular - Date generale de fiziologie circulatorie

CEC

1.1. Date generale de fiziologie circulatorie

1.1.1. Date fizice si hemodinamice

Aparatul cardiovascular reprezinta un sistem functional unitar care asigura colectarea sangelui venos din toate structurile organismului, distribuirea acestuia prin cordul drept in circulatia pulmonara, unde, in principal, se realizeaza schimbul gazos, colectarea sangelui oxigenat si distribuirea acestuia prin cordul stang in circulatia sistemica. Se asigura astfel un control permanent asupra functionalitatii intrarilor si iesirilor din toate structurile organice, realizandu-se functionarea lor in deplina concordanta (fig. 1.1).

Din punct de vedere fizic aparatul cardiovascular reprezinta un sistem dinamic inchis compus dintr-un organ central dinamic (pompa aspiro-respingatoare), un rezervor volumic (reteaua capilara) si o componenta de distributie unidirectionala (vase). In plus, sistemul fizic este prevazut cu un reglaj al intrarilor si iesirilor din rezervor (sfincter arteriolo-capilar) (fig. 1.2).

Flg. Sistem fizic dinamic inchis extrapolat aparatului cardiovascular.

Trecerea sangelui prin acest sistem este supusa regulilor dictate de cel putin cinci marimi fizice: debit, volum, presiune, tensiune, rezistenta de curgere. Toate aceste marimi participa la functionarea sistemului in concordanta reciproca. Pentru a intelege mecanismul functional al sistemului vom prezenta cateva date elementare de fizica fluidelor.

Debitul (Q) - variatia de volum in unitatea de timp: Q = dV/dt

Acceleratia (A) - variatia de viteza (dv) pe unitatea de timp (cff): A = dv/dt.

Forta(F) - produsul dintre masa (m) si acceleratie (a): F = m x a.

Tensiunea (T) - forta aplicata pe unitatea de lungime.

Presiunea (P) - forta (F) aplicata pe unitatea de suprafata (S): P F/S.

In biologie, pentru masurarea presiunii venoase centrale se foloseste exprimarea in cm H₂0, iar pentru presiunea arteriala, mmHg.

Relatia dintre tensiune (T) si presiune (P) este exprimata prin legea lui Laplace, in care:

T=P x R, unde R reprezinta raza cavitatii.

Dupa interpretarea lui Woods legea lui Laplace se poate aplica si la studiul inimii, aceasta fiind considerata o sfera si relatia dintre tensiune (T) si presiune (P) este urmatoarea:

T= T x R/2h, in care h reprezinta grosimea peretilor sferei.

In dinamica fluidelor, Poiseuille stabileste relatia dintre presiune, debit (D) si rezistenta (R).

ΔP=R x D

Aceasta arata ca debitul de lichid din interiorul unui sistem de vase (tubulatura) este asociat cu un gradient de presiune (ΔP) in interiorul tubului dependent de debitul Q si de rezistenta ia inaintare (R).

Din cauza ca rezistenta (R) nu poate fi calculata direct este determinata de raportul dintre gradientul de presiune (ΔP) si rata de debit (Q):

R = ΔP/Q.

Debitul prin vase cilindrice (D) poate fi matematic dedus din principiile lui Newton pentru miscarea laminara a fluidelor. Daca lichidul are vascozitate uniforma si circula nonpulsatil, atunci:

in care r este raza vasului, L - lungimea vasului, V- vascozitatea fluidului si Q - constanta rezultata din calcul.

Rezulta astfel ca rezistenta la debit depinde de: dimensiunile tubului (L) si vascozitatea fluidului (V).

Aceste conditii nu pot fi intalnite in sistemul cardiocirculator si de aceea nu sunt validate de studiile de hemodinamica. Se considera astfel ca presiunea arteriala medie (PAM) si presiunea venoasa centrala (PVC) reprezinta AP care duce la interpretari aproximative ale rezistentei periferice totale (RPT).

Simplificarea nu mai este posibila pentru circulatia pulmonara.

Daca din ecuatia de baza rezulta (dupa inlocuirea termenilor fizici):

PAM= ΔP x RPT,

atunci obtinem o ecuatie fundamentala dupa care putem monitoriza RPT:

unde RPT este rezistenta periferica totala; DC - debitul cardiac; PAM - presiunea arteriala medie. Este de preferat a folosi indexul cardiac (IC) care este raportul dintre debitul cardiac si suprafata corporala (SC):

Asadar, folosind formula RPT = PAM / IC, avem o posibilitate simpla de a interpreta si calcula modificarile in rezistenta periferica. RPT este obtinuta prin adunarea rezistentelor vasculare ale fiecarui organ. Schimbarile in RPT nu indica obligatoriu modificari similare ale rezistentei vasculare in toate teritoriile vasculare pentru ca pot exista teritorii cu rezistenta vasculara crescuta in altele cu rezistenta vasculara scazuta:

RPT este rezistenta periferica totala; RVT_n - rezistenta vasculara in teritoriul T₁ - T_n.

Considerand limitele fiziologice ale vascozitatii sangelui si lungimea patului vascular ca fiind constante, rezulta ca variatiile in RPT sunt date de modificarile pasive, active sau structurale ale diametrelor vasculare.

La definirea rezistentei vasculare teritoriale participa o multitudine de factori, dintre care amintim: sunturile arterio-venoase mici sau mari, sfincterele precapilare, circulatia colaterala, variatii de presiune arteriala pasiva (vasoplegie), modificarile obstructive sau dilatative ale structurii vaselor. Aceste argumente au permis introducerea termenului de 'index de rezistenta periferica' - IRP sau index de vasoconstrictie arteriolara periferic (fig. 1.3).

Fig. 1.3. Indicele de rezistenta vasculara teritoriala (IRVT) si relatia cu RPT (rezistentaperiferica totala) (RVT₁, rvt₂ . ..RVT_n - rezistenta vasculara in teritoriul T_1, t_2. T_n

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

PAD = presiune medie in atriul drept; PtdVD = presiunea telediastolica In VD; PtdVD = presiune telediastolica in VD; PsVD = presiunea sistolica in VD; PCP = presiune in capilarul pulmonar, PAS = presiune in atriul stang; PtdVS = presiune telediastolica in ventriculul stang; PsAo = presiune sistolica Ao; PdAo = presiune diastolica Ao; PAo = presiune medie aortica.

Fig. 1.5 Circuite cardiovasculare indicand procentual distributia debitului cardiac diverselor organe

Complexul cord-pulmon artificial

Complexul cord-pulmon artificial reprezinta un ansamblu de mecanisme prin care se realizeaza inlocuirea temporara a functiilor pulmonare si cardiace. El este compus din elemente structurale, monitorizare, oxigenare, conectare si control computerizat.

Fig. 1.6. Structura complexului cord-pulmon artificial.

Fig. Consola cu pompe modulare.

Inima artificiala

Principii

Inima artificiala este o pompa aspiratoare construita din elemente mecanice si capabila sa inlocuiasca functional inima naturala in timpul interventiilor reparatorii.

Preocupari pentru realizarea unui asemenea model au existat la inceputul anilor 1990. S-au stabilit si parametri ideali pe care aceste aparate mecanice sa le indeplineasca :

Controlul volumului bataii si al pulsului

Sa produca variatie mare in debitul cardiac care sa fie liniara, proportional cu frecventa cardiaca si independent de postsarcina

Transfer minim de energie spre coloana sanguina

Contactul cu sangele sa fie realizat prin material steril de unica folosinta, cu suprafata neteda

Sa nu produca turbulenta, cavitatia sau stagnarea sangelui

Calibrare simpla si reproductibila

Sistem de aprovizionare cu energie independent

Monitorizarea functiilor esentiale (debit, viteza, rotatii etc.)

Computerizarea raportului dintre debitul cardiac, cel gazos si SO

Automatizarea celorlalte functii (echilibrul acido-bazic, electroliticele)

Din punct de vedere tehnic exista sase posibilitati pentru a realiza deplasarea fluidului intr-un circuit tubular (fig. 1.8).

Fig. 1.8 Posibilitatile tehnice pentru deplasarea fluidului prin tuburi (dupa C.R. Trocchio)

Din punct de vedere practic in clinica sunt folosite pompe actionate pe doua prin­cipii: impuls mecanic (rollerpump) si forta centrifugala {centrifugal pump).

Pompa cu role (Rollerpump)

Pompa cu role este compusa dintr-un element circular de sustinere a tubului si un sistem de role care se misca circular si unidirectional in interiorul suportului de fixare.

Tuburile flexibile din silicon se plaseaza intre fixatorul pompei si mecanismele de role, realizandu-se astfel deplasarea unidirectionala a lichidului prin miscarea circulara a rolelor mobilizatoare.

Exista in practica, dupa numarul de role, trei tipuri de pompe: cu o rola, cu doua role, cu trei role (fig. 1.8,1.9).

Fig. 1.8 Clasificarea pompelor dupa numarul de role (A-1 rola, B-2 role, C-3 role)

Flg. Modul pompa cu role.

Ocluzionarea tuburilor in interiorul pompei este considerata eficienta (just occlu-sive) atunci cand in timpu! miscarii rolelor peste tuburile ocluzionate nu se produc pierderi de fluid anterior sau retrograd (fig. 1.10).

Fig. 1.10 Montarea tubulaturii pompei cu role.

Pompa centrifugala

Pompele centrifugale produc debit prin energia cinetica rotativa a fluidului printr-un mecanism de rotatie. Folosesc in mod obisnuit un model tip conic pentru componenta rotativa. In figura 1.11 este prezentata sectiunea sagitala a unei pompe centrifugale, cu capul conic.

Fig. 1.11. Sectiune prin pompa centrifugala tip conic (dupa J.0. SKETEL).

Fig. 1.12 Element si modul de pompa centrifugala.

Intoarcerea venoasa ('preluat') patrunde in sistemul centrifuga) prin punctul A (centrul conurilor) si iese ca debit cardiac postsarcina in punctul B. Conurile rotative produc o presiune negativa in capatul de intrare (punct A) ceea ce determina patrunderea sangelui in pompa centrifugala. Aceasta energie este transmisa de conurile rotative si formeaza un vartej ('votex'). Forta exercitata in peretii modulului dispozabil (plastic exterior) creeaza la randul sau o presiune care pompeaza sangele spre camera de iesire. Important in acest sistem este ca intre componenta de intrare si cea de iesire nu exista nici un dispozitiv ocluziv.

In situatia in care conurile nu se rotesc, sangele ar putea curge prin modul necontrolat. in timpul functionarii, fluxul generat de aceasta pompa poate fi afectat atat de drenajul venos (presarcina) - la punctul de intrare A - cat si de presiunea la punctul de iesire B (postsarcina). Relatia dintre presarcina, postsarcina si debitul sanguin prin pompa centrifugala este ilustrata in figura

Fig. 1.13 Relatia dintre presarcina, postsarcina si debitul cardiac: in pompa centrifuga (dupa C.R. Trocchio)

Pompele centrifugale au un flux crescut atunci cand presarcina creste sau cand postsarcina scade. Cu alte cuvinte, presarcina scazuta sau post sarcina crescuta vor reduce fluxul prin acest tip de pompa, de aceea pompele centrifugale sunt foarte sensibile la presiune.

Capatul dispozabil (generatorul de flux circulant) este plasat pe o consola special construita. Un magnet rotativ este plasat pe consola, iar alt magnet este dispus la capatul dispozabil al pompei centrifugale. Din cauza acestui cuplaj, miscarea magnetului de pe consola va crea o miscare circulara pe capul dispozabil al pompei centrifugale, astfel incat viteza de miscare de pe consola va fi preluata de structurile conice ale capatului dispozabil, transmitindu-se astfel energia de miscare la sangele din interiorul capatului centrifugal. Orientarea deficitara a capatului dispozabil la cel al consolei poate crea gradienti de presiune in interiorul conurilor, puncte unde sangele stagneaza, cavitatie. Cu toate acestea, pompele sunt mult mai eficiente in miscarea fluidului la o anumita viteza. Din cauza ca sunt sensibile la presiune, aceste pompe au senzori speciali pentru monitorizarea debitului la iesirea din pompa.

Pot fi considerate satisfacatoare rezultatele obtinute in clinica prin sistemele bazate pe principiul electromagnetic, si cele ce functioneaza pe principiul Dop-pler. Pentru masurarea debitului dupa principiul electromagnetic este necesara plasarea unui traductor in contact cu sangele, care poate transmite informatii despre debitul sanguin pe ecranul consolei. Determinarea debitului sanguin prin tehnica Doppler nu necesita introducerea unui traductor.

In prezent se apreciaza ca pompele centrifugale pot fi folosite in special in cazurile de urgenta, in asistarea temporara a ventriculului stang, precum si in by-pass-ul veno-venos pentru transplantul hepatic ortotopic.