5.х. Модуль имитации сердца и сосудов

Сбор материала

Условия потока

Условия потока являются важнейшими параметрами EVMP, поскольку они регулируют снабжение трансплантата кислородом и питательными веществами, а также клиренс CO2 _и продуктов метаболизма. Кроме того, было показано, что условия потока влияют на защитные эффекты перфузионных растворов на органы и опосредуют возникновение отека трансплантата ( 8 ).

А.10.2 Форма потока

1

Рассматривая форму потока, можно выделить пульсирующий и непрерывный поток. Например, было обнаружено, что пульсирующий поток во время сердечно-легочного шунтирования значительно улучшает восстановление жизненно важных органов в нескольких типах моделей животных, связанных с сохраненной микроциркуляцией по сравнению с непрерывным потоком ( 118 , 119 ). Пульсирующий поток, в свою очередь, создает сосудистое напряжение сдвига, которое, как считается, влияет на экспрессию и функцию эндотелиальных генов ( 5 , 38 ). Действительно, пульсирующее давление может усиливать почечный поток при изолированной перфузии почек, улучшая сосудистую проводимость, что приводит к повышению клиренса креатинина, реабсорбции натрия и снижению повреждения канальцевых клеток ( 120 ). Механистически, лучшая сосудистая проводимость при пульсирующей перфузии в почках может быть связана с улучшением эндотелиального высвобождения NO и снижением секреции эндотелина-1 ( 121 ). Однако исследования, сравнивающие непрерывную и пульсирующую перфузию в парах почек, не обнаружили существенных различий в выживаемости трансплантата и функции почек ( 7 ). Кроме того, экспериментальное исследование на легких свиней не выявило существенного улучшения параметров функции легких при интеграции модифицированного роликового насоса, генерирующего пульсирующий поток ( 122 ). В целом клинически применимых доказательств мало, и необходимы дополнительные исследования форм потока, особенно с учетом температуры, перфузата и соответствующего перфузируемого органа. Хотя клинические исследования у пациентов с кардиопульмональным шунтированием указывают на полезные эффекты пульсирующей перфузии ( 118 ), еще предстоит выяснить, применимо ли это также к клиническому EVMP.

А. 10.3. Скорость потока

1

В дополнение к форме применения потока, скорость потока представляет собой еще один важный параметр для защитной перфузии органов, который в основном изучался при легочной EVMP. Существует несколько протоколов, использующих различные проценты сердечного выброса донора или фиксированные скорости потока, включая протокол Лунда (100% сердечного выброса) ( 123 ), протокол Торонто (40% сердечного выброса) ( 124 ) и протокол OCS (2–2,5 л/мин) для легочной EVMP ( 5 ). Поскольку все исследования, изучающие эти протоколы, сравнивают результаты с SCS, прямое сравнение между протоколами провести невозможно. Более того, различия в дизайне исследования, типе трансплантации легких и характеристиках пациента не позволяют проводить статистически значимые сравнения между этими протоколами ( 
125 ). Примечательно, что экспериментальные исследования также исследовали более низкие скорости потока, сравнивая потоки EVMP 40%–20% в легких свиньи DCD. Интересно, что улучшение функции легких, уменьшение отека и ослабление воспаления после трансплантации наблюдались при использовании целевых показателей потока 20% ( 126 ). Подтверждающие клинические данные получены из исследований, сравнивающих высокопоточную клеточную перфузию с низкопоточной бесклеточной машинной перфузией, демонстрирующих более высокую пригодность трансплантата, более высокое изменение соотношения влажного к сухому и снижение гистологического повреждения легких в группе с низким потоком ( 
127 ).

Форма потока

 Письмо по теме: Непрерывный и пульсирующий поток при 24-часовой машинной перфузии васкуляризированного композитного аллотрансплантата у свиней: Пилотное исследование.  https://pubmed.ncbi.nlm.nih.gov/37394332/

 Непрерывный и пульсирующий поток при 24-часовой машинной перфузии васкуляризированного композитного аллотрансплантата у свиней: пилотное исследование.  https://pubmed.ncbi.nlm.nih.gov/36915006/

ИЗ ЭКМО

Одновременный контроль уровня венозного резервуара и скорости артериального кровотока в условиях искусственного кровообращения с помощью центробежного насоса. https://pubmed.ncbi.nlm.nih.gov/37534100/

+

Трубки

При длительном НМП необходимо минимизировать напряжение сдвига в перфузионном контуре, поддерживая при этом адекватные значения давления и характеристик потока для достижения однородной перфузии. Трубка для долгосрочного сохранения МП печени должна соответствовать нескольким критериям. Она должна быть изготовлена ​​из такого материала, как медицинский гибкий полимер, который прочен и должен быть покрыт синтетическим полимером или гепарином для минимизации отслоения и повышения биосовместимости. Трубка должна иметь правильную длину и диаметр для поддержания ламинарного потока, стабильного давления и минимизации повреждения перфузата.

Насосы 1(a)

Насосы являются необходимым компонентом МП для создания поступательного движения жидкости. Большинство аппаратов для перфузии органов используют роликовые или центробежные насосы, которые могут создавать непрерывный или пульсирующий поток ( 14 , 15 , 19 ). Кроме того, все еще много споров о том, какой тип насоса лучше всего подходит для поддержания перфузионного раствора, включая кровь (компоненты), в оптимальном состоянии. Компоненты крови, такие как эритроциты (эритроциты), могут быть повреждены (гемолиз) при использовании в МП из-за механических сил. Степень гемолиза связана с воздействием сдвигающих сил и продолжительностью воздействия (20). Некоторые исследования показали меньший гемолиз при использовании центробежных насосов по сравнению с роликовыми насосами, тогда как другие не показали никакой разницы или наоборот ( 20 ).

Трубки 1(b)

В организме существуют различные виды кровеносных сосудов: артерии, капилляры и вены. Все они имеют свои собственные характеристики и функции ( 24 ). Артерии имеют тиккер, эластичную стенку, в целом они меньше в диаметре, чем вены, и используются для перемещения крови от сердца к другим органам. Капилляры состоят из одного слоя клеток, что облегчает обмен O2 _, питательными веществами и продуктами жизнедеятельности внутри органа или ткани. Вены имеют более тонкую стенку и клапаны, что облегчает поток крови обратно к сердцу и функционируют как резервуар основного количества крови организма. Используемые в настоящее время перфузионные аппараты часто не различают трубки между HA и PV. Иногда отличается только диаметр трубки, при этом для PV используется более широкая трубка ( 12 , 25 ). Капилляры существуют внутри печени и их не нужно моделировать.

Может быть важно учитывать длину и диаметр трубки. Давление перфузии и поток в трубке можно описать уравнением Хагена-Пуазейля:

Δ⁢P=8⁢μ⁢𝐿⁢𝑄/π⁢𝑟⁴( 1 )

где ΔP — разность давлений (в Па), L — длина трубки (в м), μ — вязкость перфузата (в Па.с), Q — скорость потока (в м ³ /с), а r — радиус трубки (в м). Это уравнение показывает важность длины и, особенно, диаметра трубки для потока и давления в системе. Другим важным уравнением является уравнение Дарси–Вейсбаха для поддержания ламинарного потока

𝑅⁢𝑒= 𝜌⁢𝜐⁢𝑑/μ (2)

где Re — число Рейнольдса, p — плотность жидкости (в кг/м ³ ), v — средняя скорость потока (м ² /с), d — диаметр (в м), а μ — вязкость жидкости (в Па.с). Когда Re становится слишком высоким (>2400), поток становится турбулентным, что изменяет соотношение потока и давления ( 24 ). Это может быть физиологическим, но также может вызвать повреждение перфузата, например гемолиз ( 20 ). Наиболее оптимальная длина и диаметр трубки для HA и PV в сочетании с различными перфузионными жидкостями еще не установлены.

Существует несколько видов трубок, все со своими уникальными свойствами, но не все подходят для долгосрочного сохранения органов МП. Большинство медицинских трубок изготавливаются из поливинилхлорида, смешанного с пластификаторами для получения гибкости ( 26 ). Обычно использовался пластификатор di(2-ethylhexyl) phthalate, но ди(2-этилгексил)фталат имеет тенденцию мигрировать из пластика при воздействии липидных и протеинсодержащих веществ, таких как кровь и альбумин ( 26 , 27 ). Пациенты или изолированные органы, подвергавшиеся воздействию этих трубок, могут впитывать этот материал, что вызывает беспокойство из-за его потенциального токсического и воспалительного воздействия ( 28 , 29 ). Раскалывание (т. е. отрыв фрагментов полимера) может не только вызывать токсические эффекты, но и вызывать микроэмболии ( 30 ). Это может представлять дополнительную проблему при долгосрочном перфузии органов из-за длительности воздействия. Другие пластификаторы, такие как tris(2-tthylhexyl) trimellitate, заменили ди(2-этилгексил)фталат и, по-видимому, вызывают меньшее расщепление ( 26 , 31 ). Важен не только материал трубки, но и покрытие внутренней части трубки. Трубка может быть покрыта тонким слоем субстрата, чтобы предотвратить повреждение трубки или перфузионной жидкости. Покрытие может минимизировать отслоение, а также уменьшить активацию и потерю гранулоцитов и тромбоцитов, при этом синтетическое полимерное покрытие работает лучше, чем гепариновое покрытие, в снижении воспалительных реакций ( 20 ,32–34 ). Исследования показали снижение активации комплемента и воспаления в покрытых по сравнению с непокрытыми трубками, тогда как другие не обнаружили разницы ( 32 , 33,35 ). Однако трубки с гепариновым покрытием обычно считаются более биосовместимыми и широко используются в экстракорпоральных контурах ( 34 ).

Давление 1 (c)

В МП давление создаётся потоком.

В физиологии человека давление в печеночной артерии (HA) аналогично давлению в аорте (±120 мм рт. ст.), тогда как давление в воротной вене (PV) составляет 6–10 мм рт. ст., а в полой вене (VC) — 2–4 мм рт. ст. ( 21 ). В НМП эти давления различаются между исследованиями: давление в HA составляет от 40 до 100 мм рт. ст., а давление в PV — от 5 до 18 мм рт. ст. ( 22 ).

Конюляция 1(d)

 Можно выбрать канюлированную VC или нет. VC обычно имеет низкое давление, от 2 до 4 мм рт. ст., для создания градиента давления и улучшения однородного потока печени (21 ). Преимущество канюлированной VC заключается в улучшенной возможности точного мониторинга всех давлений и потоков, проходящих через печень (36 ). Однако недостатком является возможная обструкция и повышение давления внутри печени, вызывая отек или, наоборот, отрицательное давление внутри печени, когда насос опосредует отток ( 11 ,36 ). Преимущество неканюлированной VC заключается в том, что давление оттока в VC всегда низкое, но при этом доступно меньше мониторинга ( 11 ). При канюлированной VC всегда есть некоторая утечка из самой печени или сосудов, которую необходимо дренировать и возвращать в резервуар. Для этого часто требуется дополнительный (роликовый) насос ( 12 ). Кроме того, еще предстоит установить, требуется ли физиологическая трехфазная схема потока ВК для оптимизации перфузии печени во время МП ex situ 

Поток 1(e)

Создаёт давление, может быть постоянный и пульсирующий.

В НМП давления различаются между исследованиями: давление в HA составляет от 40 до 100 мм рт. ст., а давление в PV — от 5 до 18 мм рт. ст. ( 22 ). Эти давления коррелируют с потоками в диапазоне от 100 до 450 и от 660 до 1500 мл/мин в HA и PV соответственно (22 ). Это сопоставимо с общей скоростью печеночного кровотока у взрослых людей, которая колеблется от 1500 до 1900 мл/мин в зависимости от веса печени, с соотношением артериального и воротного венозного кровотока 0,58 (21 ). Реакция печеночного артериального буфера также сохраняется в МП печени ex situ, что указывает на то, что регуляторная способность печеночной артерии производить компенсаторные изменения потока в ответ на изменения воротного венозного кровотока сохраняется (23 ). Из-за множества различий между экспериментами по перфузии трудно сказать, какие давления являются оптимальными. Однако в клинической МП сохраняется баланс между минимально возможными давлениями, чтобы избежать ненужного напряжения сдвига, в сочетании с достаточными скоростями потока для достижения адекватной и однородной перфузии.

Преимущества и недостатки пульсирующего и непрерывного потока в системах перфузии органов подробно изучались в течение десятилетий. В 1978 году Мавроудис (16 ) рассмотрел эту тему для аппаратов искусственного кровообращения, показав, что пульсирующий поток улучшает функцию почек, лимфоток и капиллярное кровообращение, снижая среднее артериальное давление, общее периферическое сопротивление и анаэробный клеточный метаболизм. После 1978 года исследования продолжились с использованием различных насосов и материалов. Однако до сих пор нет единого мнения о том, какой профиль потока является оптимальным. Некоторые исследования показывают сохраненную и улучшенную (микро)циркуляцию и более однородную перфузию с пульсирующим потоком, тогда как другие исследования искусственного кровообращения или изолированной перфузии органов не находят никаких различий между пульсирующим и непрерывным потоком ( 17 , 18 ). Поскольку пульсирующий артериальный поток более физиологичен и ряд исследований показывают превосходные результаты как в перфузии капиллярного русла, так и в более высоком потреблении O2 окружающей тканью, пульсирующий поток часто используется для артериальной стороны, а непрерывный поток — для портальной стороны.

+ вариант описания

Физиологические особенности

Ключевой предпосылкой физиологии млекопитающих является циркуляция крови, реализуемая насосным механизмом сердца. Поэтому крайне важно, чтобы органы ex situ нуждалась в сопоставимой циркуляции для поддержания внутренней среды, включая доставку O₂ и необходимых питательных веществ, а также удаление CO₂ и токсичных отходов. Сердце обеспечивает пульсирующий поток с высоким давлением через артерии к органам, где сопротивление расширенного капиллярного русла вызывает снижение давления, и непрерывный поток возвращается через вены обратно к сердцу.

Преимущества и недостатки пульсирующего и непрерывного потока в системах перфузии органов подробно изучались в течение десятилетий. В 1978 году Мавроудис (16 ) рассмотрел эту тему для аппаратов искусственного кровообращения, показав, что пульсирующий поток улучшает функцию почек, лимфоток и капиллярное кровообращение, снижая среднее артериальное давление, общее периферическое сопротивление и анаэробный метаболизм клеток. После 1978 года исследования продолжились с использованием различных насосов и материалов. Однако до сих пор нет единого мнения о том, какой профиль потока является оптимальным. Некоторые исследования показывают сохраненную и улучшенную (микро)циркуляцию и более однородную перфузию с пульсирующим потоком, тогда как другие исследования искусственного кровообращения или изолированной перфузии органов не обнаруживают никаких различий между пульсирующим и непрерывным потоком ( 17 , 18 ). Поскольку пульсирующий артериальный поток более физиологичен и ряд исследований показывают превосходные результаты как в перфузии капиллярного русла, так и в более высоком потреблении O2 окружающей тканью, пульсирующий поток часто используется для артериальной стороны, а непрерывный поток — для портальной стороны.

Подводя итог, можно сказать, что трубка для долгосрочного сохранения МП органа должна соответствовать нескольким критериям. Она должна быть изготовлена ​​из такого материала, как медицинский гибкий полимер, который прочен и должен быть покрыт синтетическим полимером или гепарином для минимизации отслоения и повышения биосовместимости. Трубка должна иметь правильную длину и диаметр для поддержания ламинарного потока, стабильного давления и минимизации повреждения перфузата.

НАСОСЫ

Таяма и др. предположили, что идеальный насос для экстракорпорального кровообращения должен иметь возможность перекачивать до 7 л в минуту при давлении 500 мм рт. ст., не должен повреждать клеточные или бесклеточные компоненты крови, должен иметь гладкие поверхности, не иметь областей стаза или турбулентности, должен иметь точное и воспроизводимое измерение потока и должен иметь резервный или ручной режим работы в случае отказа двигателя или отключения питания. 
¹³⁵ В роликовых насосах движение крови происходит под действием двух роликов, последовательно сжимающих сегмент трубки, вызывая поступательное движение крови ( 
рис. 5 ). Величина гемолиза связана как со временем, так и с воздействием на кровь сдвигающих усилий, создаваемых насосом. Область высокого давления и сдвигающей силы создается на переднем крае ролика, где трубка сжимается, за которым следует период отрицательного давления, когда трубка расширяется за роликом. Это кратковременное отрицательное давление при определенных условиях может вызвать кавитацию воздуха, растворенного в растворе. Кроме того, твердые эмболы могут образовываться в результате микрофрагментации (или откола) внутренней поверхности трубки, где ролик контактирует с трубкой и где происходит сгиб на краях трубки. 
¹³⁶ Исследования износа трубок с течением времени показали, что фрагменты поливинилхлорида, образующиеся из роликовых насосов, многочисленны, часто <20 мкм в диаметре и начинают появляться в течение первого часа использования. ¹³⁷

Артериальные насосы крови: (A) Роликовый насос — пластиковая («головка насоса») трубка лежит внутри дорожки качения. Ролики, установленные на рычагах под углом 180 градусов друг к другу, почти перекрывают трубку и действуют как скалка, выдавливая кровь перед собой и из насоса. Он нечувствителен к постнагрузке. (B) Центробежный насос (из рис. 12.6 в Estafanous FG, Barash PG, Reves JG. Cardiac Anesthesia. Principles and Clinical Practice, 2nd ed. Philadelphia: Lippincott Williams & Wilkins, 2001, с разрешения).

Центробежный насос крови: (A) пластиковый конус(ы) или рабочее колесо установлены внутри конического пластикового корпуса. Рабочее колесо вращается двигателем снаружи и под основанием пластикового корпуса (магнитная муфта). Разница в скорости (сантиметры в секунду) узкой части конуса рабочего колеса (вверху) по сравнению с более широкой частью конуса (внизу) создает перепад давления, который гонит кровь через насос. Он чувствителен к постнагрузке. (Из рис. 18.3 в Hensley FA, ​​Martin DE, Gravlee GP. Практический подход к кардиологической анестезии, 4-е изд. Филадельфия: Wolters Kluwer/Lippincott Williams & Wilkins, 2008, с разрешения).

Ряд исследователей провели исследования in vitro, сравнивая центробежные насосы и роликовые насосы с точки зрения обработки крови во время краткосрочного и долгосрочного использования. ^139–148 В нескольких исследованиях сообщалось о меньшем гемолизе с центробежным насосом при тестировании in vitro . ^139–142 Тамари и др. исследовали гемолиз при различных условиях потока и давления в модели in vitro с использованием свиной крови и пришли к выводу, что индекс гемолиза был связан с продолжительностью воздействия сдвига на кровь, соотношением разницы давления насоса между притоком и оттоком и скоростью потока насоса. ¹⁴⁴ Рон и др. сравнили роликовый насос с окклюзией с центробежным насосом и обнаружили значительно более высокий индекс гемолиза в центробежном насосе (3,38–14,65 против 29,58 г/100 л перекачиваемой жидкости). ¹⁴⁵ Насколько эти часто очень длительные (24 часа и дольше) исследования in vitro соответствуют относительно краткосрочному (<6 часов) искусственному кровообращению, используемому для поддержки кардиохирургических операций, неясно.

Было проведено несколько клинических испытаний для сравнения центробежных и роликовых насосов в отношении образования эмболов, травмирования крови и клинических результатов, ^149–170 (см. дополнительные материалы в Интернете для получения подробной информации о клинических исследованиях). В испытании Wheeldon et al. у пациентов, рандомизированных в группу центробежного насоса, наблюдалось значительно меньшее образование микроэмболов, меньшая активация комплемента и лучшее сохранение количества тромбоцитов. ¹⁴⁹ Аналогичное улучшение сохранения тромбоцитов в группе центробежного насоса наблюдалось в ретроспективном обзоре 785 случаев, особенно при времени шунтирования более 2 часов. ¹⁵⁰ Скорости гемолиза сравнивались в семи рандомизированных клинических испытаниях. Два сообщили о большем гемолизе при использовании роликовых насосов, ^161,168 один наблюдал большее доказательство гемолиза при использовании центробежного насоса, ¹⁴⁹ и четыре не обнаружили никакой разницы между двумя типами насосов. ^{151,152,163,167} Ретроспективный анализ данных 3438 последовательных пациентов показал, что использование центробежного насоса было связано со снижением риска неблагоприятных неврологических событий от 23% до 84%. ¹⁵⁷ Однако рандомизированные исследования с неврологическими показателями в качестве первичной переменной результата не продемонстрировали существенных различий в нейропсихологических результатах или уровнях S100 β между типами насоса. ^153,155 В самом крупном рандомизированном исследовании Кляйн и др. назначили 1000 взрослых пациентов с сердечными заболеваниями для лечения с помощью роликового насоса или центробежного насоса. ¹⁵² Хотя различий в смертности между группами не наблюдалось, в группе центробежного насоса были продемонстрированы клинические преимущества в плане кровопотери, функции почек и неврологического исхода. Большинство недавних исследований, в которых изучались центробежные насосы, также включали в дизайн исследования другие переменные, которые могли повлиять на результаты, включая покрытие поверхности и конструкцию резервуара (открытый или закрытый). ^160–163 Хотя большинство рандомизированных исследований показывают преимущества систем, разработанных с использованием центробежных насосов, трудно определить влияние этих других переменных (таких как меньший начальный объем, покрытие поверхности, более ограниченная площадь поверхности или уменьшенный контакт воздуха с кровью) на клинические результаты.

Согласно недавно опубликованным рекомендациям Общества торакальных хирургов (STS) и Общества сердечно-сосудистых анестезиологов, не является необоснованным выбор центробежного насоса вместо роликового, но в первую очередь из соображений безопасности, а не сохранения крови (класс IIb, уровень доказательности B). ¹⁷¹ В 2000 году примерно 50% кардиологических центров в Соединенных Штатах регулярно использовали центробежные насосы. ¹⁷²