штучне серце
ШТУЧНЕ СЕРЦЕ - апарат для повної заміни на той чи інший час насосної функції серця; знаходиться в процесі розробки.
Перша модель І. с. була створена радянським ученим В. Демихова 1937 року застосована в експерименті на собаках, к-рим віддалялися шлуночки серця. Вона складалася з двох спарених насосів мембранного типу, що приводяться в дію електромотором, розташованим поза грудної порожнини. За допомогою цього апарату вдавалося підтримувати кровообіг в організмі собаки протягом двох з половиною годин. Однак широкі дослідження з цієї проблеми почалися лише в кінці 50-х рр.
У 1966 році під керівництвом Б. В. Петровського у Всесоюзному науково-дослідному інституті клінічної та експериментальної хірургії була створена перша в СРСР лабораторія І. с. Проблема створення І. с. розвивається за двома напрямками. Одне з них - створення І. с. із зовнішнім приводом. Практичне значення робіт в цьому напрямку обумовлено в першу чергу необхідністю мати для екстрених реанімаційних ситуацій готову до використання модель серця, здатну на нетривалий період часу (від декількох годин до декількох днів) забезпечити кровоток, необхідний для життєдіяльності організму, від моменту раптового припинення діяльності хворого серця * до моменту підбору серцевого трансплантата. Крім того, створення І. с. із зовнішнім приводом дозволяє виробляти в умовах експерименту дослідження матеріалів для виготовлення моделі імплантується штучного серця, вивчати режими її роботи, а також вплив апарату на організм в цілому і на окремі органи і системи. Друге, незмірно більш складний напрямок - створення і застосування повністю імплантується І. с. призначеного для багаторічного забезпечення організму адекватним кровообігом.
Моделі таких апаратів І. с. при використанні в експерименті дозволяють проводити також випробування різних матеріалів, систем автоматичного управління. Ведеться пошук спеціальних джерел і перетворювачів енергії.
З 70-х рр. радянські вчені-медики в співдружності з інженерами створили більше 20 моделей І. с.
Мал. 1. Штучне серце «мішечкуватого типу».
Технічною освітою і медико-біологічним вимогам в результаті тривалих випробувань на гідродинамічних стендах відповідають дві моделі. Одна з них - модель «мішечкуватого типу» (рис. 1) - виготовлена з фторсиліконової каучуку. В основу цієї моделі покладено топографічні дослідження серця людини і вимоги, що пред'являються до «сердечному насосу». Ці вимоги передбачають: використання матеріалів, здатних витримувати тривалі циклічні навантаження і перешкоджати тромбоутворення; створення конструкцій, що виключають утворення застійних зон, областей підвищених швидкостей зсуву і місцевих напружень; зведення до мінімуму площі циклічно дотичних поверхонь, від величини яких багато в чому залежить травма формених елементів крові.
Зовнішня стінка камер шлуночків жорстка або напівжорстка, а внутрішня - м'яка і еластична. На вході і виході з внутрішнього мішка є клапани. При подачі повітря або рідини між стінками такого шлуночка внутрішній мішок стискається і відбувається вижимання з нього крові »
При зниженні тиску між мішками відбувається расправление внутрішнього мішка; тиск всередині нього стає менше, ніж тиск перед вхідним клапаном, клапан відкривається і відбувається заповнення шлуночка кров'ю.
Сучасна модель І. с. має шлуночки, що забезпечують пульсуючий потік крові. Ця модель має невелику вагу, відповідає середній величині серця людини, зручна для імплантації. Апарат високочутливий до венозного притоку і має здатність збільшувати число пульсових циклів до 140-150 в 1 хв. що дозволяє досягати хвилинного обсягу перекачується крові до 14-15 л.
Мал. 2. Штучне серце «диафрагменного типу».
Інша модель І. с. (Рис. 2) має «діафрагмовий тип» конструкції в жорсткому корпусі. Активні передсердя знижують тиск пульсуючого струму крові в венозному руслі, завдяки чому знижується гемоліз.
Систолічний викид крові в цій моделі І. с. і подальше заповнення шлуночків відбуваються в результаті зміни положення діафрагми під тиском на її поверхню газу або рідини від приводу. Односпрямований потік крові в штучних шлуночках забезпечують вхідний і вихідний клапани.
Конструкції клапанів для І. с. надзвичайно різноманітні. Всі їх можна розділити на пелюсткові і вентильного типу. Пелюсткові клапани бувають одно-, двох-, трьох- і навіть чотирьох пелюсткові. Клапани вентильного типу мають запірательние елементи в формі диска, конуса або півсфери. У деяких моделях І. с. із зовнішнім приводом застосовуються природні (свіжі або консервовані) клапани серця тварин (телят або свиней), які закріплюють на спеціальних каркасах. Поверхня жорсткої конструкції корпусу використовується для нанесення токопроводной шару, який служить обкладкою конденсатора ємнісного датчика обсягу крові; другий обкладанням конденсатора є кров на кордоні розділу кров - діафрагма.
В якості приводів для І. с. досить широко використовуються електромеханічні пристрої. У різних конструкціях І. с. вони відрізняються один від одного; найпростіший електромеханічний привід складається з електромоторів постійного струму. Розташовані зовні приводи з'єднуються з камерами виконавчих механізмів за допомогою пластмасових шлангів для підведення газу або рідини до насосів.
Діаметр магістралей, через які проходить газ, залежить від того, який газ використовується в системі. Напр. при застосуванні повітря діаметр магістралі повинен бути не менше 6-7 мм. У тих випадках, коли необхідно підвести електроенергію, використовують дроти, покриті біологічно інертними пластмасами.
В одній з моделей в якості джерела енергії використовується радіоізотопна ампула з плутонієм-238, поміщена в тепловий акумулятор. Двигуном служить двохпоршневими теплова машина з незалежним приводом на кожен шлуночок І. с. Кров'яний насос є одночасно і теплообмінником, і первинним датчиком для системи регулювання. Загальна вага моделі менше 2 кг, обсяг ок. 1,8 л.
Поряд з технічними питаннями по створенню І. с. великі труднощі представляє проблема вишукування матеріалів для виготовлення вузлів І. с. До них ставляться такі вимоги: висока міцність, відсутність «втоми», здатність зберігати свої фіз.-хім. властивості в організмі людини, володіти біол, інертністю.
При конструюванні І. с. використовуються нержавіюча сталь, титанові сплави, полімерні матеріали (фторопласти, полиолефини), різні сполуки кремнійорганічних каучуків (силікони), поліуретани, поліефірсіліконуретани, піроуглерода, матеріали з тромборезістентность покриттями на основі гідрофільних гелів, поліелектролітних комплексів з негативним поверхневим зарядом і ін. Конструкції із полімерних матеріалів навіть при тривалій роботі дозволяють зменшити небезпеку тромбозу. Однак, незважаючи на це, проблема профілактики тромбозу, який спостерігається як в порожнинах серця, так і в сполучних магістралях і внутріорганних кровоносних судинах, залишається актуальною. У зв'язку з цим проводяться дослідження патогенетичних механізмів тромбоутворення в умовах контакту крові з великою площею полімерної поверхні, великої операційної травми, зумовленої кардіектоміей, особливостями штучного кровообігу і травмою формених елементів крові. При цьому наголошується значний викид в кров тканинного і кров'яного тромбопластину, який створює гиперкоагуляционного фон і сприяє активізації тромбообразующіх властивостей крові.
Крім того, велику роль в процесах, що відбуваються на кордоні кров - полімер, грають електрокінетіческіе явища. Вони пов'язані з тим, що формені елементи і білки крові заряджені негативно. Неизмененная внутрішня оболонка серця і судин також несе негативний заряд. Відштовхування елементів крові від однойменно зарядженої судинної стінки - важ ний фактор, що перешкоджає тромбоутворення. Наявність позитивного або нульового потенціалу на поверхні полімерного матеріалу, мабуть, одна з причин, що привертають до тромбоутворення.
Лаймен (D. Lyman, 1972), Адат (М. Adachi, 1973) відзначили особливість синтетичних матеріалів типу велюр з нерассеченной петлею або з дуже короткими ворсинками при використанні їх в якості пластичного матеріалу в хірургії серця - здатність затримувати формені елементи крові. При просочуванні кров'ю такій поверхні в петлях велюру або між ворсинками осідають формені елементи і білки крові і через 40-45 днів формується дуже гладка і тонка біол, вистилання, по мікроскопічній будові надзвичайно схожа на ендотелій. Тривалість терміну освіти захисної вистилання на поверхні синтетичних матеріалів значно обмежує можливості використання такого способу профілактики тромбоутворення в І. с. т. к. за цей час не виключається можливість утворення тромбів на поверхні використовуваних полімерних матеріалів.
Важливе місце в розробці І. с. займають гідродинамічні дослідження. Головна їх мета - вдосконалення геометрії порожнин, виняток застійних зон, вихрових турбулентних течій, потоків з великими градієнтами швидкостей.
Не менш складне завдання - створення автоматичного управління роботою І. с. забезпечує кровотік відповідно до потреб організму. Відомо, що серце людини і тварин змінює свою динаміку в дуже широкому діапазоні. Так, у людини в стані спокою вона дорівнює 5,5-6,5 л в 1 хв. і при значній фіз. навантаженні зростає в кілька разів.
У моделі І. с. «Диафрагменного типу» система управління заснована на інформації від ємнісного датчика обсягу передсердя. Розробляється система управління, в якій в якості датчика інформації використовується залишається частина живого серця -його передсердя і синусовий вузол, службовці мультіпараметріческім датчиком в системі управління. Для формування частоти скорочень шлуночків використовують Р-хвильовий електричний кардіостимулятор і перетворювач тривалості систоли.
Мал. 3. Схема гідродинамічного стенду для дослідження штучного серця: 1 -манометри; 2 - вхідна ємність; 3 вхідний тиск; 4 - дросель; 5 - вимірювач витрати рідини; 6 - система управління штучним шлуночком; 7 - штучний шлуночок (пунктиром показана систола шлуночка); 8 - тиск у вихідний ємності; 9 - вихідна ємність. Стрілками показано напрямок руху рідини.
Імплантація І. с. не отримала клин, застосування. Готові моделі І. с. окремі його вузли (напр. клапани і приводи), перш ніж їх починають вивчати в експерименті на тварин, досліджуються на різних стендах (рис. 3). Ці стенди - гідравлічна модель серцево-судинної системи, звичайно, з безліччю припущень і спрощень. Рідина, к-раю циркулює на стенді, за своєю в'язкості наближається до в'язкості крові. Як правило, в контур стендових установок включають витратоміри і ряд інших пристроїв, напр, камеру для вимірювання величини зворотного струму рідини через вхідний і вихідний клапани при різних режимах роботи І. с. Датчики тиску, що вводяться в різні відділи І. с. дозволяють визначати коливання тиску всередині його, перепади тиску на клапанах і ряд інших параметрів. На спеціальних стендах вивчають також турбулентність потоків рідини, що проходять через І. с. і його клапани, ступінь руйнування крові і т. д.
Випробувані на стендах моделі І. с. імплантуються тваринам (собакам, свиням, вівцям, але частіше телятам вагою 70-110 кг). Вибір, напр. телят обумовлений тим, що формені елементи їх крові за своїми фіз. властивостям найбільш близькі до людських. Крім того, розміри серця теляти зазначеного ваги приблизно рівні габаритам серця дорослої людини.
Операція імплантації І. с. в експерименті виконується під ендотрахеальним наркозом в умовах штучного кровообігу (див.) або під гіпотермією (див. Гіпотермія штучна).
Після виключення серця тварини з кровообігу його видаляють, залишаючи праве і ліве передсердя. Аорта і легеневий стовбур перетинаються на рівні напівмісячний них клапанів. Потім проводять імплантацію І. с. за допомогою канюль або судинних швів, що з'єднують відповідні камери. При використанні канюль передсердя, аорта і легенева артерія І. с. з'єднуються з передсердями і великими судинами тварини. Більш досконалою є методика імплантації І. с. за допомогою судинних швів. Техніка цієї операції принципово не відрізняється від загальноприйнятої техніки ортотопічної пересадки серця (див.). Після з'єднання І. с. з організмом повітря з усіх порожнин його витісняється физиол, р-ром; тільки після видалення навіть найдрібніших бульбашок повітря Й. с. можна включати. Як тільки робота І. с. стабілізувалася, грудну клітку зашивають.
Тривалість життя експериментальних тварин з І. с. складає в середньому 3-5 днів. В окремих експериментах вона наближається до 1 міс.
При роботі І. с. розвиваються різні зміни в легенях, печінці, нирках та ін. органах. Ці зміни можуть бути як функціональними, так і морфологічними.
Бібліографія: Проблеми штучного серця і допоміжного кровообігу, під ред. Б. В. Петровського та В. І. Шумакова, М. 1970; Шумаков В. І. та ін. Модель штучного серця для інтраперікардіальной імплантації, Мед. техніка, №5, с. 5, 1970, бібліогр .; A k u t s u T. Artificial heart, Total replacement and partial-support, Amsterdam, 1975; Kennedy J. H. a. o. Progress toward an orthotopic cardiac prosthesis, Biomater, med. Devices artif. Org. v. 1, p. 3, 1973; Lyman D. J. Hill D. W. a. S t i r k R. K. The interaction of tissue cells with polymer surfaces, Trans. Amer. Soc. artif. intern. Org. v. 18, p. 19, 1972, bibliogr.