8. PROTESI VASCOLARI - Ingegneria Biomedica · Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Prof. Marcello Bracale Appunti del corso di Elettronica Biomedica 8. PROTESI VASCOLARI

Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Prof. Marcello BracaleAppunti del corso di Elettronica Biomedica

8. PROTESI VASCOLARI

8.1 INTRODUZIONE

Le protesi vascolari sono dispositivi medici che vengono impiantati permanentemente perripristinare l'efficacia di un tratto vascolare che, per qualsiasi motivo, non sia più in grado ditrasportare correttamente il sangue. Gli impianti vascolari sono, nella quasi totalità dei casi, impiantiarteriosi. Ciò dipende dal fatto che le patologie venose sono molto meno frequenti e molto menogravi in quanto la pressione venosa è inferiore a quella arteriosa (ciò limita il danno vascolare) esolitamente si generano dei circoli collaterali che drenano comunque il sangue venoso. Inoltre ibassi valori di portata e di pressione venosa rendono critico il problema della biocompatibilità degliimpianti venosi: il sangue infatti, tende a coagulare maggiormente su superfici di materiali artificialiquando il flusso è basso. Per quanto riguarda il letto arterioso esistono diverse possibili malattiedella parete vascolare che conducono alle due principali cause di malfunzionamento: la stenosi el'aneurisma (Fig. 8.1).La stenosi è un restringimento del diametro dell'arteria causato dalla crescita di una placcaaterosclerotica o dalla formazione di un coagulo. Un'arteria stenotica non è più in grado ditrasportare 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 el'arteria si è chiusa), i tessuti a valle possono diventare ischemici. Nella zona ischemica, a causadella privazione di sangue, si possono produrre lesioni ai tessuti la cui gravità dipende dalla durata edall'estensione dell'ischemia. L'ischemia grave riduce o annulla l'apporto di ossigeno ai tessuti cheperciò muoiono (necrosi).Nell’organo colpito da necrosi tissutale si ha infarto che produce una parziale o totale perdita dellafunzione dell’organo stesso.

Figura 8.1 - Principali patologie arteriose. a: stenosi; b: aneurisma; c: aneurisma trombizzato.

L’aneurisma è invece un allargamento dell'arteria causato dal cedimento progressivo della paretevascolare. La parete arteriosa può quindi rompersi provocando un'emorragia interna e comunquenon trasportando più il sangue a valle. L'aneurisma causa anche anomale condizionifluidodinamiche 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 diflusso ovvero di ridurre il rischio di rottura di un aneurisma. La protesi vascolare può essereapplicata per scavalcare la zona patologica, tipicamente una stenosi, ed in questo caso diventa unramo circuitalmente in parallelo (bypass) come mostrato in Fig. 8.2.

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Nel caso invece in cui occorra trattare un aneurisma di una grande arteria, tipicamente l’aorta, siimpianta la protesi all’interno dell’aneurisma, come mostrato in Fig. 8.3, previa riduzionedell’allargamento.La sutura di collegamento della protesi vascolare all’arteria naturale si chiama anastomosi.

Fig. 8.2 - Nel caso di una stenosi si impianti una protesi vascolare che porta il sangue a valle dellastenosi

Fig. 8.3 - Nel caso di un aneurisma si impianti una protesi vascolare che porta il sangueall’interno dell’aneurisma.

Esistono molti diversi tipi di impianti vascolari che possono anche impropriamente andare sotto ilnome di protesi vascolari. Qui di seguito è riportato un elenco da cui si può vedere come alcuniimpianti siano di origine biologica, mentre altri siano costituiti da materiali prodottiindustrialmente.

1. impianti vascolari di origine biologica1.1 non trattati chimicamente

1.1.1 vena del paziente stesso1.1.2 arteria del paziente stesso1.1.3 vena di altro soggetto umano1.1.4 arteria di altro soggetto umano

1.2 trattati chimicamente

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1.2.1 vena ombelicale umana1.2.2 vaso bovino1.2.3 protesi prodotta con pericardio bovino

1.3 con supporto sintetico1.3. l protesi prodotta all’interno del paziente stesso1.3.2 protesi prodotta all’interno di un animale1.3.3 protesi fabbricata per coltura di tessuti viventi

2. impianti vascolari di origine sintetica2.1 in politetrafluoretilene (PTFE o Teflon)

2. l. l. tessuto2.1.2 espanso (Gore-Tex)

2.2 in polietilentereftalato (PET o Dacron)2.2.1 poroso (light weight design)2.2.2 velour2.2.3 woven o knitted2.2.4 rinforzato2.2.5 rivestito

2.3 in poliuretano2.4 bioriassorbibile

Negli impianti di origine biologica si tenga presente che in alcuni casi si preleva il vasodirettamente dallo stesso paziente, talvolta senza devitalizzarlo e pertanto non ha senso parlare diprotesi vascolari. Nel seguito verranno comunque esaminati gran parte degli impianti adottati cosìda individuare sia le soluzioni tecnologiche, sia le alternative biologiche.Si tenga presente che alcune delle soluzioni indicate sono state adottate clinicamente, ma non siusano più, altre sono tuttora in uso clinico, altre ancora sono solo allo studio o in differenti stadi disviluppo.

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 venao di arteria prelevati dal paziente stesso durante l’intervento oppure da un donatore umano e poiconservati a bassa temperatura. I casi più comuni riguardano l’uso della vena safena o dell’arteriamammaria interna per eseguire il bypass coronarico e l 'uso dell’aorta prelevata da un donatore pertrattare l’aneurisma dell’aorta oppure per sostituire una protesi sintetica in seguito a complicanzeinfettive. 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 lavena 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 èpossibile lasciare la vena safena nella sua normale posizione usandola come bypass per l'arteria chele corre vicino. In questo caso occorre tenere presente che la vena safena contiene delle valvole chenormalmente impediscono il riflusso di sangue verso il piede. Tali valvole devono essere eliminatesenza danneggiare la parete interna del vaso. Alternativamente occorre togliere la vena e rimontarlain 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 diversoregime pressorio e alla pulsatilità. Infatti la parete venosa è più sottile di quella arteriosa e menoelastica pertanto il suo comportamento meccanico è diverso da quello della parete arteriosa. L'usodell’arteria mammaria interna per la realizzazione di un bypass coronarico è una soluzione moltointeressante perché, essendo l’arteria mammaria interna molto vicina al cuore, è sufficiente tagliarla



in una sezione distale e connetterla a valle della stenosi coronarica. Ciò ha il duplice vantaggio dirichiedere una sola anastomosi e di mantenere il vaso connesso all’arteria da cui normalmenteorigina e, quindi, connesso anche alla rete di vasa vasorum che nutrono la parete arteriosa. Inoltrec’è il vantaggio di usare un’arteria, quindi un vaso la cui parete è sufficientemente spessa ed elasticaper un flusso di sangue arterioso.Esistono altri casi di utilizzazione di arterie del paziente stesso per costruire un bypass anche in altreregioni dell’albero arterioso.L’uso di tratti di aorta umana prelevata da un donatore sembra essere di grande efficacia in quellesituazioni in cui è alto il rischio di infezione. I primi casi hanno riguardato la sostituzione dellevalvola 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 casicongelati, in altri a temperature di circa 4°C per giorni o settimane.

Fig. 8.4 - 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 puòpresentare il rischio di una risposta immunitaria che può condurre all’insuccesso dell’impianto. Siail congelamento dei tessuti prima dell’impianto, sia una terapia immunosoppressiva possono ridurresensibilmente i rischi della risposta immune contro il trapianto. Un’applicazione interessante disegmenti venosi umani prelevati da cadavere è stata quella di creare accessi vascolari per itrattamenti di emodialisi.




8.3 IMPIANTI VASCOLARI DI ORIGINE BIOLOGICA TRATTATICHIMICAMENTE

Gli impianti vascolari di origine biologica trattati chimicamente sono segmenti vascolari originali,oppure ottenuti tecnologicamente partendo da pericardio bovino, fissati in glutaraldeide. Come giàspiegato nel paragrafo 4.11 la glutaraldeide ha un’efficace effetto citotossico che elimina le celluledei tessuti rendendo trascurabile la loro immunogenicità ed inoltre stabilizza il collagene generandodei legami chimici (cross-links) fra le catene. Ciò aumenta l'affidabilità a lungo termine di questacategoria di impianti che vanno soggetti a più modesti fenomeni di degenerazione rispetto a quellinon trattati.L 'uso della vena ombelicale umana trattata con glutaraldeide è descritto in quei casi in cui ènecessario un bypass di piccolo calibro per rivascolizzare una regione a valle di una stenosi e nonsono disponibili impianti vascolari prelevabili dal paziente stesso. La vena ombelicale, che è privadi rami laterali, viene prelevata dal cordone ombelicale che collega il neonato alla placenta. Sia ilcordone ombelicale, sia la placenta, rappresentano tessuti di scarto. Il trattamento con glutaraldeideviene eseguito entro 24 ore dalla nascita del bambino dopo aver inserito all’interno della vena unmandrino con lo scopo di tenerla in forma.Altri segmenti vascolari che vengono fissati in glutaraldeide sono la carotide bovina e l’arteriamammaria interna bovina. Questi impianti vengono usati principalmente come accessi peremodialisi.Un più recente tipo di impianto di origine biologica trattato chimicamente riguarda protesi vascolariin pericardio bovino (Fig. 8.5). Si tratta di protesi va scolari con o senza biforcazione ottenutemediante cucitura di un pezzo di pericardio bovino precedentemente corrugato e trattato conglutaraldeide. Il corrugamento ha lo scopo di rendere il vaso flessibile prevenendone l’occlusionedurante le flessioni.

Fig. 8.5 - Protesi vascolare in pericardio bovino trattato chimicamente e corrugato. Con S sonoindicate 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 sonofabbricati industrialmente per trasformazione tecnologica di materiali di origine non biologica. Losviluppo di sistemi artificiali per il trattamento delle patologie vascolari ha preso le sue origini neltentativo 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 inacciaio inox nel tentativo di produrre la trombizzazione del sangue contenuto nel sacco stesso. Siusava anche rinforzare la parete esterna dell’aneurisma utilizzando resine epossidiche chepolimerizzavano irrigidendosi dopo l’applicazione o utilizzando fogli di cellophane trattato



chimicamente per stimolare un processo infiammatorio e la successiva reazione fibroblastica al finedi contenere stabilmente l’aneurisma. Successivamente si notò che tessuti di seta impiantatiall’interno del ventricolo destro di cane si rivestivano di uno strato superficiale di tipo endoteliale eprivo di trombi macroscopici.Anche i tessuti fatti con fibre sintetiche mostrano un simile comportamento ed inoltre, quandovengono bagnati dalla corrente sanguigna, si deposita della fibrina all’interno della porosità deltessuto. Si ritiene che i depositi di fibrina rendano possibile la crescita di fibroblasti provenientidalla 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 diuna protesi vascolare fabbricata con tessuto di fibre sintetiche. Il rivestimento è molto simile allanormale superficie endoteliale della tunica intima arteriosa.Negli anni sono stati impiegati diversi materiali per la fabbricazione di fibre per tessuti per protesivascolari fra i quali il Vinyon N, il Nylon, l’Orlon, il Dacron ed il Teflon. Per diversi motivi legatialla progressiva perdita di proprietà meccaniche dovuta a processi di creep, o di degradazionenell’ambiente biologico, o di difficoltà di fabbricazione, fra tutti questi materiali solo il Dacron èrimasto in uso per le protesi vascolari in tessuto.

Fig. 8.6 - Formula chimica del polietilentereftaldo (PET)

Dacron è uno dei nomi commerciali di un poliestere, il polietilentereftalato (PET) che ha la formulachimica mostrata in Fig. 8.6. In genere per la produzione di fibre si utilizzano macromolecole diPET lineari di peso molecolare medio pari a circa 20000. Il poliestere in grani viene estruso infilamenti molto sottili mediante fili ere e successivamente i filamenti vengono riuniti a formare lafibra multifilamento (Fig. 8.7).Durante il processo di produzione i filamenti di poli estere vengono tirati ed allungati a lunghezze diqualche volta superiore alla loro lunghezza iniziale. Questo allungamento produce unmiglioramento delle proprietà meccaniche dovuto all’orientamento delle catene polimeriche. Leproprietà meccaniche della fibra di Dacron stirata e non stirata sono mostrate in Fig. 8.8. E'importante notare che la fibra stirata, oltre ad aumentare la sua resistenza a rottura, ha anche unamaggiore stabilità dimensionale essendo più rigida.Il PET ha una buona inerzia chimica ed un’alta idrofobia e pertanto in genere sono inibiti ifenomeni di degradazione per idrolisi delle fibre. Un altro importante vantaggio del PET rispetto adaltri polimeri è la possibilità di sterilizzarlo sia in autoclave a vapore, sia con ossido di etilene o conraggi gamma senza provocare significativi fenomeni di degradazione.




Fig. 8.7Processo 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. 8.8Caratteristiche sforso-deformazione del Dacron

stirato(1) e non stirato(2): L sforzo è inquesto caso espresso in g/den

dove den sta per denier che è la misura dellasezione di fibra espressa come il peso in grammicorrispondente a 9000 m di lunghezza (da: LHarmon e MS Hoffman ‘Fabrication and testing of Polyester Arterial Grafts’ in VascularGtaft Update, ed. KE Kambic, A Kantrowitz e PSung, ASTM, Philadelfphia, 1986).

I tipi fondamentali di tessitura utilizzati per realizzare protesi vascolari con fibra di Dacron sonochiamati in inglese woven e knitted, quest'ultimo nelle sue versioni weft e warp. La tessitura wovenè mostrata in Fig. 8.9, la tessitura weft knitted in Fig. 8.10 e quella warp knitted in Fig. 8.11.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'assedella protesi. Inoltre in genere, le protesi woven hanno una bassa porosità comunque controllabilecon la tecnologia tessile.La struttura knitted è caratterizzata dal fatto che le fibre non sono tese nel tessuto, ma sono dispostesecondo un disegno che prevede continue curvature. Tale disposizione rende le protesi meno stabilidimensionalmente e maggiormente porose. Storicamente le prime protesi vascolari knitted furonoprodotte con la tessitura weft caratterizzata dal fatto che le fibre sono tessute in direzionecirconferenziale nella protesi. Fra i principali svantaggi delle protesi weft knitted c'è la tendenza asmagliarsi quando vengono tagliate (tale operazione viene effettuata normalmente primadell’intervento per ottenere le protesi, generalmente confezionate di lunghezza abbondante, dellalunghezza necessaria). In genere la tendenza a smagliarsi aumenta se il taglio non è perpendicolareall’asse delle protesi. Inoltre le protesi weft knitted hanno una stabilità dimensionale inferiorerispetto alla warp knitted. Le protesi warp knitted sviluppate successivamente rispetto alle weftknitted, hanno le fibre tessute secondo la direzione longitudinale della protesi. Inoltre il numero dicurvature 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 tagliatoed una maggiore stabilità dimensionale in direzione radiale. Ciò riduce anche il rischio che a seguitodella dilatazione possano prodursi rotture della protesi.La valutazione clinica delle protesi ottenute per tessitura di fibre sintetiche ha consentito diidentificare i principali vantaggi e difetti di questa soluzione. Un primo punto riguarda la flessibilitàdella protesi, cioè la sua capacità di seguire curve, ad esempio quando la protesi viene impiantata incorrispondenza di un’articolazione quale l’anca o il ginocchio. In tal caso le protesi tessute tendonoad occludersi a seguito della flessione. Per ovviare a questo problema la protesi viene corrugata afisarmonica (Fig. 8.12) sia con corrugamenti circolari, sia con corrugamenti a spirale. Ilcorrugamento consente la curvatura della protesi in quanto è possibile l’allungamento dellasuperficie più esterna del tubo e l’accorciamento della superficie più interna.

Fig. 8.9 - Particolare di tessitura woven in cui lefibre formano incroci ad angolo retto

Fig. 8.10 - Particolare di tessitura weft knitted

Fig. 8.11 - Particolare di tessitura warp knitted Fig. 8.12 - Effetto del corrogamento dellaprotesi vascolare sulla sua flessibilità. Laprotesi non corrugata (a) tende ad occludersiquando viene curvata (c) mentre la protesicorrugata rh) consente curvature senzaocclusione 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 dellaprotesi alla lunghezza necessaria.Un altro punto importante già citato è la porosità. La porosità di una protesi vascolare è un termineimproprio con cui si indica la permeabilità della protesi al sangue. Si misura con prove dipermeabilità all’acqua. Si considera non poroso un tessuto che sottoposto ad un battente di acqua di120 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 chePag. 8 di 25 Napoli, 19 Marzo 2002



fluisce alloro interno. Per eliminare questo inconveniente il chirurgo bagna la protesi nel sangue delpaziente prima dell’impianto. Il sangue coagulando all’interno della porosità del tessuto la rendeimpermeabile ed inoltre innesca quei fenomeni già descritti che conducono alla crescita di untessuto endoteliale che rende emocompatibile la superficie interna della protesi.Per quanto riguarda la compatibilità funzionale delle protesi vascolari occorre considerarel’elasticità radiale (compliance). Infatti, come già descritto nel paragrafo 4.10, le arterie hannoproprietà elastiche che consentono la loro dilatazione radiale quando la pressione del sangue è nelpicco sistolico ed il loro recupero dimensionale durante la diastole. Questi fenomeni di accumuloperiodico di sangue dovuti all’elasticità delle arterie determinano anche il progressivo smorzamentodelle onde di flusso e di pressione che si osserva andando dal cuore verso la periferia. Anche lavelocità 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 descrittodalla relazione di Moens-Korteweg

Quando un tratto di arteria, nel caso specifico un tratto sostituito con una protesi vascolare, haproprietà 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 delleonde di pressione. La sezione di interfaccia tra il vaso naturale e quello artificiale è la sezione in cuisi verifica la discontinuità fluido dinamica ed è sede di fenomeni di riflessione d’onda, tipici dellesingolarità geometriche. Le riflessioni d’onda possono provocare sovrapressioni locali che possonoa loro volta causare la formazione di nuovi aneurismi. La seconda conseguenza riguarda lesollecitazioni sulla sutura delle anastomosi termino-terminali, sollecitazioni dovute al fatto che ilvaso 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 indirezione radiale, di protesi tessute in PET e in PTFE e di diversi tratti di aorta. Le curve mostranochiaramente come le protesi tessute siano molto più rigide dei tratti di aorta in direzionecirconferenziale, mentre il comportamento è più simile in direzione longitudinale. Ancora si puònotare che fra le protesi tessute le più rigide sono quelle in PET rispetto a quelle in PTFE e che latessitura woven è più rigida della knitted.Qualche tentativo è stato fatto per realizzare protesi tessute con superiore elasticità radiale. Adesempio sono stati utilizzati tessuti ottenuti con fibre in poliuretano che ha una minore rigidità delPET e del PTFE. E’ infatti possibile ottenere dei poliuretani con catena copolimerica a blocchi incui, dosando opportunamente la quantità relativa dei blocchi elastici (soft) rispetto a quella deiblocchi rigidi (hard), si può ottenere una vasta gamma di proprietà meccaniche fra cui selezionarequella più opportuna. Purtroppo, nonostante la loro superiore compatibilità funzionale, le protesitessute 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 protesivascolari è quella costituita da PTFE espanso (Gore Tex). Il Gore-Tex ha una struttura espansaottenuta con uno speciale processo di stiramento ad alta temperatura che genera dei nodi di PTFEinterconnessi da sottili fibrille altamente orientate (Fig. 8.l4).


D

Esv


Fig. 8.13 - Comportamento meccanico di protesi vascolari e, per confronto, di tratti di arterie. a:curve sforzo-deformazione in direzione circonferenziale; b: curve sforzo deformazionein 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: aortaaddominale distale; 7: arteria femorale; 8: aorta addominale prossimale; 9: aortatoracica distale; 10: aorta toracica prossimale; 11: aorta ascendente; 12: aortatoracica; 13: aorta addominale (da: M Hasegawa e T Azuma ‘Mechanical Propertiesof Synthetic Arterial Grafts’, J. Biomechanics, 12, pp. 509-517,1979).

Fig. 8.14 - Struttura del PTFE espanso (Gore-Tex)

Il politetrafluoretilene ha una catena polimerica completamente fluorurata che gli conferisceproprietà chimiche e fisiche abbastanza uniche fra i polimeri quali eccellente inerzia chimica,elevata temperatura di rammollimento (342 °C), eccellenti proprietà dielettriche, ottima stabilitàdelle 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 delTeflon e la sua alta viscosità (1011 p a 380 °C) rende praticamente improponibile l 'utilizzazionedelle normali tecnologie di stampaggio a iniezione o di estrusione per la produzione di componentiin Teflon. Per la formatura di componenti in Teflon si utilizzano processi molto simili a quelli dellametallurgia 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 unatemperatura superiore a quella di rammollimento ottenendo una sorta di sinterizzazione che facompattare le polveri. Si esegue poi un raffreddamento a velocità controllata per ottenere il pezzofinale 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 fabbricazionedi fibre che poi vengono tessute analogamente a quanto mostrato per il Dacron. Il Teflon espanso èPag. 10 di 25 Napoli, 19 Marzo 2002



stato sviluppato più recentemente (metà degli anni '60) e ha consentito di ottenere film, lastre, barree tubi in Teflon con la struttura continua e porosa mostrata in Fig.8.14. Lo sviluppo di protesivascolari in Gore-Tex è della seconda metà degli anni '70 e queste protesi hanno avuto, e hannotuttora, un grandissimo impiego clinico. Le protesi vascolari in gore-tex, grazie alla struttura delmateriale con cui sono fabbricate, non si occludono quando vengono curvate, hanno inoltre ottimeproprietà meccaniche e di biocompatibilità.

9. PROTESI VALVOLARI CARDIACHE

9.1 INTRODUZIONE

Le protesi valvolari cardiache sono dei dispositivi artificiali la cui progettazione e realizzazionepresenta un elevato grado di complessità. Ciò dipende dal fatto che una protesi valvolare deveessere un dispositivo completamente impiantabile, deve rimanere impiantato permanentemente edal suo funzionamento dipende la vita del portatore. Al fine di comprendere le diverse soluzionitecnologiche adottate per sostituire le valvole cardiache naturali è opportuno premettere qualchecenno sul funzionamento del cuore come pompa.Il cuore è costituito da due pompe volumetriche affiancate, sincrone e circuitalmente in serie. Ilcuore destro pompa il sangue venoso, povero di ossigeno e proveniente dalla circolazione sistemicanella quale ha nutrito i tessuti dell’organismo, verso i polmoni dove cede l’anidride carbonica e siossigena. Il cuore sinistro pompa il sangue ossigenato di ritorno dai polmoni verso le arterie delcircolo sistemico. Lo schema circuitale è mostrato in Fig. 9.1.Il pompaggio del cuore consiste nel fornire al sangue l'energia necessaria a percorrere il circuito avalle dove si ha una progressiva perdita di pressione dovuta alla resistenza vascolare. Pertanto ilsangue torna al cuore a bassa pressione e ne esce ad una pressione superiore. Per ottenere questoeffetto ciascuna metà del cuore è dotata di due camere, un atrio e un ventricolo. Ciascun ventri coloha una valvola di aspirazione che lo separa dall’atrio e una valvola di mandata che lo separa dalcircuito 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 el’aortica a sinistra. Il pompaggio del cuore è determinato dalla sequenza di due fasi: la diastole e lasistole. Durante la diastole i ventricoli si dilatano riempiendosi di sangue proveniente dagli atriiattraverso la valvola di aspirazione (le valvole di mandata sono chiuse durante questa fase). Durantela si stole invece i ventri coli si contraggono eiettando il sangue che contengono verso la periferiaattraverso 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 cuoresinistro. Si tenga presente che il funzionamento del cuore destro è 10 stesso del cuore sinistro fattaeccezione per i valori di pressione che sono inferiori in quanto la resistenza idraulica del circolopolmonare è inferiore a quella del circolo sistemico. In condizioni normali la pressione ventricolaredestra raggiunge i 40 mmHg contro i 120 mmHg della pressione ventricolare sinistra.



Figura 9.1 - Schema circuitale dellacircolazione sanguigna. CD: cuore destro; P:polmoni; CS: cuore sinistro; TeO: tessuti eorgani.

Figura 9.2 - Circolazione del sangue nel cuore.1: vena cava superiore; 2: vena cava inferiore;3: atrio destro; 4: ventricolo destro; 5: arteriapolmonare comune; 6: arteria polmonaredestra; 7: arteria polmonare sinistra; 8: venepolmonari; 9: atrio sinistro; 10: ventricolosinistro; II: aorta; JiT: valvola tricuspide; VP:valvola polmonare; VM: valvola mitrale;VA: valvola aortica.

L’apertura e la chiusura di una valvola cardiaca avviene unicamente come conseguenza dei livellipressori a monte e a valle della valvola stessa. Quando la pressione a monte è superiore allapressione a valle la valvola si apre consentendo il flusso del sangue. Quando la pressione a vallesupera la pressione a monte la valvola si chiude impedendo il flusso retrogrado di sangue. Inrelazione alla Fig. 9.3 si osserva che nel punto m c la pressione ventricolare supera quella atriale ela valvola mitrale si chiude. Nel punto aa la pressione ventri colare supera quella aortica e la valvolaaortica si apre. Nel punto ac la pressione ventricolare scende sotto quella aortica e la valvola aorticasi chiude. Nel punto ma la pressione ventri colare scende sotto quella aortica e la valvola mitrale siapre. Pertanto fra mc e aa entrambe le valvole sono chiuse, non si ha flusso e il volume ventri colarerimane costante. Tra aa e ac la valvola aortica è aperta, si ha flusso uscente dal ventricolo versol’aorta e il volume ventricolare diminuisce. Tra ac e ma entrambe le valvole sono chiuse, non si haflusso e il volume ventricolare rimane costante. Tra ma e m c la valvola mitrale è aperta, si ha flussoentrante dall’atrio nel ventricolo e il volume ventricolare aumenta.




Figura 9.3 Il grafico in alto mostra le tipiche curve dipressione del sangue nell’aorta (pao), nelventricolo sinistro (pv) e nell’atrio sinistro (pat).Nel grafico centrale ed in quello in basso sonoriportate le curve del flusso in aorta all’uscitadel ventricolo e del volume ventricolare sinistro.I tre grafici si riferiscono ad un singolo ciclocardiaco alla frequenza di circa 72 battiti alminuto.

Da quanto esposto emerge il ruolo fondamentale delle valvole cardiache nel consentire la funzionepompante del cuore con la necessaria efficacia e unidirezionalità del flusso. Infatti le malattie checolpiscono i tessuti degli apparati valvolari riducono l’efficacia e la unidirezionalità del flusso disangue e, quando sono di particolare gravità, possono portare alla morte del soggetto perinsufficiente 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 valvolachiusa). La valvola stenotica induce un aumento di resistenza al passaggio del sangue e questo ingenere 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 edi conseguenza un aumento del volume di sangue che il cuore deve pompare per ottenere lo stessoeffetto. In alcuni casi le patologie sono associate e la valvola è steno-insufficiente. Le patologievalvolari 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 resopossibili gli interventi a cuore aperto in arresto cardiaco, le patologie valvolari non erano curabilichirurgicamente e conducevano ad una crescente riduzione di attività del malato ed infine allamorte. La nascita della cardiochirurgia è stata seguita dallo sviluppo di protesi valvolari cardiachecon le quali è possibile sostituire una o più valvole stenotiche e/o insufficienti ripristinando unabuona 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 dailluminati 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 cioèdei dispositivi in grado di aprire e di chiudere il lume valvolare secondo i livelli pressori a monte e avalle. La prima realizzazione consisteva in una struttura che conteneva una palla che, muovendosispinta dal sangue, ostruiva o lasciava libero il lume valvolare. L’esperienza clinica ha però indicatocome una buona protesi valvolare non debba assolvere semplicemente la funzione valvolare, madebba anche farlo senza indurre alterazione nei tessuti circostanti (principalmente nel sangue concui è in diretto contatto). Negli anni sono stati realizzati molti diversi tipi di protesi valvolari neltentativo di ottenere un dispositivo affidabile nel tempo che, oltre a ripristinate il correttofunzionamento pompante del cuore, garantisse anche una buona qualità della vita al portatore.Le protesi valvolari cardiache impiegate clinicamente per la sostituzione di una valvola naturalemalata appartengono a due categorie: le valvole meccaniche e le valvole biologiche. Le prime sonocostituite da uno o più organi mobili differentemente vincolati ad una struttura fissata al cuore. Imovimenti degli organi mobili rispetto alla struttura fissa determinano l’apertura e la chiusura dellavalvola. I materiali impiegati sono sia metalli, sia polimeri, sia materiali ceramici, ma comunquemateriali non deformabili dalle sollecitazioni meccaniche a cui sono sottoposti. Le valvolebiologiche invece sono costituite da una struttura metallica o polimerica che sostiene una valvola diforma simile alla valvola naturale aortica e realizzata con tessuto biologico di origine animale. Ilfunzionamento valvolare di apertura e chiusura non dipende in questo caso dal moto di organi rigidiall'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 materialicon cui sono fabbricate, le valvole biologiche sono soggette a fenomeni di progressivo cedimentomeccanico e/o di calcificazione, fenomeni che nel tempo inducono nuovamente patologie diinsufficienza e/o di stenosi. Per contro le valvole meccaniche, a causa della loro anomalafluidodinamica e dei materiali con cui sono costruite, tendono a far coagulare il sangue e pertanto iportatori devono essere trattati con farmaci che inibiscano la coagulazione del sangue ol’aggregazione piastrinica, mentre le valvole biologiche non presentano questo inconveniente.L’esperienza fatta con le protesi valvolari cardiache indica, per una protesi ottimale, le seguenticaratteristiche: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;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 ritieneche per portate cardiache di 5 l/min siano accettabili valori di ∆p < 20 mmHg per la valvolaaortica e di ∆p < 5 mmHg per la valvola mitrale);

4- durante la chiusura non dovrebbe consentire flussi retrogradi o comunque non tali daprovocare sintomi per aggravi energetici al cuore (in genere si ritiene che riflussi inferiori al5% della portata cardiaca siano accettabili);

5- dovrebbe mantenere le sue caratteristiche chimico.fisiche e meccaniche per un tempo pariall’aspettativa di vita del portatore tenendo presente che alla frequenza di 72 battiti/min devesopportare circa 40 milioni di cicli di apertura e chiusura all'anno;

6- non dovrebbe indurre alterazioni nel sangue e in particolare non dovrebbe causarne lacoagulazione ne l' emolisi ;

7- dovrebbe essere almeno in parte radiopaca così da consentire il controllo del suofunzionamento 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 lestrutture cardiache con i quali non è previsto il contatto;

10- dovrebbe essere facilmente impiantabile così da minimizzare la durata dell ' interventochirurgico 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 delportatore.

I tentativi di ottenere una protesi valvolare cardiaca con tutte o con il maggior numero di questecaratteristiche sono stati indirizzati verso la ricerca di materiali e di geometrie (e quindi di modalitàdi funzionamento) opportuni.

9.3 PROTESI VALVOLARI MECCANICHE

1. Protesi valvolari a pallaL’impiego di un meccanismo costituito da una palla mobile all'interno di una gabbia per ottenere lafunzione valvolare cardiaca risale ai primi anni '50, quindi agli albori della cardiochirurgia. E' del1952 il primo impianto di un dispositivo di questo tipo per trattare l’insufficienza aortica grave (inquesto primo impianto la valvola fu inserita nell'aorta discendente del paziente, quindi a valle dellavalvola insufficiente). Per pura curiosità si nota che il concetto della valvola idraulica unidirezionale con palla e gabbia fu brevettato per la prima volta negli Stati Uniti nel 1858 come tappoper 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 eranorealizzate in acciaio inossidabile, mentre successivamente sono state fabbricate per fusione inStellite 21, una lega di cobalto (61÷63.5%), cromo (22.5÷29%), molibdeno (5÷6%) e nichel (1.75÷3.75%). La palla è realizzata in gomma siliconica addizionata con il 2% in peso di solfato di barioper 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 hannouna elevata affidabilità meccanica nel tempo.

Figura 9.4 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 apalla aperta e chiusa. L’area grigia è l’area occupata dall’elementomobile.

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, èpotenzialmente trombogeno specialmente nelle zone di maggior ristagno del sangue;

2- la valvola, soprattutto in posizione aortica, produce un effetto stenotico in quanto l’aorta, avalle 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 diconduzione 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 equesto è potenzialmente causa di emolisi per schiacciamento meccanico dei globuli rossi cherimangono intrappolati fra palla e sede della gabbia. Ricordando che ciò avviene ad ogni battitocardiaco 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, amonte e a valle, e palla più piccola. In Fig. 9.5 è mostrato il confronto fra i due tipi di protesi.

Figura 9.5a : 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 posizionedalla gabbia a monte. Questo fatto produce un modesto riflusso a valvola chiusa a causa del gioconecessario tra palla e sede della gabbia, ma elimina il rischio di emolisi. Inoltre le minoridimensioni della palla riducono la stenosi a valvola aperta, riducono l’attesa della gabbia a valle eriducono 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 9.6a: 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 valvolaaperta e chiusa. L’area grigia è l’are occupata dall’elementomobile.

Oltre a questi due principali modelli di protesi valvolare a palla con gabbia e che sono ancora in usoclinico, molti altri modelli basati sullo stesso principio di funzionamento sono stati proposti, mahanno avuto un minore successo. Fra questi si ricorda un modello in cui la palla era sostituita da undisco traslante all'interno di una gabbietta più bassa. La valvola, mostrata in Fig. 9.6, aveva il discorealizzato in Delrin (poliossimetilene) e la gabbia in Stellite.Il vantaggio presunto di questa protesi è nel profilo più basso della gabbia che crea minoriinconvenienti, soprattutto in posizione mitrale o tricuspidale. Per contro offre peggiori condizionifluidodinamiche 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 nellezone di contatto con la gabbia.

2. Protesi valvolari a disco oscillanteNel tentativo di ovviare ad alcuni dei principali problemi delle protesi a palla, fra cui la non buonafluidodinamica e la perdita di carico dovuta all’ingombro della palla, e sulla scia del suggerimentofornito dalla valvola a disco con gabbia, nella seconda metà degli anni '60 sono state sviluppate leprime 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 disutura. Il meccanismo di funzionamento valvolare consiste nel movimento di rotazione del discointerno ad un asse, fisso o traslante, perpendicolare rispetto alla direzione del flusso di sangue. In talsenso il disco apre e chiude la sede valvolare secondo il meccanismo di uno sportello. Rispetto aiprimi modelli, che avevano il disco incernierato sulla gabbietta, i modelli più recenti e ancora in usoclinico hanno il disco libero di ruotare intorno al suo asse e vincolato nel movimento dalla presenzadi differenti strutture o gambetti ancorati all’anello valvolare. La valvola a disco oscillante ha uncomportamento fluidodinamico molto migliore rispetto alla valvola a palla in quanto la presenza deldisco nel letto fluido genera solo una modesta flessione dei profili fluidi. Tale flessione dipendedall'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 distenosi è trascurabile. Il disco inoltre non causa particolari zone di ristagno e riduce il rischiotrombogeno.Rispetto alla valvola a palla la protesi a disco oscillante ha il disco di diametro leggermenteinferiore rispetto all’anello della gabbietta affinché non si incastri durante la chiusura. Questo fattogenera un modesto riflusso a valvola chiusa, riflusso che deve essere minimizzato controllandoopportunamente le tolleranze di lavorazione e i giochi nell’accoppiamento disco-gabbietta. Inoltre siriduce moltissimo il rischio di emolisi per schiacciamento dei globuli rossi fra disco e anello dellagabbia durante la chiusura, ma può generarsi emolisi per trafilamento di sangue nel meato lasciatodal gioco fra disco e anello della gabbietta. In genere l’emolisi globale prodotta da una protesi adisco oscillante è molto inferiore rispetto a quella di una protesi a palla, e comunque nonclinicamente significativa.



Figura 9.7 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 hannouna geometria complessa. Infatti i gambetti all’interno dell’anello della gabbietta devono consentirein modo preciso i movimenti del disco evitando che questo si blocchi e devono anche consentirel’inserimento del disco durante l’assemblaggio della valvola garantendo che il disco non fuoriescadurante il normale funzionamento. L’assemblaggio in genere si ottiene mediante deformazione deigambetti in campo elastico.Quasi tutte le gabbiette sono realizzate in metallo. Si fa uso del titanio che viene lavorato perasportazione di truciolo o per elettroerosione e della Stellite che consente anche microfusioni esaldature. Queste ultime sono però lavorazioni sconsigliate in quanto rendono localmente menoresistente 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 materialiin 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 degradarsinella sterilizzazione, praticamente tutte le valvole a disco oggi in uso clinico hanno il disco, almenoin parte, di carbonio pirolitico (Fig. 9.8)

Figura 9.8 - Mezzo dischetto occlusore di una valvola a disco oscillante. Il disco è realizzato conl'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 aletto fluido il carbonio pirolitico per uno spessore di circa 0.2÷0.3 mm. La superficie viene poilucidata a mano per ottenere i migliori effetti di antitrombogenicità e di resistenza all 'usura. Al finedi rendere il disco radiopaco in alcuni dischi è stato inserito un piccolo anello in tantalio, mentrenella maggior parte viene aggiunta della polvere di tungsteno alla grafite prima della sinterizzazionecon la quale si realizza l’anima da rivestire in carbonio pirolitico. L’anello di sutura è realizzato intessuto di Teflon o di Dacron. In alcuni casi è parzialmente rivestito con un film sottile di carboniopirolitico ottenuto con il processo di deposizione sotto vuoto a bassa temperatura. Le valvole a discooscillante hanno una elevatissima resistenza meccanica, una buona fluidodinamica e il carboniopirolitico del disco ha ottime caratteristiche di emocompatibilità. Nonostante queste caratteristichepermane il rischio tromboembolico e i portatori devono comunque essere sottoposti a terapiaanticoagulante. Dal punto di vista chirurgico occorre prestare attenzione all’orientamento durantel’impianto in quanto durante i movimenti di apertura e di chiusura il disco non deve urtare lestrutture biologiche circostanti che potrebbero bloccarlo. In alcuni modelli la valvola può essereruotata 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 ildisco e la gabbietta in fase di chiusura. Tale rumore può in alcuni casi essere avvertito dal portatoree anche da chi gli è vicino. Il portatore che avverte il rumore della valvola può essere soggetto aproblemi 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 chedeve essere molto accurato in quanto eventuali rotture del disco o della gabbietta portano in unaelevata percentuale di casi alla morte del portatore. E' opportuno controllare la tecnologia dideposizione del carbonio pirolitico sul disco affinché lo spessore del deposito sia pressochéuniforme. Questo perché la grafite interna non ha adeguate proprietà meccaniche e spessori dicarbonio pirolitico troppo piccoli possono portare alla rottura del disco. Anche la gabbiettametallica deve essere controllata attentamente perché eventuali cricche superficiali o soffiatureinterne possono portarla alla rottura per fatica meccanica.

3 Protesi valvolari a due emidischiVerso la fine degli anni ‘70 sono entrate in uso clinico le protesi a due emidischi (Fig. 9.9) che sonoun’evoluzione della valvola a disco oscillante.Le protesi valvolari a due emidischi sono costituite da quattro principali componenti: due emidischiidentici, un anello valvolare e un anello di sutura. Sia i due emidischi, sia l’anello valvolare sonorealizzati in carbonio pirolitico. Recentemente sono state realizzate valvole a due emidischi incarbonio pirolitico senza anima in grafite e valvole i cui emidischi sono in titanio rivestito concarbonio pirolitico depositato in film sottile a bassa temperatura sotto vuoto. Il carbonio piroliticosolido, senza anima in grafite, si ottiene con la tecnologia tradizionale di pirolisi di idrocarburidepositando strati elevati (> l mm) su un supporto in grafite. Si stacca successivamente il depositodalla grafite ottenendo dei campioni di carbonio pirolitico solido da cui ricavare, per asportazione ditruciolo, il pezzo finito. Al fine di lavorare alle macchine il carbonio pirolitico è necessario nonaggiungere il silicio durante il deposito nel letto fluido così da ridurre la durezza e quindi la fragilitàdel materiale che altrimenti non consente lavorazioni meccaniche. I due emidischi sono incernieratialI' anello valvolare così da realizzare una valvola a due sportelli. Le zone di ceramica sono le piùcritiche sia per quanto riguarda la resistenza meccanica, sia per quanto riguarda il rischio dicoagulazione del sangue.Le protesi valvolari a due emidischi hanno un comportamento fluidodinamico superiore rispetto allevalvole a disco oscillante in quanto i filetti fluidi sono poco disturbati e deviati dalla presenza deidue emidischi che in genere hanno angoli di apertura molto elevati. Questo fatto insieme allarealizzazione di tutti i componenti in carbonio pirolitico riduce molto il rischio di coagulazione delsangue, rischio comunque presente e che impone anche con questa valvola l 'uso di farmaci



anticoagulanti e/o antiaggreganti piastrinici. In genere è molto basso il riflusso a valvola chiusa eanche il rischio emolitico.L’anello di sutura, in alcuni casi in parte rivestito di carbonio pirolitico in film sottile, spessoconsente l’orientamento della valvola anche dopo la sutura nella sede valvolare.Anche le valvole a due emidischi talvolta producono rumore udibile dal portatore durante lachiusura.

Figura 9.9 a : la valvola a due emidischi; b: valvola aperta e andamento delle linee di

flusso; c: valvola chiusa. A destra sono mostrate le viste della valvolaaperta e chiusa. L’area grigia è l’area occupata dall’elementomobile.

9.4 PROTESI VALVOLARI BIOLOGICHE

1. Protesi valvolari porcine

Le protesi valvolari porcine, entrate nell’uso clinico nei primi anni '70, sono costituite da unavalvola naturale aortica porcina montata su un supporto che la tiene in forma (Fig. 9.10).La valvola porcina è stata scelta per realizzare una protesi valvolare perché il cuore del maiale, equindi anche la sua valvola, è di forma e dimensioni molto simile a quello umano. Inoltre il maiale èun animale da allevamento per scopi alimentari e questo determina la grande disponibilità di valvolecardiache aortiche porcine. La valvola aortica è stata scelta perché è quella di forma più adatta adessere montata su un supporto che ne consente sia il corretto funzionamento, sia l’ancoraggio alcuore del paziente. Si noti che la protesi valvolare porcina, anche se fabbricata usando una valvolanaturale aortica, si usa indifferentemente anche per la sostituzione delle valvole atrioventricolari(mitrale e tricuspide).La fabbricazione di una protesi valvolare porcina inizia con il prelievo della valvola aortica porcinache viene quindi montata, mediante sutura, sul supporto valvolare. Al fine di prevenire ladegenerazione del tessuto valvolare, di inibirne la sua antigenicità e di aumentarne le proprietàmeccaniche, la valvola porcina viene fissata in glutaraldeide. In genere il supporto valvolare èrivestito con tessuto di Teflon o di Dacron per favorirne il rivestimento con una sorta di endoteliocosì come avviene per le protesi vascolari. Il supporto valvolare è stato per lungo tempo tema didiscussione soprattutto per quanto riguarda le sue proprietà meccaniche. Infatti, mentre i primisupporti erano rigidi, più recentemente sono stati sviluppati supporti elastici che, flettendosi in partedurante la chiusura della valvola, riducono gli stress nei foglietti valvolari.Un ulteriore miglioramento è stato suggerito realizzando supporti che consentono anche ladilatazione della base durante l'apertura della valvola e ciò al fine di consentire la normaledilatazione dell’anulus valvolare naturale.




In genere i supporti sono fabbricati in leghe metalliche inossidabili oppure con materiali polimerici(polipropilene, poliossimetilene) e in questo caso spesso contengono degli inserti radiopachi perconsentire il controllo dopo l'impianto.Un problema tecnologico delle protesi valvolari porcine è l'accoppiamento tra il tessuto valvolare eil supporto. Infatti, nonostante che i supporti vengano prodotti in più taglie, in genere ogni valvolaporcina deve essere più o meno tesa, in direzione circonferenziale o in altezza, per essere montatasul supporto, ovvero viene montata su un supporto più piccolo e quindi non sufficientemente tesa.La discrepanza dimensionale può indurre sovrasollecitazioni non previste sui foglietti valvolari chene possono causare una precoce rottura ovvero causare malfunzionamenti dovuti alla non perfettaapertura o chiusura della valvola. E’ anche da notare che raramente i foglietti valvolari di unavalvola aortica naturale hanno le stesse dimensioni, in genere nel 50% delle valvole un foglietto hadimensioni diverse rispetto agli altri e in un altro 30% i tre foglietti sono differenti tra loro. Anchequeste differenze anatomiche rendono difficoltoso e comunque poco probabile il correttoaccoppiamento con il supporto valvolare.I foglietti valvolari della valvola aortica porcina e di quella umana sono molto simili comecostituzione tissutale. Sono composti da tessuto connettivo contenente collagene, elastina emucopolisaccaridi. Questi componenti sono variamente arrangiati a costituire tre strati: ventricolare,spongioso e fibroso. Il tutto è rivestito da uno strato monocellulare endoteliale. La strutturarisultante ha proprietà meccaniche fortemente anisotrope tali da sopportare le sollecitazionicirconferenziali consentendo ampie deformazioni radiali. Una particolarità della valvola aorticaporcina è che uno dei tre foglietti, quello non coronarico (due dei tre foglietti della valvola aortica siaffacciano all’imboccatura delle arterie coronariche, il terzo no), è in parte inglobato nel muscolocardiaco e pertanto ha una rigidità flessionale maggiore degli altri due. Per questo motivo talvoltanel fabbricare una protesi valvolare porcina si utilizzano i due foglietti coronarici di una stessavalvola aortica e un terzo foglietto coronarico prelevato da una seconda valvola aortica.

Figura 9.10 a: la valvola biologica porcina; b: supporto valvolare; c: valvola aperta e andamento delle linee di

flusso; d: valvola chiusa. A destra sono mostrate le viste della valvolaaperta e chiusa. L’area grigia è l’area occupata dall’elementomobile.

Ovviamente in questo caso la fabbricazione è resa più complessa e pi lì delicata dall’esigenza diulteriori suture.Il trattamento chimico del tessuto valvolare serve, come già detto, per la devitalizzazione, per lasterilizzazione e per migliorare le proprietà meccaniche e la resistenza alla fatica del tessuto. Infatti,essendo stata eliminata la componente cellulare vivente, il tessuto valvolare non è più in grado di



rigenerarsi quando danneggiato. Il trattamento, infine, riduce la possibilità di calcificazione deltessuto. Le valvole porcine sono normalmente fissate in glutaraldeide o in formaldeide. Questireagenti sono impiegati in differenti concentrazioni, per tempi diversi e sono preparati in soluzioni apH diverso. La scelta delle modalità di fissaggio è influenzata da varie considerazioni checomprendono l’inibizione della calcificazione, l’efficacia della sterilizzazione, il mantenimentodella flessibilità dei foglietti, la quantità di legami fra le proteine di collagene (cross-links) e laresistenza a fatica. In genere si usa glutaraldeide a pH 7.4 seguita da un post trattamento conformaldeide a pH 5.4. Si tenga presente che questo trattamento non massimizza la formazione dicross-links. Infatti un troppo elevato numero di cross-links peggiora le proprietà meccaniche deltessuto che può irrigidirsi e diventare fragile.La calcificazione del tessuto è uno dei principali problemi che conducono ad un prematurocedimento del tessuto valvolare. La calcificazione consiste in un processo di mineralizzazione delcollagene ad opera del calcio contenuto nel sangue (il problema è maggiormente sentito nei giovanipiuttosto che negli anziani). Tale mineralizzazione induce locali concentrazioni degli sforzi dove siformano i cristalli di calcio che sono molto rigidi. L’aumento delle dimensioni dei cristalli puòanche irrigidire la valvola che tende a diventare stenotica. Il tentativo di inibire la calcificazionedella valvola è mediato dall’uso di sostanze chimiche quali surfattanti o detergenti, sostanzepolimeriche e sostituti ionici. Le protesi valvolari porcine offrono significativi vantaggi rispetto alrischio tromboembolico. Infatti, grazie al materiale biologico emocompatibile di cui sono costituitee grazie anche alla fluidodinamica sostanzialmente simile a quella della valvola naturale, il rischiodi coagulazione del sangue è così basso da non richiedere, in genere, trattamenti anticoagulanti delpaziente. Ciò elimina il rischio emorragico indotto da tali trattamenti nei portatori di protesivalvolari meccaniche. L’inconveniente delle protesi biologiche è la loro insufficienteaffidabilità meccanica. Infatti i fenomeni di fatica meccanica, spesso combinati con il processo dicalcificazione, producono cedimenti strutturali che provocano lacerazioni nel tessuto valvolare einducono fenomeni di insufficienza. Questi, insieme alla stenosi dovuta alla calcificazione, portano,in tempi diversi da caso a caso, alla necessità di sostituire la protesi con un’altra. Si tenga peròpresente che, mentre la possibile rottura di un componente valvolare di una protesi meccanica è unevento molto raro, ma quasi sempre improvviso e fatale, nel caso delle valvole biologiche ilcedimento è progressivo e lento e quindi è possibile diagnosticarlo ed intervenire in tempo perevitare che possa portare a conseguenze mortali per il portatore

2. Protesi valvolari pericardicheLa protesi valvolare pericardica è stata sviluppata negli anni ‘70 nel tentativo di ottenere unavalvola che avesse gli stessi vantaggi delle porcine rispetto alle valvole meccaniche (cioè unaelevata emocompatibilità), potesse risolvere parte dei problemi tecnologici delle protesi porcine eavesse una struttura valvolare che consentisse una migliore fluido dinamica e cioè minore resistenzaidraulica a valvola aperta. La protesi valvolare pericardica è costituita da una striscia di pericardiobovino suturata esternamente ad una struttura valvolare e dotata di un anello di sutura (Fig. 9.11).L’uso del pericardio bovino, ottenibile in sufficiente quantità dalla macellazione dei bovini, seguecronologicamente un iniziale uso di altri materiali biologici quali la fascia lata autologa e la duramadre prelevata da cadavere. Il pericardio bovino, ottenuto in strisce di spessore sufficientementecostante e in genere di circa 0.4 mm, viene suturato esternamente sul supporto valvolareconsentendo, rispetto alle protesi porcine che sono suturate internamente al supporto, una maggioredimensione del lume valvolare a parità di diametro di impianto e ciò riduce la resistenza idraulica.Il pericardio bovino è strutturalmente differente dal tessuto costituente la valvola aortica naturale eanche la porcina. E’ un materiale abbastanza isotropo costituito da pressoché identici strati dicollagene orientati parallelamente alla superficie. La superficie esterna del sacco pericardico è piùrugosa della superficie viscerale. L’elastina è distribuita in tutto lo spessore del pericardio condensità crescente verso la superficie esterna. I produttori di protesi pericardiche non sembranoPag. 22 di 25 Napoli, 19 Marzo 2002



preferire particolari zone del sacco pericardico da cui prelevare le strisce di materiale per fabbricarele protesi, ma sembra che le zone più centrali del sacco pericardico del vitello abbiano unamaggiore deformabilità grazie alloro maggior contenuto di elastina e per questo motivo sembranopreferibili. Data comunque la differenza fra le caratteristiche meccaniche del pericardio e quelle deifoglietti delle valvole naturali, il progetti sta di protesi valvolari pericardiche non devenecessariamente realizzare la valvola imitando la naturale. Infatti oltre alle valvole a tre foglietti, dicui peraltro sono stati sviluppati modelli con differenti geometrie soprattutto in termini di rapportofra altezza e diametro, sono state realizzate anche valvole con due o con un solo foglietto (Fig. 9.12)

Figura 9.11 a: la valvola biologica pericardica; b: valvola aperta e andamento delle linee di

flusso; c: valvola chiusa. A destra sono mostrate le viste della valvolaaperta e chiusa. L’area grigia è l’area occupata dall’elementomobile.

Figura 9.12 - Valvole pericardiche. a: con un foglietto, b: con due foglietti, c: con tre foglietti.

Per quanto riguarda il trattamento chimico di fissazione del pericardio, questo è molto simile aquello utilizzato per le valvole porcine. Occorre però tenere presente che, dal momento che ilpericardio di partenza ha sostanzialmente uno sviluppo planare mentre la superficie dei fogliettivalvolari ha una geometria spaziale, durante il fissaggio con glutaraldeide è necessario deformare ilpericardio affinché ottenga e mantenga la geometria finale.

9.5 ULTERIORI CONSIDERAZIONI SULLE PROTESI VALVOLARI CARDIACHE



Come spiegato nei precedenti paragrafi, le protesi attualmente in uso clinico presentano comunquesvariati problemi che possono essere così riassunti:

1- le protesi valvolari meccaniche hanno una buona affidabilità meccanica, ma il loromalfunzionamento e soprattutto la loro rottura possono essere improvvisi e fatali;

2- le protesi valvolari meccaniche, a causa della loro fluidodinamica, possono esseredanneggiate sulla superficie dagli effetti della cavitazione. Infatti in particolari condizionifluidodinamiche, che si verificano specialmente sulle superfici a valle dei dischi e degliemidischi, è possibile che le depressioni locali causate dal distacco della vena fluidaprovochino la cavitazione dellaparte liquida del sangue. La successiva implosione delle microbolle provoca onde dipressione che possono erodere la superficie valvolare arrivando a produrne la rottura;

3- le protesi valvolari meccaniche, a causa della loro forma che genera una anomalafluidodinamica e a causa dei materiali con cui sono costruite che sono tutti artificiali, sonopotenziale causa di coagulazione del sangue. L’eventuale trombo può provocaremalfunzionamenti valvolari quando si deposita sulla struttura della valvola oppure puòembolizzare andando ad occludere arterie a valle e provocando l’ischemia dei tessuti nutritidall’arteria che occlude. Per eliminare tale rischio i portatori di valvole meccaniche devonosottoporsi per tutta la vita a trattamenti farmacologici che riducono la capacità di coagularedel sangue. In tal modo però si genera il rischio di emorragie che possono essere fatali inquanto difficilmente trattabili per la presenza della protesi;

4- le protesi valvolari biologiche hanno una buona fluidodinamica e, dato che sono fabbricatecon materiali emocompatibili, il rischio di coagulazione del sangue è molto basso. I portatoridi valvole biologiche non necessitano perciò di trattamenti anticoagulanti;

5- protesi valvolari biologiche sono soggette a un progressivo cedimento dei foglietti biologici,cedimento in parte aggravato dai processi di calcificazione, e pertanto la loro affidabilitàmeccanica e funzionale è limitata nel tempo;

6- protesi valvolari biologiche sono soggette a calcificazione e quindi a irrigidimento deifoglietti. Ciò induce la riduzione del lume di apertura rendendo la protesi stenotica e puòanche inibire la completa chiusura. rendendo la protesi insufficiente.

alcuni tentativi sono stati fatti per migliorare, almeno in parte, le caratteristiche delle protesivalvolari cardiache. Fra questi si riportano due tipologie di impianti valvolari biologici che hannotrovato uso clinico, anche se non molto esteso. Il primo dispositivo è il cosiddetto homograft umanoche consiste nella valvola aortica naturale umana espiantata da cadavere durante l’autopsia insiemeal primo segmento dell’aorta ascendente. Questo tubo valvolato viene poi sterilizzato e reimpiantatoin posizione polmonare o aortica. In alcuni casi è possibile conservarlo congelato a -70°C eutilizzarlo a distanza di tempo. Il principale vantaggio dell'uso dell’homograft sembra essere la suacapacità di ripopolarsi di cellule vitali che consentono una possibile produzione di collagene. Diconseguenza le valvole di origine umana possono avere una vita superiore alle valvole di origineanimale trattate con glutaraldeide. Inoltre, l’assenza della struttura artificiale le rendemeccanicamente più simili alle valvole naturali. Ovviamente uno dei principali problemi è ladisponibilità di tali valvole che derivano da cadavere.Il secondo tipo di dispositivo è la valvola porcina senza supporto. E’ costituita da tre lembi valvolariporcini cuciti tra loro in modo da ricostruire una valvola cardiaca, fissati in glutaraldeide e chevanno poi suturati in tutti i loro bordi all'interno dell'aorta al posto della valvola naturale. Ilvantaggio dichiarato di queste valvole è l’assenza della struttura artificiale.In conclusione si ritiene opportuno ricordare un tipo di protesi valvolare cardiaca che potrebberisolvere gran parte dei problemi della valvole meccaniche e delle valvole biologiche ma, a causadella mancanza di materiali opportuni, non è mai stato realizzato con le sufficienti proprietà diaffidabilità meccanica. Si tratta di una valvola di forma e dimensioni simili a quelle della valvolanaturale aortica (quindi come le biologiche), ma fabbricata con materiali polimerici che non sianosoggetti ai fenomeni di cedimento meccanico e di calcificazione delle valvole biologiche. Quindil’idea è di ottenere una valvola con l’affidabilità delle valvole meccaniche e la compatibilità




(anatomica, funzionale e biologica) delle valvole biologiche. Quasi tutti i tentativi hanno impiegatopolimeri della classe dei poliuretani per realizzare i foglietti valvolari, ma ad oggi tali materiali nonhanno mostrato di poter sopportare senza danni i cicli di apertura e chiusura richiesti. Ciò è in partedovuto all'azione dell’ambiente biologico nel quale si trovano a lavorare. Ad oggi la loroapplicazione è prevista solo nei ventricoli artificiali impiegati per assistenza circolatoria in pazientiin attesa di trapianto cardiaco. In questo caso infatti l’applicazione è limitata nel tempo e la richiestadi affidabilità è fortemente ridotta.


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8. PROTESI VASCOLARI - Ingegneria Biomedica · Biomateriali per Protesi e Organi Artificiali Prof. Marcello Bracale Appunti del corso di Elettronica Biomedica 8. PROTESI VASCOLARI