основные принципы расчета энергоэффективности протезов

УДК 616.12-089:616-77
Р.И. ДЖАФАРОВ, А.С. БЯКИНА, М.И. ЗЕМСКОВА
ОСНОВНЫЕ ПРИНЦИПЫ РАСЧЕТА ЭНЕРГОЭФФЕКТИВНОСТИ ПРОТЕЗОВ
КЛАПАНОВ СЕРДЦА IN VIVO
Актуальность. В патогенезе острой сердечной недостаточности в раннем и
прогрессирования хронической в позднем послеоперационных периодах играет основную
роль
высокое
гидродинамическое
сопротивление
клапанных
протезов
сердца,
на
преодоление которого сердцем затрачивается значительная энергия [4;5]. Причем,
антеградные энергопотери, т.е. энергопотери фазы прямого тока крови через клапан,
наиболее существенны в возникновении причин клапанных дисфункций, серьезных
протезных осложнений, репротезирований и летальных исходов [1].
Как известно, с течением времени градиент давления на протезе, а следовательно и
сопротивление току крови, растут, что связано с наростом биомассы на протезе
(эндотелизация, тромбы, паннус и т.п.), нередко приводящие к его обструкции [1; 2; 3].
В связи с этим имеется интерес к прямому определению энергопотерь на протезе в
зависимости от времени функционирования его в организме человека. Необходимо
подчеркнуть, что общие, антеградные (прямые) и ретроградные (запорного тока и тока
утечки) энергопотери учитываются при стендовых испытаниях протезов их изобретателями
и фирмами изготовителями [6]. Однако по данным литературы, которой мы располагаем, в
живом организме исследования подобного рода ранее не проводились.
Цель: провести впервые в кардиохирургической практике
сравнительную оценку
абсолютных и удельных потерь энергии прямого потока крови на отечественных протезах
двустворчатых МЕДИНЖ-2 (ЗАО «МЕДИНЖ», г. Пенза) и РОСКАРДИКС (ООО
«РОСКАРДИОИНВЕСТ»,
г.
Москва)
типов
и
моностворчатого
МИКС-2
(ООО
«РОСКАРДИОИНВЕСТ», г. Москва) типа, имплантированных в митральную позицию, на
протяжении 7 лет постимплантационного периода.
Материал и методы исследования. Наблюдали 173 пациента в возрасте 46,9±0,9 лет
(мужчин – 119, женщин – 54), которым произведены протезирования митрального клапана в
Кардиохирургическом центре ГБУЗ Республики Мордовия «Республиканская клиническая
больница № 4» г. Саранска. Причиной порока сердца у большинства была хроническая
ревматическая болезнь сердца (87,9 %). Стеноз митрального клапана имел место в 12,1 %,
недостаточность — в 16,2 %, их комбинация — в 74,6 % случаях. II ФК по NYHA до
протезирования имели 17,9 %, III — 68,2 %
и IV — 13,9 % больных. В I группе в
митральную позицию супрааннулярно имплантировано 37 протезов МЕДИНЖ-2 (МИ-2), во
II — 61 имплант РОСКАРДИКС (РК), в III — 75 протезов МИКС-2 (МК-2).
Протезирование митрального клапана осуществляли стернотомным доступом с
применением гипотермического искусственного кровообращения и фармако-холодовой
кардиоплегии. До и после операции в течение последующих 7 лет эхокардиографически на
аппарате экспертного класса Vivid-7 (USA) в соответствии с протоколом U. Wilkenshoff и I.
Kruck [8] оперделяли среднюю скорость трансмитрального потока крови (υ
mid),
которую
рассчитывали исходя из среднего градиента давления на митральном протезе (∆Рmid) по
модифицированной формуле Бернулли, а так же площадь эффективного отверстия протеза
(Sef), которую рассчитывали по времени полуспада градиента давления (РНТ) на митральном
клапане [7]. На основании указанных показателей рассчитали прямые энергопотери на
митральном клапане (∆Е+).
В основу расчёта легла известная формула, применяемая для определения затрат
энергии в гидродинамике: ∆Е+ = ∆Р * Q, где ∆Р — средний градиент давления на
гидроустройстве,
а
Q
—
расход
жидкости
через
него.
При
этом,
исходя
из
модифицированной формулы Бернулли для крови, имеем: ∆Р (Н/м2) = К1* *4 υ mid 2 (м/с), а Q
(м3/с) = К2* Sef (cм2) * υ mid (м/с), где υ mid — средняя линейная скорость прямого тока крови
через клапан (для митрального клапана — среднелинейная скорость диастолического потока,
для аортального — систолического) в м/с, Sef — площадь эффективного отверстия в см2, К1 и
К2 — коэффициенты пересчёта в систему СИ. При расчёте обнаружено, что К1* К2 = 8.
Исходя из вышеизложенного имеем: ∆Е+ (мДж/мин) = 24*υ
mid
3
(м/с)* Sef
(cм2).
Учитывая тот факт, что протезы выпускаются различных размеров, были рассчитаны
удельные потери энергии, т.е. потери энергии в перерасчете на единицу эффективной
площади протеза. Этот показатель независимо от размера протеза показывает роль
конструкции импланта в создании сопротивления прямому току крови. Таким образом, ∆Е(S)
(мДж/мин*см2) =∆Е+ (мДж/мин) / Sef (см2) или ∆Е(S) (мДж/мин*см2) = 24*υ mid 3 (м/с).
Полученный расчётным путем показатель удельных потерь энергии на протезе, в
отличие от общепринятого показателя транспротезного градиента давления, минимально
зависит от размеров протеза, состояния миокарда и характера ритма сердца, а зависит,
главным образом, от двух факторов: изначально — от энергоэффективности конструкции, в
дальнейшем — от энергоэффективности конструкции и степени обструкции протеза
биомассой.
Достоверность изменений показателей определяли по t-критерию Стьюдента и
соответствующему ему показателю достоверности р(t). Различия считали достоверными при
р(t)≤0,05.
Результаты исследования и их обсуждение. До протезирования средняя линейная
скорость трансклапанного тока (υ
mid)
у пациентов, которым впоследствии имплантировали
МИ-2 и МК-2 была одинаково высокой — 2,11±0,13 м/с и 2,04±0,10 м/с соответственно. При
этом у пациентов, которым имплантировали РК — чуть меньше (1,75±0,10 м/с). После
протезирования наблюдали синфазное снижение средних линейных скоростей кровотока на
протезах РК и МК-2 до 1,29±0,05 м/с и до 1,30±0,04 м/с соответственно, в то время как на
МИ-2 она была достоверно ниже — 1,09±0,06 м/с (p(t)<0,05), но нормализации (ниже 0,55–
0,60 м/с) не достигла.
На протезах МИ-2 до 3 лет средние линейные скорости сохранялись на более низком
уровне, чем на протезах РК и МК-2, лишь в полгода наблюдали рост среднелинейной
трансмитральной скорости потока на МИ-2 до 1,31±0,04 м/с, что приблизило характер потока
МИ-2 к характеру потока на РК и МК-2 — 1,39±0,06 м/с и 1,32±0,04 м/с в этот период
соответственно. Лишь после 3-х летнего периода среднелинейные скорости кровотока на
всех протезах выравниваются, не отличаются друг от друга и находятся в пределе 1,3–1,4
м/с.
Измерение РНТ в миллисекундах (мс) произведено по допплер-кривой скорости
трансмитрального потока на ультразвуковом сканнере в режиме РW-допплера. До
протезирования на нативных пораженных клапанах время полуспада градиента давления у
больных, которым впоследствии протезировали МИ-2 и МК-2 было выше, чем у пациентов,
которым протезировали РК: 193,3±12,8 мс и 191,9±9,35 мс на в первой и третьей группах
соответственно, против 164,8±8,99 мс (p(t)<0,05) во второй группе. Это свидетельствует о
значительной тяжести состояния пациентов, которым впоследствии имплантировали МИ-2 и
МК-2, хотя критического уровня (220 мс) достигнуто ни в одной из групп не было.
После имплантации обнаружено, что РНТ на протезах РК и МК-2 снизилось до
123,9±3,72 мс и 122,1±3,72 мм рт. ст. соответственно, в то время как на МИ-2 оно было
значительно меньше — 102,6±5,21 мм рт. ст. (p(t)<0,01).
На протезах МИ в течение 3 лет сохранялось меньшее время полуспада градиента
давления, чем на протезах РК и МК-2. Так, через полгода после имплантации РНТ на МИ-2
было 108,0±15,9 мс (p(t)<0,01), в то время как на РК и МК-2 — 130,3±5,38 мс и 124,1±3,37 мс
соответственно, через 1 год РНТ на МИ-2 — 111,9±6,98 мс (p(t)<0,05), в то время как на РК и
МК-2 — 130,7±5,88 мс и 126,1±2,77 мс соответственно.
Лишь после 3-х летнего периода средние РНТ уравниваются в группах и не отличаются
друг от друга, находясь в пределе 124–129 мс в три года и 131–135 мс в пять-семь лет
соответственно.
Непосредственно после имплантации ∆Е(S) на интактном протезе МИ-2 был самый
минимальный — 36,5±5,36 мДж/мин*см2 (p(t)<0,01), в то время как на интактных протезах
РК и МК-2 — 57,8±5,05 мДж/мин*см2 и 54,4±4,90 мДж/мин*см2, что свидетельствовало о
том, что конструкция протеза МИ-2 более энергоэффективна, чем конструкции РК и МК-2.
При этом не обнаружено отличий по энергоэффективности конструкций РК и МК-2.
К полугоду постимплантационного периода удельные потери энергии антеградного
тока на протезах возросли, причем более всего на МИ-2 — до 58,0±6,16 мДж/мин*см2,
сравнявшись с ∆Е(S) на протезах МК-2 и РК, однако к году ∆Е(S) МИ-2 вновь снизились до
44,7±4,8 мДж/мин*см2 (p(t)<0,01), что вновь дало достоверные отличия от ∆Е(S) МК-2 и ∆ЕА(S)
РК.
После 3-х лет постимплантационного периода удельные потери энергии на всех
протезах достоверно не различались, но претерпевали тенденцию к дальнейшему росту.
Указанные изменения связаны с минимальной фрагментацией и латерализацией потока
у МК-2 и механизмом вращения створок у МИ-2, а так же с минимальной гемодинамической
значимостью роста биомассы на МК-2 до полугода. К полугоду происходит рост потери
энергии на всех протезах, но более значительно на МИ-2, что, вероятно, связано с потерей
свойства вращения его створок к этому сроку за счет прироста биомассы на нем [1;3]. В
период от полугода до трех лет наименьшие удельные потери энергии оказались именно у
этого протеза, в то время как к этому сроку МК-2 и РК имели более высокие удельные
потери энергии и не различались между собой по этому показателю.
Примечательно, что после трех лет постимплантационного периода не выявлено
преимуществ по энергоэффективности у отдельных конструкций. Это свидетельствует о
низкой способности к противостоянию росту паннуса у всех современных конструкций
механических протезов в сроки после трех лет.
Заключение. Таким образом, протез МЕДИНЖ-2 более энергоэффективен в
митральной позиции в течение трех лет послеоперационного периода, чем РОСКАРДИКС и
МИКС-2. После трехлетнего срока энергоэффективность всех типов протезов уравнивается.
При этом наблюдается рост энергопотерь на всех типах протезов в эти сроки за счет роста
биомассы. Путь к повышению энергоэффективности искусственных клапанов сердца лежит
в создании центральнопотоковых конструкций типа трехстворчатых ТРИКАРДИКС и
КОРБИТ или типа двустворчатого МЕДИНЖ-ST, на которых рост биомассы может иметь
меньшую гемодинамичская значимость.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Орловский П.И., Гриценко В.В., Юхнев А.Д., Евдокимов С.В., Гавриленков В.И.
Искусственные клапаны сердца / Под ред. академика РАМН Ю.Л. Шевченко. –С-Пб.: ЗАО
«ОЛМА Медиа Групп», 2007. – 448 с.
2. Караськов А.М., Назаров В.М., Железнев С.И. и др. Дисфункции искусственных
клапанов сердца / Под ред. член-корр. РАМН А.М. Караськова. – Новосибирск:
Академическое издательство «Гео», 2008. – 251 с.
3. Назаров В.М. Дисфункция искусственных клапанов сердца. Автореф. дис.
…доктора мед. наук. – Новосибирск, 2003. – 42 с.
4. Немченко Е.В., Степанов С.С., Новиков В.К. Десятилетний опыт использования
отечественного искусственного клапана «МЕДИНЖ» при митральном протезировании //
Вестник С-Петербургского университета. – 2006. – Серия 11, Вып. 2. – С. 86–95.
5. Немченко Е.В. Современная стратегия хирургической коррекции митральных
пороков сердца с позиции анализа отдаленных результатов. Автореф. дис. … доктора мед.
наук. – М., 2008. – 42 с.
6. Нехорошев Б.К. Кузьмина Н.Б., Моисеенков Г.В., Барбараш Л.С. Влияние протезов
митрального клапана на структуру потока жидкости в полости левого желудочка сердца //
Грудная и сердечно-сосудистая хирургия. – 1988. – № 3. – С. 38.
7. Baldwin J.T., Campbell A., Luck C. Fluid dynamic of Carbomedics kinetic bileaflet prosthetic heart valve // Eur. J. Cardiothorac. Surg. – 1997. – Vol. 11. – Р. 287–292.
8. Wilkenshoff U., Kruck I. Handbuch der Echokardiographie. – Berlin: Blackwell Verlag:
GmbH, 2007. – 240 p.
АВТОРСКАЯ СПРАВКА
1. Джафаров Руслан Идрисович — очный аспирант кафедры госпитальной хирургии
ФГБОУ ВПО «МГУ им. Н.П. Огарева»,
2. Бякина Анастасия Сергеевна — студентка 6-го курса медицинского института
ФГБОУ ВПО «МГУ им. Н.П. Огарева»,
3. Земскова Мария Игоревна — студентка 6-го курса медицинского института ФГБОУ
ВПО «МГУ им. Н.П. Огарева», qween1603@rambler.ru, тел.: +79510517905.
Научный руководитель — профессор кафедры госпитальной хирургии ФГБОУ ВПО
«МГУ им. Н.П. Огарева» доктор медицинских наук профессор С.П. Бякин,
byasrrg@yandex.ru, тел.: +79050095117.