Grupo de Dinámica Cardiovascular, Universidad Pontificia Bolivariana, Medellín, Colombia.

Correspondencia: John Bustamante O., MD., Ph.D., Grupo de Investigación Dinámica Cardiovascular, Bl. 7 Escuela de Formación Avanzada, Universidad Pontificia Bolivariana, Medellín, Colombia. A.A. 56006, Tel.: (4) 4159015. Correo electrónico: john.bustamante@upb.edu.co

Recibido: 24/04/06. Aprobado: 12/11/06.

Es difícil generar con bombas convencionales las condiciones de flujo del sistema cardiovascular, con las cuales se emulen condiciones hemodinámicas para evaluar diferentes dispositivos interpuestos a la corriente sanguínea. Para resolver este inconveniente, se desarrolló un sistema automatizado de bombeo de flujo pulsátil, conformado por un controlador difuso que captura datos de los instrumentos de monitoreo de variables hidrodinámicas a través de una interfaz de adquisición, y aplica señales de control a una bomba de flujo pulsátil. Este sistema permite hacer pruebas hidromecánicas que brindan elementos para interpretar la influencia de las variables que intervienen en el flujo pulsante y simular condiciones hemodinámicas en un ambiente de circulación extracorpórea. Mediante técnicas de diseño asistido por computador, se construyó una bomba de diafragma accionada neumáticamente. El controlador se desarrolló mediante la técnica de Fuzzi Control®, el cual regula el pulso y el flujo de acuerdo con parámetros y datos capturados con la interfaz de adquisición.

Las pruebas del prototipo se realizaron en un laboratorio de fluidos variando frecuencia, resistencia hidráulica, viscosidad y presión de pulso, imitando las condiciones hemodinámicas de un adulto y usando como fluido de trabajo una solución acuosa con 5 cPo a 370C, para simular la viscosidad sanguínea a temperatura corporal. La reproducción de una bomba que sirve para analizar el efecto de las variables en el flujo pulsante, puede usarse en el estudio de diferentes dispositivos intravasculares y ayudar a refinar aspectos técnicos y funcionales en el estudio preliminar de máquinas de circulación extracorpórea.

Palabras clave: bomba biomecánica, flujo pulsátil, circulación extracorpórea, instrumentación biomédica.

With conventional pumps, it is difficult to generate the cardiovascular system conditions that may emulate hemodynamic conditions for evaluating different devices interposed to the blood flow. In order to resolve this inconvenient, an automated pulsatile flow system formed by a diffuse controller that captures data from the monitoring instruments of hydrodynamic variables through an acquisition interface and applies control signals to a pulsatile flow pump, was developed. This system allows making hydromechanical tests that give elements for interpreting the influence of the variables that take part in the pulsatile flow and emulate hemodynamic conditions in an extracorporeal setting. Through computed assisted design techniques, a pneumatically operated diaphragmatic pump was constructed. The controller was developed by the Fuzzi Control® technique, which regulates pulse and flow according to the data captured by the acquisition interface.

The prototype tests were realized in a fluids laboratory by varying frequency, hydraulic resistance, viscosity and pulse pressure, emulating hemodynamic adult conditions, and using as work fluid an aqueous solution with 5 cPo at 37°C for mimicking blood viscosity at corporal temperature. The reproduction of a pump that serves for analyzing the effect of variables in the pulsatile flow may be used in the study of different intravascular devices and help to refine technical and functional aspects in the preliminary study of extracorporeal circulation machines.

Key words: biomechanical pump, pulsatile flow, extracorporeal circulation, biomedical instrumentation.

Introducción

Los dispositivos de acción pulsátil son de gran utilidad en la investigación cardiovascular porque emulan la función del bombeo cardiaco y las condiciones de flujo en la red vascular, lo cual permite evaluar diferentes dispositivos interpuestos a la corriente sanguínea como injertos y prótesis vasculares, así como las respuestas hidrodinámicas de los equipos de circulación extracorpórea. En la circulación extracorpórea, el patrón del flujo de salida de las bombas, que pueden ser de rodillos o centrífugas, no es pulsátil, y a éste están adaptados los tejidos del organismo. Aunque existen reportes en la literatura sobre la posibilidad de realizar los procedimientos con circulación extracorpórea pulsátil (1-3), en la actualidad no hay dispositivos que se usen en procedimientos quirúrgicos debido a la incertidumbre sobre los posibles beneficios y dificultades derivadas de esta técnica.

Schneck y su grupo de colaboradores (4-6) presentaron una propuesta para describir la estructura del flujo sanguíneo pulsante en un conducto rígido con sección convergente, en los siguientes términos: «La oscilación genera una corriente secundaria de estado estable en el núcleo de flujo, que retarda el movimiento de las partículas cercanas a la pared y realza el movimiento continuo de las partículas en el núcleo». Basados en esta propuesta, apoyados en los aspectos biomecánicos del flujos continuo y pulsante (7), se busca describir la estructura del flujo pulsátil mediante un dispositivo automatizado que emule las condiciones hemodinámicas en un ambiente de circulación extracorpórea, que permita hacer pruebas hidromecánicas que brinden elementos para interpretar la influencia de las variables que intervienen en el flujo pulsante.

Con este proyecto se desarrolló un dispositivo de bombeo pulsátil, conformado por una bomba mecánica accionada neumáticamente, mediante señales de control enviadas por un controlador de lógica difusa, que recibe señales de los equipos de monitoreo de variables hemodinámicas a través de una interfaz de adquisición.

Materiales y métodos

Los parámetros generales de diseño incluyeron la generación de un flujo con presiones y volúmenes latido equivalentes a los generados por el ventrículo izquierdo en un adulto, y elementos de bombeo y accesorios de conexión sin cambios bruscos de geometría y sin puntos de estancamiento. Para la construcción del prototipo, no se usaron materiales biocompatibles porque sólo se evaluaría su comportamiento hidrodinámico, con el propósito de analizar la estructura del flujo pulsante y determinar los puntos críticos de un dispositivo de asistencia circulatoria.

La herramienta de software usada para desarrollar el prototipo mecánico fue SolidEdge V.14™, técnica de diseño asistido por computador CAD, el cual permite la construcción virtual de los elementos bajo el concepto del dibujo paramétrico. El controlador desarrollado usa las plataformas de Control Difuso en programación Matlab V.7.04™ y LabView 7™, implementado en un microcontrolador y alimentado directamente con los datos obtenidos con los equipos de monitoreo del sistema. Los datos usados fueron presión arterial, saturación venosa de oxígeno y resistencia vascular periférica, frecuencia de bombeo y volumen de eyección (8-10). Con estos criterios se desarrolló el modelo de bomba de flujo pulsante (BECAP) (Figuras 1 y 2), compuesta por una carcasa rígida de forma cilíndrica y un diafragma elástico en forma elipsoidal, que se diferencia de una bomba de diafragma convencional en el que el fluido bombeado no tiene contacto con la carcasa. Esta separación entre el fluido y la carcasa, hace que los únicos elementos críticos en cuanto a la forma y el material sean el diafragma y los accesorios de conexión de la bomba con el circuito hidráulico.

Para deformar el diafragma se optó por un sistema neumático que aplica aire a presión para comprimir el diafragma y vacío para expandirlo; este sistema además de garantizar la distribución uniforme de presión sobre el diafragma, está disponible como instalaciones básicas en salas de cirugía. La BECAP tiene instalada en la salida una válvula mecánica aórtica tipo St. Jude (SJM®) (Figura 3).

Operación del equipo

El flujo se logra aplicando aire comprimido y haciendo vacío de manera alternativa en la sección anular que se forma entre el diafragma y la carcasa. Tanto el aire comprimido como el vacío, se ajustan con válvulas reguladoras y se aplican a la cámara mediante válvulas solenoides accionadas por el controlador, con el cual se varía la frecuencia de operación.

La BECAP tiene un ciclo de dos fases: una activa o de expulsión, en la que se aplica el aire comprimido para deformar el volumen del diafragma y producir así el flujo del líquido contenido en el diafragma a una presión de pulso específica; y otra pasiva o de relajación, en la cual se hace vacío para extraer el aire acumulado y recuperar la forma natural del diafragma, además de reponer el volumen expulsado en la fase anterior.

Definición de las variables de trabajo

Para determinar las condiciones de operación de la BECAP se tomaron los parámetros hemodinámicos de la sangre en la salida del ventrículo izquierdo, con el fin de evaluar el flujo pulsante bajo condiciones lo más cercanas posibles al flujo sanguíneo. Las variables consideradas para el diseño y la evaluación experimental se presentan la tabla 1.

El flujo promedio en un ciclo para el volumen de expulsión propuesto es de 4,5 Lat/min-1; lo que significa un número de Reynolds (Re) característico semejante al que se presenta en la aorta ascendente Re=959, acompañado con un número Womersley (Wo) que tiene un valor de Wo=6.

Los resultados experimentales obtenidos durante la evaluación del prototipo, se interpretaron mediante los principios de conservación de masa y cantidad de momento para cuantificar la relación entre las variables de flujo y analizar la influencia de la fluctuación de la presión en la estructura de este flujo, con el fin de establecer expresiones matemáticas que permitan dimensionar la BECAP a partir de unas condiciones de operación específicas.

Banco de pruebas hidráulicas

Una vez construido el prototipo BECAP, se instaló en un banco de pruebas hidráulicas para evaluar su funcionamiento. El banco incluye los siguientes elementos (Figura 4):

- Conexión de aire comprimido, que se obtiene de un compresor de pistones, debidamente filtrado y secado. Se ajusta la presión (entre 3 y 12 PSI) con un regulador mecánico manual.

- Conexión de vacío (de 22 in Hg), que se obtiene de una bomba de anillo hidráulico y se ajusta con una válvula reguladora de flujo manual.

- Válvula cheque en la línea de entrada (VCE) para mantener el flujo generado unidireccional durante todo el ciclo.

- Una bomba peristáltica de rodillos, con velocidad variable que entrega un caudal máximo de 56 mL/min-1, con presión de 12 PSI, para comparar la estructura de los flujos pulsante y continuo. Se usó una suspensión de agua potable y carboximetilcelulosa, como fluido de trabajo, con viscosidad de 5,0 cPo para emular la viscosidad sanguínea.

Las pruebas se realizaron variando el flujo mediante la válvula reguladora VRF, se mide la presión de pulso generado con transductores electrónicos de presión WmedaTM de 200 mm Hg alimentados con 1.5 V dc y verificados con un manovacuómetro PP, y se mide el flujo con un flujómetro magnético Burket™ modelo 33124-10, verificado con una probeta calibrada de 1.000 mL. En todas las pruebas se incluye una resistencia, representada por la columna de líquido que se acumula entre la descarga de la bomba y el punto más alto de la instalación, estimada en 80 cm, para representar la posición que tendrá la BECAP durante una cirugía.

Los ensayos realizados tuvieron los siguientes propósitos:

1. Verificar la pulsatilidad de flujo midiendo parámetros hidrodinámicos básicos: presión de aire comprimido requerido, resistencia elástica del diafragma, presión de pulso generado, máxima cabeza hidrostática.

2. Establecer tiempos de compresión-expansión, variando los tiempos de apertura de cada una de las válvulas solenoides, para establecer la relación de tiempos de compresión y dilatación del diafragma que entregue la máxima presión de pulso y el máximo volumen latido.

3. Evaluar las características del flujo pulsante, variando la resistencia hidráulica, la viscosidad y la frecuencia de operación.

El dispositivo fue caracterizado con diferentes curvas caudal-presión, variando la presión de compresión del diafragma, la resistencia hidráulica impuesta a la bomba y la frecuencia de operación, manteniendo constante la viscosidad del fluido en 5 cPo a temperatura de 370C. Posteriormente, se instaló una bomba peristáltica en serie con la BECAP (Figura 5), para comparar las estructuras del flujo continuo (generado por la bomba peristáltica) y el pulsante (generado por la BECAP) bajo las mismas condiciones de operación.

Resultados

Relación de presión y flujo

Inicialmente se evaluó el desempeño hidráulico de la BECAP midiendo la presión de pulso y el flujo generado a diferentes frecuencias. Luego se conectó una bomba peristáltica en la entrada para evaluar su capacidad de convertir el flujo de una máquina de circulación extracorpórea en flujo pulsátil.

Conectando la entrada de la BECAP directamente al tanque de almacenamiento del fluido de prueba, se midieron la presión de pulso y el flujo expulsado por la bomba, variando la apertura de la válvula reguladora de flujo (VRF), y con diferentes presiones de suministro. Los resultados están consignados en la figura 6, que muestra una relación cuadrática entre el flujo y la presión de pulso.

Para evaluar la capacidad de la BECAP de convertir un flujo continuo en pulsátil, se conectó una bomba peristáltica de 55 mL s-1 y 15 PSI de presión de descarga. Los resultados para diferentes presiones de suministro se presentan en la figura 7. En este caso el flujo se mantiene constante en todas las presiones de suministro y es igual al que entrega la bomba peristáltica.

La bomba peristáltica se ajustó a 43 mL s-1, que es el flujo promedio de la BECAP, para facilitar la comparación de los resultados con el anterior ensayo. La presión de pulso se redujo levemente (15% aproximadamente) para todas las presiones de suministro y aumento de la resistencia hidráulica en la descarga. La separación entre las curvas a diferentes presiones de suministro es bastante regular, indicando un efecto proporcional de la bomba peristáltica sobre la BECAP. En otras palabras, al conectarle una bomba peristáltica a la BECAP se logra un flujo pulsante de magnitud constante, aunque aumente la postcarga, y se conservan los valores de presión del pulso generados por la BECAP.

Efectos de la viscosidad y la frecuencia

Con el fin de evaluar la respuesta ante variaciones de la viscosidad y su efecto en la atenuación del pulso, se agregó carboximetilcelulosa al agua, aumentando hasta diez veces el valor de la viscosidad sanguínea. Así mismo, bajo estas condiciones, se pretende considerar el efecto de atenuación de la pared vascular, no incluido en estas pruebas por el tipo de mangueras que se usó en la instalación. El número de Womersley correspondiente a esta viscosidad con una frecuencia cardiaca de 60 pulsos/min es de 0,75, que está dentro del rango fisiológico del árbol arterial. Los resultados de la prueba se presentan en la figura 8.

El efecto del aumento de la viscosidad fue una reducción del flujo, hasta del 44% comparado con las condiciones de referencia (Figura 6), mientras que la presión de pulso sólo presentó leve disminución. Esta es la razón por la cual las curvas de caudal-presión con alta viscosidad, tienen una pendiente tan pronunciada. También se observó que con alta viscosidad se aumenta la presión mínima de suministro, pues con 50 cPo, la presión de suministro de 6 PSI generó una acumulación continua de líquido en el diafragma.

Para evaluar el efecto de los cambios en la frecuencia de operación de la BECAP, se trabajó con la viscosidad alta y se evaluó la respuesta de la bomba ante los aumentos de resistencia en la descarga a 60 y 70 pul/min, con presiones de suministro de 9 y 12 PSI. Los resultados se presentan en la figura 9, en la cual se observa que al aumentar la frecuencia, el flujo aumenta y la presión de pulso disminuye. La magnitud de estos cambios es proporcional a la presión de suministro: a mayor presión de suministro mayor es el valor de los cambios.

Esta es la misma respuesta de una bomba de desplazamiento positivo sometida a un cambio en la frecuencia de operación con un suministro de potencia constante: un aumento en el flujo por un aumento de la frecuencia reduce la presión de descarga; como la potencia es constante (Pot = FV), al incrementar la frecuencia se aumenta la velocidad (V) de trabajo y se reduce la fuerza (F), es decir, la presión de descarga.

Durante la evaluación experimental de la BECAP con una solución acuosa de 5 cPo, un volumen latido de 45 mL/pulso (Q = 3 L min-1) y una presión de expulsión de 140 mmHg, operada a una frecuencia de 60 pul/min (1 Hz), se observa en la cámara de visualización la estructura de flujo caracterizada por un Re =1400 y Wo = 1. Al aplicar la presión de suministro (fase activa) el flujo se ordena, quedando con una estructura semejante a la de un flujo continuo, y el trazador muestra líneas de flujo bien definidas, especialmente en el centro (Figura 10a). Al suspender la presión de suministro (fase pasiva) aparecen dos corrientes: una muy delgada en el centro del flujo, con poco contenido de trazador, y otra periférica que tiende al reposo, en la que el trazador se dispersa (Figura 10b). En cambio, cuando se genera flujo continuo (Figura 11), usando una bomba peristáltica conectada en serie en la entrada de la BECAP, el patrón de flujo es estable y el trazador permanece concentrado en el núcleo de flujo, tal como ocurre en la fase activa del flujo pulsante.

Discusión

Aunque la BECAP es una bomba de desplazamiento positivo, tiene una respuesta equivalente a la de una bomba centrífuga porque el flujo y la presión varían al cambiar la resistencia hidráulica del sistema. Esto significa que en la clasificación mecánica de las bombas, el corazón y los dispositivos que lo emulen son bombas mixtas, es decir, operan con el principio de desplazamiento positivo, pero varían el flujo y la presión al cambiar la resistencia hidráulica. En una bomba de desplazamiento positivo, el caudal es constante para cualquier cambio de presión en la descarga y varía directamente con los cambios de frecuencia; de otro lado, en una bomba centrífuga las variaciones de caudal son compensadas con un cambio inverso de la presión. En la BECAP y el corazón ocurre esto último: los aumentos de resistencia periférica, que deben ser cubiertos con aumentos de la presión del pulso, son compensados por un aumento de tensión en la pared, que consume más potencia y provoca la consecuente reducción del flujo expulsado.

El efecto del aumento de la viscosidad fue una reducción del flujo, hasta del 44% comparado con las condiciones de referencia, mientras que la presión de pulso sólo presentó leve disminución. Entonces, se requiere de un aumento de la potencia de operación para compensar los aumentos de viscosidad, correspondiente con los aumentos de contractilidad cardiaca para compensar el mismo efecto.

El efecto del aumento de la frecuencia fue un aumento en el flujo y una reducción en la presión de pulso. La magnitud de estos cambios es proporcional a la presión de suministro: a mayor presión, mayor es el valor de los cambios. Esta es la misma respuesta de una bomba de desplazamiento positivo sometida a un cambio en la frecuencia de operación con un suministro de potencia constante: un aumento en el flujo por un aumento de la frecuencia reduce la presión de descarga.

En el sistema biológico a diferencia de los mecánicos, en los que es poco práctico variar la frecuencia de operación de la bomba por la ineficiencia derivada de las pérdidas térmicas, el corazón usa esta variable para ajustar la demanda de sangre, porque al aumentar la frecuencia hasta cierto valor crítico no reduce su eficiencia de operación. Se diferencia también en que el corazón puede variar el volumen expulsado entre un ciclo y otro, ajustándose a las necesidades cambiantes del sistema vascular.

Al conectar la BECAP en la salida de una bomba peristáltica (como la usada en una máquina de circulación extracorpórea) se logró un flujo pulsante uniforme: con presión y caudal constantes, aún ante aumentos en la postcarga, y se conservan los valores de presión del pulso generado por la BECAP.

Conclusiones

Se desarrolló una bomba de flujo pulsante automatizada que permite hacer pruebas hidromecánicas para interpretar la influencia de las variables que intervienen en el flujo pulsante, que ayuda a caracterizar las condiciones hemodinámicas en un ambiente de circulación extracorpórea.

Como el prototipo desarrollado emula las características funcionales cardiacas, permitió observar la diferencia entre las estructuras de un flujo continuo (de las bombas mecánicas convencionales) y pulsante (de la bomba cardiaca). Debido al carácter pulsante del flujo sanguíneo, se requieren dos números adimensionales para describirlo: el Re para evaluar los cambios de velocidad con la viscosidad del fluido, y el Wo para evaluar las variaciones de frecuencia con la viscosidad.

Se reconoce la importancia de continuar con el proceso de optimización del dispositivo mecánico, en el que pueda probarse el comportamiento de la sangre bajo las condiciones in vitro especificadas.

Agradecimientos

Agradecimientos expresos por el apoyo recibido de la enfermera perfusionista Wilda Arboleda de la Clínica Cardiovascular Santa María y del ingeniero electrónico Diego Cuartas de la Universidad Pontificia Bolivariana. Igualmente, se agradece el apoyo recibido en el Laboratorio de Operaciones Unitarias de la Universidad Pontificia Bolivariana, donde se realizaron las pruebas de este trabajo. Muy especial reconocimiento a los cirujanos Alberto Villegas y Jorge Zapata, por su apoyo incondicional en la realización de este trabajo.

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