Studii și cercetări privind o pompă peristaltică pentru bypass vascular Absolventă : Cătălina -Georgiana Dîlbea Conducător Științific : Ș.L. Dr. Ing…. [602507]

Universitatea POLITEHNICA din București
Facultatea de Inginerie Medicală

PROIECT DE DIPLOMĂ

Studii și cercetări privind o pompă peristaltică pentru bypass
vascular

Absolventă : Cătălina -Georgiana Dîlbea

Conducător Științific : Ș.L. Dr. Ing. Mircea -Iulian Nistor

București
Iulie 2018

2

CUPRINS

INTRODUCERE
CAPITOLUL I – APARATUL CARDIO -RESPIRATOR ………………………….. ………………………….. 3
CAPITOLUL I.I – SISTEMUL CARDIOVASCULAR ………………………….. ………………………….. 3
CAPITOLUL I.II – SISTEMUL RESPIRATOR ………………………….. ………………………….. …….. 12
CAPITOLUL II – POMPELE PERISTALTICE ………………………….. ………………………….. …………. 20
CAPI TOLUL III – BYPASS CARDIOPULMONAR ………………………….. ………………………….. …. 27
CAPITOLUL III.I – STADIUL ACTUAL PENTRU POMPELE PERISTALTICE – SOLUȚII
BREVETATE ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………… 33
CAPITOLUL IV – CALCULUL POMPELOR PERISTALTICE ROTATIVE ………………………. 41
CAPITOLUL V – DESCRIEREA SOLUȚIEI PROPRII ………………………….. ………………………….. 47
Concluzii
Bibliografie
Anexe

3

INTRODUCERE

Bypass -ul cardio -pulmonar este o tehnic ă prin intermediul căreia o pompă preia funcțiile
inimii și ale plămânilor în timpul operațiilor pe cord. Aceste dispozitive sunt operate de către
medicii anesteziști.
În anul t rei de facultate, în cadrul orelor de Echipamente de Protezare și Ortezare, predate
de către doamna profesor Doina Bucur, am învățat despre pompele peristaltice liniare și rotative,
pentru ca mai apoi să am norocul de a participa la o operație pe cord în c are s-a folosit mașina
cord-pulmon. Această operație a avut loc în spitalul Hygeia, Atena, unde l -am întâlnit pe domnul
doctor anestezist Vlad Silviu, care mi -a explicat principiul de funcționare al mașinii.
La finalul stagiului de practică ERASMUS+, avân d în vedere informațiile acumulate cu
ocazia întâlnirii medicului Vlad Silviu, precum și în urma cursurilor doamnei profesor Doina
Bucur, am luat hotărârea de a studia mai departe tehnica de bypass cardiovascular, respectiv
mașina cord -pulmon , ce utilizeaz ă pompe peristaltice rotative. În urma cercetării efectuate și
utilizând cunoștințele dobândite până în prezent , am reușit să realizez o machetă funcțională a
pompei peristaltice rotative, aducând ca element de noutate imprimarea 3D a pieselor. În opinia
mea, imprimarea 3D este viitorul ingineriei medicale, pornind de la imprimarea 3D a pieselor
folosite în cadrul construirii dispozitivelor medicale, până la imprimarea 3D a unei inimi
artificiale moi. Această tehnică aduce ca prim avantaj costul scăzut de producție, la care se
adaugă și minimizarea timpului de producție.
Scopul meu este să realizez și oxigenarea sângelui în afara organismului pacientului,
pentru ca în final să reușesc să obțin o mașină cord -pulmon complet funcțională, simplificată, la
un pr eț mai mic față de cel actual, diminuând totodată și timpul de realizare al dispozitivului,
folosind însă materiale biocompatibile pentru a nu altera consistența și componența sângelui.

4
CAPITOLUL I – APARATUL CARDIO -RESPIRATOR

Aparatul c ardio -respira tor este format din sistemul cardiovascular ( inimă , un sistem de
vase prin care circulă sângele , limfa ) și sistemul respirator (căi respiratorii și plămâni).

CAPITOLUL I.I – SISTEMUL CARDIOVASCULAR

Sistemul cardiovascular este format din inimă și dintr -un sistem de vase prin care circulă
sângele și limfa. Inima împreună cu vasele prin care circulă sângele formează sistemul circulator
sanguin, iar sistemul de vase prin care circulă limfa formează sistemul circulator limfatic.

Inima
Inima este un organ mus cular cavitar cu rol de pompă. Ea se află în etajul inferior al
mediastinului, între cei doi plămâni, deasupra diafragmului. Dimensiunile inimii variază după
individ, sex și vârstă. La bărbat inima cântărește în medie 250 – 350 g și are o capacitate de 500 –
600 ml.

Configurația externă
Inima are forma unui con turtit și prezintă o bază, un vârf, trei fețesternocostală,
diafragmat ică, pulmonară și două margini. Baza inimii este formată în cea mai mare parte din
atriul stâng și o mică parte din atriul drept.
Vârful inimii se află în partea opusă bazei. Este alcătuit în totalitate din vârful
ventriculului stâng.
Fața anterioară sternocostală este convexă. Pe această față se observă un șanț longitudinal,
numit șanțul longitudinal anterior sau șanțul interventricu lar anterior. Marchează, la exterior,
limita dintre ventriculul drept și cel stâng.
Fața inferioară diafragmatică este plană și vine în raport cu mușchiul diafragm. Pe această
față se observă două șanțuri, unul longitudinal, numit șanțul longitudinal infer ior, care se află în
continuarea celui anterior și latul transversal, numit șanțul coronar.
Marginea dreaptă a inimii este mai ascuțită și vine în raport cu diafragmul, în timp ce
marginea stângă este mai rotunjită și vine în raport cu plămânul stâng.

5

Configurația interioară
Inima este împărțită în cavități prin pereți dispuși longitudinal și transversal, numiți
septuri. Peretele longitudinal (care corespunde la exterior șanțurilor longitudinale) desparte inima
în două părți, dreaptă și stângă. Peretele tr ansversal (care corespunde la exterior șanțului coronar)
împarte fiecare dintre cele două cavități: una către baza inimii, numită atriu și alta către vârful
inimii, numită ventricul. Inima are deci în interiorul ei patru cavități: două strii și două ventri cule,
despărțite prin pereții amintiți.
1. Apex
2. Peretele interventricular
3. Miocard
4. Cordaje
5. Ventricul stâng
6. Valvulă bicuspidă
7. Atriul stâng
8. Nen e pulmonare
9. Arteră pulmonară stângă
10. Crosa aortei
11. Artele carotide
12. Artera pulmonară dreaptă
13. Vena cavă superioară
14. Orificiile arterelor coronare
15. Valvulele sigmoide
16. Orificiul venei coronare
17. Atriul drep t
18. Valvula tricusp idă
19. Ventriculul drept
20. Venă cavă inferioară
21. Artera aortă
Figura I.I. 1 – Structura in imii [1]

6
Cavitățile inimii stângi nu comunică cu cavitățile inimii drepte. Atriul și ventriculul de pe
aceeași parte comunică între ele prin orificiile atrioventriculare.
Atriile sunt cavități aproximativ cubice situate spre baza inimii și care nu comunică între
ele. Pereții lor sunt mai subțiri decât cei ai ventriculelor și prevăzuți cu mai multe orificii. Cele
două atrii sunt despărțite prin septul interatrial .
Atriul drept are formă de cub neregulat, prezentând șase pereți: anterior, posterior,
superior, inferior, lateral și medial.
Atriul stâng are o formă aproape cuboidă și un perete mai gros decât cel al atriului drept.
În peretele posterior se găsesc cele patru orificii în care se deschid venele pulmonare, iar în cel
inferior se află orifici ul atrioventricular stâng, prevăzut cu valva mitrală. Pe peretele lateral se
găsește orificiul de comunicare cu urechiușa stângă.
Ventriculii sunt două cavități de formă piramidală care se află spre vârful inimii ; au o
capacitate mai mare, pereții lor sunt mult mai groși și prevăzuți cu mușchi papilari și cu trabecule
cărnoase care dau suprafeței interioare un aspect neregulat.
Orificiul atrioventricular drept face comunicarea între atriul drept și ventriculul drept. El
este prevăzut cu valva tricuspid ă, alcătuită din trei valvule sau cuspide de formă triunghiulară.
Orificiul trunchiului arterei pulmonare face comunicarea între ventriculul drept și artera
pulmonară. Din ventriculul drept pleacă trunchiul arterei pulmonare.
Ventriculul stâng are trei pereți: anterior sau septal, posterior sau pulmonar și inferior sau
diafragmatic. Orificiul atrioventricular stâng este prevăzut cu valva mitrală.
Orificiul arterei aorte face comunicarea dintre ventriculul stâng și artera aorta . În peretele
arterei aorte, la nivelul valvulelor sigmoide anterioare, se observă orificiile de origine ale celor
două artere coronare: dreaptă și stângă.

Structura pereților inimii
Peretele inimii este format din trei straturi: unul i ntern, numit endocard, unul mijlociu,
numit miocard și altul extern, numit epicard.
Endocardul este o membrană lucioasă, transparentă, care căptușește toate cavitățile inimii,
continuându -se cu tunica internă a arterelor și venelor. Miocardul alcătuiește m ușchiul cardiac.
Fibrele miocardice de la nivelul atriilor sunt dispuse în fascicule circulare, iar cele de la nivelul

7
ventriculelor, în fascicule cu direcție oblic spiralată, formând spre vârf așa -numitul vârtej al
inimii.
În masa trunchiului cardiac se a flă aparatul de conducere sau sistemul excitoconductor.
În peretele atriului drept, între cele două vene cave se află nodul sinoatrial (Keith -Flack),
iar în partea inferioară a septului interatrial, lângă valva tricuspidă și deasupra trigonului fibros
drept, se află nodul atrioventricular (Aschoff -Tawara). De la nodul atriventricular sau fasciculul
Hiss, care coboară în interiorul septului interventricular și se împarte într -o ramură dreaptă, care
merge la ventriculul drept și o ramură stângă care merge la ventriculul stâng. Cele două ramuri se
ramifică sub endocard într -o rețea de fibre, numită rețeaua Purkinje.
Epicardul, tunica externă a peretelui inimii, este o foiță conjunctivă acoperită de un strat
de celule cubice sau turtite. Această foiță nu este al tceva decât pericardul seros care se răsfrânge
de la pericardul fibros pe suprafața inimii.

Vascularizația și inervația inimii
Arterele care hrănesc inima iau naștere din aorta ascendentă și se numesc artere coronare:
dreaptă și stângă. Artera coronară st ângă se împarte în două ramuri: artera interventriculară
anterioară și artera circumflexă. Artera coronară dreaptă merge în șanțul coronar și coboară apoi
în șanțul interventricular inferior.
Venele sunt: marea venă coronară, mica venă coronară și vena ventriculară pos terioară.
Cea mai mare parte a sângelui venos se varsă în atriul drept prin intermediul sinusului coronar.
Limfaticele drenează limfa în ganglionii mediastinali anteriori.
Nervii inimii provin din sistemul nervos vegetativ simpatic și parasimpatic .

Pericardul
Pericardul este o membrană care învelește inima și baza vaselor mari. El este alcătuit
dintr -o porțiune fibroasă, care formează peri cardul fibros și alta seroasă, care alcătuiește
pericardul seros.

Arborele circulator
Este alcătuit din vasele sanguine: artere, capilare și vene.

8
Arterele
Arterele sunt vase prin care circulă sângele de la inimă la rețeaua capilară din țesuturi.
Diametr ul lor descrește de la inimă spre rețeaua capilară.
Totalitatea arterelor mari, mijlocii și mici alcătui ește sistemul arterial. Acesta poate fi
subîmpărțit în sistemul arterial al marii circulații sau sistemul aortic și sistemul arterial al micii
circulații (circulați a pulmonară).

Sistemul arterial al marii circulații
Sistemul arterial al marii circulații este format din artera aortă și ramurile ei, de unde și
denumirea de sistem aortic. Artera aortă pleacă din ventriculul stâng. Traiectul ei se subîmparte în
trei porțiuni, și anume aorta ascendentă, arcul aortic și aorta descendentă. Acest ultim segment
este și el împărțit în aorta toracală și aorta abdominală.

a) Aorta ascendentă și ramurile ei
b) Arcul aortic și ramurile lui
c) Aorta toracală și ramurile ei
d) Aorta abdominală și ra murile ei

Sistemul arterial al micii circulații
Este format din trunchiul arterei pulmonare și din ramurile lui. Artera pulmonară stângă
are un traiect orizontal și o lungime de circa 3 cm. După ce pătrunde în plămân ea se împarte în
două ramuri principale pentru cei doi lobi pulmonari. Acestea, la rândul lor, se divid în ramuri din
ce în ce mai mici, terminându -se în rețeaua capila ră din jurul alveolelor pulmonare. Artera
pulmonară stângă este legată de aortă prin ligamentul arterial.
Artera pulmonară dreaptă are un traiect aproape orizontal și o lungime de circa 5 -6 cm.
După ce pătrunde în plămân, ea dă trei ramuri pentru cei trei lobi pulmonari.

Venele
Venele sunt vase prin care sângele circulă de la rețeaua capilară din țesuturi la inimă.
Primele vene care iau naștere din capilare poartă numele de venule.

9
Sistemul venos al marii circulații
Sistemul venos al marii circulații este reprezentat de totalitatea venelor care conduc
sângele în venele cavă superioară și cavă inferioară ce se deschid în atriul drept.

a) Vena cavă superioară și afluenții ei.
b) Vena cavă inferioară și afluenții ei

Structura vaselor capilare
Sunt vase d e calibru mic (4 -12 µ), răspândite în toate țesutu rile și organele. În structura l or
distingem la exterior un periteliu, apoi o membrană bazală, iar la interior un en doteliu, care este
format dintr -un singur rând de celule turtite. Membrana bazală este bog ată în mucopolizaharide și
în fibre de reticulină. Periteliul este format din țesut conjuctiv cu fibre de colagen și de reticulină,
în care se găsesc și fibre nervoase vegetative. [1]

FIZIOLOGIA INIMII
Funcția de pompă a inimii și circulația sângelu i în inimă
Inima poate fi considerată din punct de vedere functional ca o dublă pompă asp irator –
respingătoare, deservind două circulații complet separate: circulația mare (sistemică) care î ncepe
în ventriculul stâng și este f ormată din aortă, arterele mari și mici, arteriole, capilare, venule, vene
mijlocii și mari, venele cave, care se deschid direct in atriul drept și circulația mică (pulmonară),
constituită din artera pulmonară cu originea în ventriculul drept, capilare, venele pulmonare ce se
deschid în atriul stâng.
Succesiunea unei perioade de contracție a mioc ardului (sistolă) cu o perioadă de relaxare
(diastolă) constitue ciclul sau revoluția cardiacă având o durată de 0.8s (70/min).
Revoluția cardiacă se compune din : contracția atriilor (sistola artrială -0,1s), relaxarea lor
(diastola atrială -0,7s), contra cția ventriculelor (sistola ventriculară -0,3s), relaxarea lor (diastola –
0,5 s) și relaxarea întregii inimi (diastola generală -0,4s).
Ciclul cardiac începe prin umplerea atriilor. Pătrunderea sângelui întinde pereții relaxați ai
atriilor și în momentul in care această întindere ajunge la o anumită limită se declanșează
contracția lor sau sistola atrială, cu durată scurtă (0,1s). În timpul sistolei at riale, sângele nu poate
reflua î n venele mari , din cauza contracției concomitente a unor fibr e cu dispoziție circulară, care

10
înconjoa ră orificiile de vărsare ale a cestor vene în atrii; ca urmare sângele trece în ventricule.
După ce s-au contractat, atriile intră in diastolă (0,7s).
Umplerea ventricule lor cu sânge se realizează ca urmare a sistolei atriale (30%), restul de
70 % trecând pasiv din atrii in ventricule.
Sistola ventriculară urmează după cea atrială (0,3s). Curând după ce ventriculul a început
să se contracte, se închid valvele atrioventricu lare și urmează o peri oadă scurtă în care ventriculul
este complet închis.

Semnele exterioare ale activitații inimii.
Semnele exterioare ale activita ții inimii, care pot fi puse în evidență fă ră o apar atură
specială , sunt: zgomotele inimii, șocul apexian și pulsul arterial.
Zgomotele inimii sunt vibr ațiile care se produc în timpul unui ciclu cardiac. Se deosebes c
două zgomote cardiace: primul zgomot sau zgomotul sistolic și al doilea zgomot sau zgomotul
diastolic.
Primul zgomot, prelungit și cu o t onalitate joasă, este produs de închiderea valvelor
atrioventriculare și de sistola ventriculară și poate fi ascultat mai bine în zona de protecție a
vârfului inimii. Al doilea zgomot, scurt și ascu țit, este co nsecința închiderii valvelor semilunare
ale aortei și arterelor pulmonare și poate fi ascultat mai bine în zona de proiecție a bazei inimii.
Cele două zgomote sunt de sparțite printr -o pauză scurtă, numită pauză mică. Zgomotul al
doilea este desparțit de pr imul zgomot printr -o pauză mai l ungă, numită pauză mare. Primul
zgomot marchează începutul ritmului cardiac, iar cel de -al doilea, începutul relaxării ventric ulare
și al diastolei generale.
Șocul apexian reprezintă izbitura regulată produsă de vârful inimii în timpul sistolei
ventric ulare și poate fi perceput prin palparea zonei de proie cție a vârfului inimii.
Pulsul arterial este reprezentat de expansiunea bruscă a pereților aortici care se propagă
prin p ereții arteriali sub forma unei unde. Pulsul arterial poate fi pe rceput când se comprimă o
arteră pe un plan osos. [2] [3]

11
CAPITOLUL I.II – SISTEMUL RESPIRATOR

Sistemul respirator (Sistema respirat orium) constituie totalitatea organelor care servesc la
schimbul gazos între organism și mediu , asigurând organismul cu oxigen , indispensabil vieții
celulelor, și eliminând din organism dioxidul de carbon rezultat din oxidări.
Sistemul respirator este format din două categorii de organe: căile respiratorii și organele
respiratorii – plămânii.
1. Sinus
2. Etmoid
3. Os nazal
4. Nerv olfactiv
5. Cornet nazal
6. Palatul dur
7. Maxilar
8. Palatul moale
9. Limbă
10. Mandibulă
11. Osul h ioid
12. Epiglotă
13. Laringe
14. Coloana vertebrală
15. Esofag
16. Tiroidă
Figura I.II.1 – Căile respiratorii superioare 17. Tra hee
– secțiune sagitală [4] 18. Nasofaringe
19. Hipofiză

Căile respiratorii
Căile respiratorii sunt repreze ntate de: cavitatea nazală, faringe, laringe, trahee și bronhii
de calibru diferit, inclusiv și bronhiolele. Acestea nu iau parte la schimbul de gaze; ele au rolul de
a conduce aerul la și de la plămâni și de a purifica, a încălzi și a umezi aerul inspirat . Se

12
deosebesc: căile respiratorii superioare (cavitatea nazală și faringele) și căile respiratorii
inferioare (laringele, traheea și bronhiile).

Cavitatea nazal ă
Nasul și cavitatea nazală formează deschiderea principală externă pentru sistemul
respira tor și sunt prima secțiune a căilor respiratorii ale corpului – tractul respirator prin care se
mișcă aerul. Nasul este o structură a feței formată din cartilaj, os, mușchi și piele , care susține și
protejează porțiunea anterioară a cavității nazale. Cavit atea nazală este un spațiu gol în nas și
craniu care este căptușit cu fire de păr și membrană de mucus. Funcția cavității nazale este de a
încălzi, de a hidrata și de a filtra aerul care intră în organism înainte de a ajunge în plămâni. P ărul
și mucusul cu rol de căptușeală a cavității nazale ajută la captarea prafului, a mucegaiului, a
polenului și a altor contaminanți pentru mediu, înainte de a ajunge la porțiunile interioare ale
corpului. Aerul care iese din organism prin nas încălzește cavitatea nazal ă înainte de a fi expirat în
mediul înconjur ător.

Cavitatea orală
Gura, cunoscută și sub denumirea de cavitate orală, este deschiderea secundară externă
pentru tractul respirator. Cele mai multe respirații normale au loc prin cavitatea nazală, dar
cavitatea orală poate fi utilizată pentru a suplimenta sau a înlocui funcțiile cavității nazale atunci
când este necesar. Deoarece calea de intrare a aerului din gură este mai scurtă decât calea pentru
intrarea aerului din nas, gura nu se încălzește și nu hidrateaz ă aerul care intră în plămâni, precum
nasul , care îndeplinește aceast e funcți i. Gura nu are peri și mucus lipicios, care filtrează aer ul care
trece prin cavitatea nazală. Singurul avantaj al respirației prin gură este că distanța mai scurtă și
diametrul ma i mare permit aerului să intre mai repede în corp.

Faringele
Faringe le este o pâlnie musculară care se extinde de la capătul posterior al cavității nazale
până la capătul superior al esofagului și laringelui. Faringe le este împărțit în 3 regiuni:
nazofari nge, orofaringe și laringofaringe. Aerul inhalat din cavitatea nazală trece prin nasofaringe
și coboară prin orofaringe, situat în posterior al cavității orale. Aerul inhalat prin cavitatea orală
intră în faring e si orofaringe. Aerul inhalat apoi coboară î n laringofaringe, unde este deviat în

13
deschiderea laringelui de către epiglot ă. Epiglot a este o clapă a cartilajului elastic care acționează
ca un comutator între trahee și esofag. Deoarece faringe le este de asemenea folosit pentru a înghiți
alimente, epig lota se asigură că aerul trece în trahee prin acoperirea deschider ii spre esofag. În
timpul procesului de înghițire, epiglot a se deplasează pentru a acoperi traheea , cu scopul
prevenirii mânc ării de a intra în esofag și pentru a preveni sufocarea.

Laringe le
Laringe le este o secțiune scurtă a căilor respiratorii , care leagă laringofaring ele și traheea.
Laring ele este situat în porțiunea anterioară a gâtulu i, inferioară osului hioid și superioară traheei.
Mai multe structuri de cartilaj formează laringele și îi dau structura. Epiglot a este una dintre
piesele cartilajului din laringe și servește drept „capac” al laringelui în timpul înghițitului. Inferior
epiglotei este cartilajul tiroidian, adesea denumit m ărul lui Adam, cel mai frecvent l ărgit și vizibil
la bărbații adulți. Tiroida se afl ă la deschiderea capătului anterior al laringelui și protejează
faldurile vocale. Infer ior cartilajului tiroidian este cartilajul cricoid in forma de inel, care ține
laring ele deschis și îi sprijin ă capătul posterior. În plus față de cartilaj, laringele conțin e structuri
speciale cunoscute ca falduri vocale, care permit corpului să producă sunete de vorbire. Faldurile
vocale sunt pliuri ale membranei mucoase care vibrează pentru a produce sunete vocale. Viteza de
tensiune și v ibrați e a faldurilor vocale poate fi modificată pentru a schimba sunetu l pe care îl
produc.

Traheea
Traheea este un tub cu lungimea de aproximativ 13 centimetri , realizat din inele ale
cartilajului hialinic în for ma literei “C”, căptușite cu epiteliu. Tra heea conectează laringele de
bronhii și permite aerului să treacă prin gât și în torace. Inelele cartilajului care formează traheea
îi permit să rămână deschis ă pentru trecerea aerului în orice moment. Capătul deschis al inelelor
de cartila j se îndreaptă s pre posterior spre esofag, permițând esofagului să se extindă în spațiul
ocupat de trahee pentru a găzdui masele de alimente care se deplasează prin esofag.
Funcția principală a traheei este de a oferi o cale aeriană ce permite aerului să intre și să
iasă din plămâni. În plus, epiteliul ce căptușește traheea produce mucus care captează praful și alți
contaminanți și îi împiedică astfel să ajungă la plămâni. Cil ii de pe suprafața celulelor epiteliale
deplasează mucusul spre faringe , unde poate fi înghițit și digerat în tractul gastro -intestinal.

14
Bronhii
Bronhiile sunt ramificații al traheei care au inelele cartilaginoase complet închise. La om ,
traheea se continuă cu două bronhii principale, d reaptă și stângă, care se ramifică în cinci bronhii
secundare sau lobare, două bronhii secundare pentru plămânul stâng și trei bronhii secundare
pentru plămânul drept. Bronhiile lobare se continuă cu bronhiile segmentare care se divid în
bronhiole lobulare , care la rândul lor se ramifică în bronhiole respiratorii, ramificații care nu mai
conțin cartilaj.
Totalitatea bronhiilor constituie arborele bronhic, sistem de tuburi care permite transportul
aerului către alveolele pulmonare , locul în care se realizează schimburile gazoase la
nivelul plămânului .

Plămânii
Plămânii sunt o pereche de organe mari, spongioase, găsite în torace , în lateral ul inimii și
superio r diafragmei. Fiecare plămân este înconjurat de o mem brană pleurală care oferă
plămânului spațiu pentru a se extinde, precum și un spațiu de presiune negativ în raport cu
exteriorul corpului. Presiunea negativă permite plămânilor să se umple pasiv cu aer când se
relaxează. Plămânii din stânga și din dreapta sunt ușor diferite în ceea ce privește dimensiunea și
forma datorită inimii care indică partea stângă a corpului. Plămânul stâng este puțin mai mic decât
plămânul drept și este alcătuit din 2 lobi, în timp ce plămânul drept are 3 lobi.
Interiorul plămânilo r este alcătuit din țesuturi spongioase care conțin multe capilare și
aproximativ 30 de milioane de saculete mici, cunoscute sub numele de alveole. Alveolele sunt
structuri în formă de cupă găsite la capătul bronhiolelor terminale și înconjurate de capilar e.
Alveolele sunt căptușite cu un epiteliu subțire simplu, sc uamos , care permite aerului să intre în
alveole pentru a schimba gazele cu sângele care trece prin capilare. [4]

Mecanica ventilației pulmonare
Ventilația pulmonară reprezintă totalitatea proce selor mecanice prin care se asigură
schimbul de gaze dintre atmosferă și plămâni. Datorită ventilației, aerul bogat în oxigen este
introdus în alveolele pulmonare prin inspir și aerul bogat în bioxid de carbon din plămâni este
eliminat în atmosferă prin ex pir. Schimburile gazoase dintre atmosferă și plămân se desfășoară
datorită diferențelor de presiune (gradient presional) dintre cele două medii. Cele 2 faze ale

15
ventilației, inspirul și expirul se succed ritmic, cu o frecvență de 12 -18 cicluri/minut (frecven ța
respiratorie).
Frecvența respiratorie reprezintă numărul ciclurilor respiratorii (inspirație și expirație) pe
minut și variază în funcție de: v ârstă, sex, activitatea fizică.
Creșterea valorilor peste limitele normale se numește tahipnee, iar scăderea bradipnee.
În timpul inspirului, aerul atmosferic intră în plămâni, deoarece presiunea gazelor din
atmosferă este mai mare decât presiunea intra -pulmonară sau intra -alveolară. Cum presiunea
atmosferică este, de obicei, constantă (760 mmHg), pentru a ave a loc schimbul de gaze, singura
presiune care poate varia este cea intra -pulmonară. O presiune mai scăzută decât cea atmosferică
este numită presiune subatmosferică sau, impropriu spus “presiune negativă”. Termenul de
presiune negativă nu definește o presi une real negativă, ci scăderea cu 3 -4 mmHg a presiunii din
plămâni, comparativ cu cea din atmosferă. În timpul inspirului de repaus, liniștit, presiunea
intrapulmonară scade cu cca. 3 mmHg față de cea atmosferică.
Expirul apare atunci când presiunea intra pulmonară este mai mare decât presiunea
atmosferică. În timpul expirului de repaus, liniștit, presiunea intrapulmonară crește cu cel puțin +3
mmHg peste cea atmosferică. Inspirul este declanșat de stimulii generați de centrul inspirator din
bulb care ajung la neuronii motori din coarnele anterioare ale măduvei. Prin intermediul nervilor
spinali se comandă contracția mușchilor inspiratori.
În inspirul de repaus intervin mu șchiul diafragm și mușchii intercostali externi. Mușchiul
diafragm este principalul muș chi inspirator. Prin contracție, diafragmul se aplatizează și se
deplasează în jos cu cca. 1,5 -2 cm în inspirul de repaus și cu 7 -8 cm în inspirul forțat. Prin
deplasarea în jos a diafragmului se mărește diametrul longitudinal al cutiei toracice, iar în
porțiunea bazală și diametrul transversal. Mărirea de volum obținută prin contracția acestui
mușchi permite introducerea în plămâni a celei mai mari părți din volumul curent = „tidal
volume” (VT). Paralizia completă a acestui mușchi nu mai permite desfășurar ea respirației.
Volumul de aer care intră sau iese din plămâni, în condiții de respirație relaxată sau de repaus, se
numește volum curent sau „tidal volume ”– VT
În inspirul forțat, pe lângă mușchii diafragm și intercostali externi, mai intră în ac țiune și
mușchii accesori , ce realizează o ridicare suplimentară a porțiunii superioare a cutiei toracice,
mărind mai mult volumul toraco -pulmonar și scăzând suplimentar presiunea. Prin aceste
modificări, se introduce un volum suplimentar de aer = volumul inspirator de rezervă – VIR.

16
Expirul normal, de repaus, reprezint ă o fază pasivă (fără consum de energie), spre
deosebire de inspir, care se produce activ, prin contracție musculară și consum de energie. Constă
în revenirea la poziția inițială a structurilor toraco -pulmonare, după ce forța deformatoare și -a
încetat acți unea. Se datorează elasticității componentelor toracopulmonare. Ca urmare, plămânul
se micșorează, iar presiunea intrapulmonară crește , devenind superioară presiunii atmosferice cu
3-4 mmHg. Consecința este eliminarea unui volum de aer încă rcat cu CO 2 din plămâni în
atmosferă.
Expirul forțat este o fază activă, producându -se prin contracția mușchilor expiratori,
reprezentați în special de mușchii abdominali și intercostali interni. Prin contracția mușchilor
abdominali, crește presiunea intr aabdominală, se mărește convexitatea diafragmului și se reduce
suplimentar volumul toraco -pulmonar. Ca urmare, crește și mai mult presiunea intrapulmonară și
va fi expirată o cantitate suplimentară de aer – volumul expirator de rezerva – VER. [5]

Figura I.II.2 – Mecanica ventilației pulmonare1

FENOMENE LA NIVELUL SISTEMELOR CIRCULATOR ȘI RESPIRATOR

1 Stuart Ira Fox., “Human Physiology”, edi ția 12

17
Perfuzia pulmonară
Perfuzia pulmonară este asigurată prin cele două tipuri de circulație:
• Funcțională – reprezentată de circulația pulmonară sau mica circ ulație;
Rolurile circulatiei pulmonare:
– asigură oxigenarea sângelui și eliminarea CO 2;
– reprezintă un f iltru pentru emboli;
– la nivelul ei se produc o serie de substanțe active (prostaglandine, angiotensina II);
– constituie un rezervor de sânge pentru ventricolul stâng.
• Nutritivă – asigurată prin arterele și venele bronșice.
Sângele din circulația nutritivă pulmonară se drenează, prin venele bronșice, în venele
pulmonare, reducând saturația în O 2 a sângelui din mica circulație.

Difuziunea
Difuziunea reprezintă procesul de trecere a gazelor pu lmonare, în sensul gradientului de
concentrație (de la concentrația mai mare, la cea redusă), care are loc între mediul gazos alveolar
și sângele din capilarul pulmonar . [5]

18
CAPITOLUL II – POMP ELE PERISTALTIC E

Sunt cele mai utiliza te tipuri de pompe din construcț ia aparatelor medicale , fiind specifice
transportării sâ ngelui în circuitele extracorporale.
Fluidul este conținut într -un tub flexibil, montat într -o carcasă circulară a pompei (deși au
fost realizate pompe peristal tice liniare). Un rotor cu un număr de "role", "pantofi", "ștergătoare"
sau "lobi" atașat la circumferința exterioară a rotorului comprimă tubul flexibil. Pe măsură ce se
rotește rotorul, partea din tubul sub presiune este prinsă închisă (sau "ocluzionează "), forțând
astfel fluidul care trebuie pompat să se deplaseze prin tub. În plus, pe măsură ce tubul se deschide
la starea sa naturală după trecerea camei ("restituire" sau "rezistență"), fluxul de fluid este indus la
pompă. Acest proces se numește perista ltism și se folosește în multe sisteme biologice, cum ar fi
tractul gastrointestinal. În mod tipic, vor exista două sau mai multe role sau ștergătoare, care vor
închide tubul, prinse între ele un corp de fluid. Corpul de lichid este apoi transportat, la pr esiunea
ambientală, spre ieșirea pompei. Pompele peristaltice pot funcționa continuu sau pot fi indexate
prin rotații parțiale pentru a furniza cantități mai mici de lichid. [6]

Istoric
Pompa peristaltică a fost prima dată brevetată în Statele Unite de Eu gene Allen în 1881. A
fost popularizată de către chirurgul de inimă Dr. Michael DeBakey în timp ce el a fos t student la
medicină în 1932.

Aplicații
Pompele peristaltice sunt utilizate în mod obișnuit pentru a pompa lichide curate / sterile
sau agresive, fără a expune fluidele la contaminarea componentelor expuse ale pompei. Unele
aplicații comune includ pomparea lichidelor IV prin intermediul unui dispozitiv de perfuzie,
afereza, agenți chimici agresivi, suspensii solide mari și alte materiale în care este necesară
izolarea produsului de mediul înconjurător și invers . Este, de asemenea, utilizat în mașinile cu
inimă -plămân pentru a circula sânge le în timpul unei intervenții chirurgicale de by -pass, deoarece
pompa nu provoacă hemoliză semnificativă.

19
Pompel e peristaltice sunt de asemenea utilizate într -o mare varietate de aplicații
industriale. Designul lor unic le face deosebit de potrivite pentru pomparea abrazivilor și a
fluidelor vâscoase. [7]

Tipuri de pompe peristaltice
Pompele peristal tice pot fi:
• rotative – figura II.1;
• liniare – figura II.2 .

Figura II.1 – Pomp ă peristaltică rotativă Fig. II.2 – Pomp ă peristaltică liniar ă
23

Pompele rotative – Tacheț ii sau rolele 4 montate pe rotorul 2 comprimă succesiv
tubul 3 dispus circu lar în statorul 1 ca urmare a mișcării de rotaț ie în jurul axei centrale a rolelor.
Pompe le liniare – Tubul 3 este amplasat liniar pe statorul 1 al pompei , fiind supus unei
mișcă ri ondulatorii prin intermediul unui ansamblu de came 4 montate pe un arbore 2 rotativ ș i
amplasat în paralel cu tubul.

Construcția pompelor peristaltice rotative
Exista numeroase solutii constructive de pompe peristaltice rotative , toate având la bază
același principiu de funcționare: comprimarea progresivă a unui tub 1 prin i ntermediul unui
ansamblu de role sau tacheț i 2, tubul fiind dispus circular într -un stator 4 sau pe un rotor

2 Curs “Echipamente de Protezare și Ortezare ”, Ș.l. dr. ing. Doina Bucur

20
(bloc motor 4). Gradul de comprimare a tubului influențează direct debitul pompei , efectul de
aspirare fiind nu l la tubul necomprimat (figura II.3a ) și crescâ nd spre maxim la comprimarea
(ocluzarea) completă a tubului.

Figura II.3 – Comprimarea progresivă a tubului de lichid prin intermediul unui
ansamblu de role în pompa peristaltică rotativă2

Cand tubu l este ocluzat parțial (fig. II.3b) diferenț a de presiune (egală cu diferența
dintre presiunea de refulare și cea de admisie) crează debite inverse cu debitul pompei. Pentru
realizarea aspiră rii lichidului , tubul trebuie deci comprimat într -un anumit grad .
Comprimarea tubului poate fi realizata :
• prin întinderea tubului 1 pe rotorul 4 purtător de role, tubul fiind prins între
două placi mobile 3 si 3 `;
• prin comprimarea tubului pe peretele statorului 3 de către rolele 4 montate pe
rotorul 2, rolele având distanța dintre ele reglabilă sau nu.

Pompel e ce functionează prin întinderea tubului pe rotor
Tubul 1 (figura II.4 a, b) înfășoară blocul rolelor cilindrice 2 , fiind întins între plăcile 3
și 3`. Antrenarea rolelor se realizează pr in transmisia prin curea 5 și 5` acționată de motorul 7.
Pentru fixar ea tubului de plăci se utilizează o piesă canelată 2 ce se introduce în degajările
plăcilor 3, 3` (figura II.4b ). În piesa 2 se amplasează tubul 1 în care se introduce racordul
metallic 3 care prin profilul său asigură deformarea capătului tubului ce se st rânge elastic pe
el. Pentru un anumit sens de rotație motorul M determină încărcarea lagărului neuniform. Se
înlătură acest dezavantaj prin construcția pompei pe același principiu, dar în varianta dublă
(figura II.4c), tuburile 1 și 1` având ambele capete fixate de aceeași placă 3 sau 3`. Când nu se
dorește o pompă dublă, se elimină încărcarea neuniformă a lagărului printr -o curea elastică în
care forța de întindere are sens opus celei din tub care și aici are ambele capete fixate

21
de placa 3`. Rotorul 4 cu rolele 2 și motorul M se pot deplasa pe un ghidaj format din bare
cilindrice fixate în plăcile 3 și 3` .
Deformatia variabilă a tubului 1 se realizează printr -un sistem șurub -piuliță (6 -7).
Soluțiile din figura II.4 prezintă dezavantajul unei puteri mari necesare la motor care trebuie să
învingă forță de rezistență a două elemente elastice. Aceste dezavantaje pot fi rezumate astfel :
• încarcarea neuniformă a lagărului;
• uzură neuniformă a tubului.

Figura II.4 – Pompele ce functionează prin întinderea tubul ui pe rotor2

Pentru a evita uzura neuniformă a tubului și pentru a limita f orță de tracțiune în tub
pentru sistemul de aplatizare a tubului se preferă următoarele soluție:

22

Deformarea tubului 1 se realizează
cu rolele 2, 2`, 2„, în tub introducandu -se
inițial o forță de pretensionare F 0. Cape tele
tubului sunt fixate pe o pârghie oscilantă
5. Câ nd rolele se rotesc, deci exi stă debit
de la racordul 4 la 4`, avâ nd în vedere
presiunea de admisie p 1 și de refulare p 2,
se poate calcula forța de tracțiune ce se
creează în tub

Figura II.5 – Evitarea uzurii neuniforme a tubului2

Se asigur ă în acest mod condiția ca tubul să fie so licitat sub limita de rezistență. Dacă
se depășește această valoare , pârghia se rotește orar ș i închide un contact care comandă
întrer uperea mo torului pentru remedierea defecț iunii, care este d e cele mai multe ori
determinată de o strangulare. Î n pompele peristaltice functionâ nd cu întinderea tubului , uzura
este foarte pronunțată. Sunt preferate soluț iile ce folosesc role ce permit un re glaj în sens
radial , realizâ nd prin aceasta aplatizarea tu bului.

Pompele ce funcționează prin comprimarea tubului pe rotor
Pompe le din această categorie asigură transportul fluidului prin comprimarea tubului
care poate fi pe direcție radială (figurile I I.6 a, d, e, f ) sau pe direcție axială (figurile II.6 b, c ).
Rolele de formă cilindrică sau tronconică sunt montate pe rotor echiunghiular , distanța
dintre ele fiind nereglabilă sau reglabilă, în acest din urmă caz existâ nd posibili tatea ca
subansamblul rolelor să -si păstreze distanța pe direcție diametrală constantă ( montaj rigid) sau
ca acesta să varieze în timpul funcționării (montaj elastic). Deș i pompele cu role montate
elastic asigură funcționarea pompei cu fluctuaț ii de debit reduse, cele mai util izate sunt
pompele cu montaj reglabil al rolelor , ceea ce menține distanț a dintr e acestea contantă .
Reglajul rolelor se poate realiza prin soluții diverse, el putâ nd fi individual, pentru
fiecare rolă î n parte, sau simultan, pentru toate rolele .

23
Figura I I.6 – Pompele ce funcționează prin comprimarea tubului pe rotor2

Pompa din figura II.6 a este alcatuită din tubul flexibil 1 , dispus circular pe statorul 3 ș i
un ansamblu de role m ontate pe un rotor 2. Rolele 4 și 4` sunt dispuse pe pârghiile articulate 6
și 6` prevă zute cu mecanismul de reglare a poziției rolelor de tip șurub -piuliță 5 și 5`,
mecanism prin care rolele p ot aplatiza mai mult sau mai puț in tubul. Se regle ază astfel ș i
debitul pe care pompa îl poate furniza. Prin acțiunea de comprimare execu tată de role se
produce o uzură pronunțată a tubu lui, uzura ce poate fi diminuată prin înlocuirea frecării de
alunecare existentă câ nd rolele 2 sunt fixe pe rotor (sunt de tip tach et) cu frecare de rostogolire
când acestea se pot roti în jurul axei proprii . Prin folosirea unor role tronconice cu rol de galeți
(figurile II.6 b și c) se realizează reducerea într -un anumit grad a uzurii, tubul f iind ghidat în
corpul pompei avâ nd de asemenea suprafața de formă tronconică. Reglajul aplatizării tubului
se realize ază prin apropierea galeț ilor de stator prin intermediul unui mecanism șurub -piuliță .
Deformarea tubului se realizează automat prin efect de pană, ceea ce necesită forț e de
deformare foarte mi ci . Dezavantajele acestei soluții constau în necesitatea ghidăr ii perfecte a
galeț ilor tronconice sau a comprimarii egale prin pârghiile 5 și 5` de acț ionare a rolelor , în caz
contrar apărând uzura neuniformă . Pompele cu reglaj simultan fol osesc pentru varierea
distanței dintre role soluț ii diverse.
În soluția din fig ura II.6 d, rolele 2 ș i 2` sunt montate pe suporții cremalieră 4 și 4` ce
sunt antrenaț i simultan prin roata 3 , prevăzută în exterior cu un buton de reglaj. Cremalie rele

24
sunt ghidate, ghidajele 5 și 5` precum și rolele cu suporții -cremalieră făcâ nd parte d in rotorul
pompei . O altă variantă constructiv ă (figura II.6 e) este cea î n care pe rotorul pompei este
amplasat arborele 10 , prevăzut cu excentrice E1 și E2 pe care sunt fixați suporții 5 și 5` ai
rolelor 2 și 2` . Arborele 10 se rotește prin intermediul roții melcate 3 , antrenate prin melcul 4
de la un buton exterior de reglaj. Prin rotirea arborelui 10 excentrice le E1 și E2 determină
îndepărtarea sau apropierea rolelor ș i, deci, comprimarea mai mult sau mai puțin a tubului. În
pompa din figura II.6 f, ro lele 2 și 2` sunt susținute printr -un sistem de pârghii articulate 5 și
5`, a căror poziț ie poate fi modificată prin rotirea roț ii de reglaj 3 , solidară cu șurubul 4 și 4`
filetat în sens contrar. Se determină astfel apropierea sau depărtarea rolelor 2 și 2` și prin
aceasta comprimarea tubului. Prin comprimarea tubului se reglează într -o anumită măsură
debitul , metoda neoferind însă o precizie suficientă necesară mai ales în cazul utiliză rii
pompelor peri staltice pentru dozarea substanț elor lichide sau gazo ase. Pentru reglarea
debitului pompe i se folosesc în mod curent două metode:
• utilizarea unei game largi de dimensiuni ale tubului;
• modificarea turației motorului de antrenare. [6]

Avantaje
• Fără contaminare. Deoarece singura parte a pompei care vine în c ontact cu lichidul
pompat este interiorul tubului, este ușor să se sterilizeze și curețe suprafețele interioare ;
• Nevoi reduse de întreținere ;
• Cantitate fixă de lichid este pompată pe rotație, astfel încât poate fi utilizată pentru a
măsura aproximativ cant itatea de lichid pompat.

Dezavantaje
• Tubul flexibil va avea tendința de a se degrada cu timpul și va necesita înlocuirea
periodică ;
• Debitul este pulsator, în special la viteze reduse de rotație. Prin urmare, aceste pompe
sunt mai puțin adecvate în cazul î n care este necesar un flux continuu uniform. Se va
lua în considerare un tip alternativ de pompă de deplasare pozitivă. [7]

25
CAPITOLUL III – BYPASS CARDIOPULMONAR

Bypass -ul cardiopulmonar (CPB) este o tehnică care preia temporar funcția inimii și a
plămânilor în timpul intervenției chirurgicale, menținând circulația sângelui și conținutul de
oxigen al corpului pacientului. Pompa CPB în sine este deseori menționată ca o mașină
cardiacă pulmonară sau "pompa". Pompele de bypass cardiopulmonare sunt operate de
perfuzioniști. CPB este o formă de circulație extracorporală. Oxigenarea membranară
extracorporală este în general utilizată pentru tratamentul pe termen lung.
Bypass -ul cardiopulmonar este utilizat în mod obișnuit în chirurgia cardiacă cu bypass
coron arian din cauza dificultății de a acționa asupra inimii în timp ce bate. Operațiile care
necesită deschiderea camerelor inimii utilizează CPB pentru a susține circulația în această
perioadă. Mașina pompează sângele și, folosind un oxigenator, permite celul elor roșii din
sânge să preia oxigenul, precum și să permită scăderea nivelului de dioxid de carbon. Acest
lucru imită funcția inimii și a plămânilor, respectiv.
CPB poate fi utilizat pentru inducerea hipotermiei corporale totale, o stare în care
organismu l poate fi menținut timp de până la 45 de minute fără perfuzie (fluxul sanguin). Dacă
fluxul de sânge este oprit la temperatura corporală normală, leziunea cerebrală permanentă
apare în mod normal în trei până la patru minute – moartea poate să apară imedi at după aceea.
În mod similar, CPB poate fi folosit pentru a reîncălzi persoanele care suferă de hipotermie.
CPB circulă mecanic și oxigenează sângele pentru organism în timp ce ocolește inima
și plămânii. Folosește o mașină inimă -plămân pentru a menține p erfuzia cu alte organe și
țesuturi ale corpului în timp ce chirurgul lucrează într -un câmp chirurgical fără sânge.
Chirurgul plasează o canulă în atriul drept, vena cavă sau vena femurală pentru a retrage sânge
din organism. Canula este conectată la tubula tura umplută cu soluție cristalină izotonică.
Sângele venos, care este scos din organism de canulă, este filtrat, răcit sau încălzit, oxigenat și
apoi reintrodus în organism. Canula folosită pentru a returna sânge oxigenat este de obicei
inserată în aorta ascendentă, dar poate fi inserată în artera femurală. Pacientului i se
administrează heparină pentru a preveni coagularea și se administrează sulfat de protamină
pentru a inversa efectele heparinei. În timpul procedurii, hipotermia poate fi menținută;
temp eratura corpului este de obicei menținută la 28° C până la 32° C (82,4 – 89,6 ° F).

Proceduri chirurgicale în care se utilizează bypass cardiopulmonar
• Operația de bypass asupra arterei coronare

26
• Repararea și/sau înlocuirea valvelor cardiace (valva aortică , supapa mitrală, supapa
tricuspidă, supapa pulmonară)
• Repararea defectelor septale mari (defect septal atrial, defect septal ventricular, defect
septal atrioventricular)
• Repararea și/sau atenuarea defectelor cardiace congenitale (Tetralogia lui Fallot,
transpunerea vaselor mari)
• Transplantul (transplant de inimă, transplant pulmonar, transplant de inimă -plămân)
• Repararea unor anevrisme mari (anevrisme aortice, anevrisme cerebrale)
• Trombectomia pulmonară [7]

Componentele principale ale CPB
Mecanismul de b ypass cardiopulmonar este realizat din două componente principale:
pompa și oxigenatorul care îndepărtează sângele lipsit de oxigen din corpul pacientului și îl
înlocuiește cu sânge bogat în oxigen printr -o serie de furtunuri. Componentele circuitului CPB
sunt interconectate printr -o serie de tuburi din cauciuc siliconic sau PVC. Consola pompei
cuprinde, de obicei, mai multe pompe rotative cu motor, care “masea ză” tubulatura. Această
acțiune împinge ușor sângele prin tubulatură. Aceasta este denumită în mod obișnuit “pompă
cu role” sau „pompă peristaltică”. Multe circuite CPB utilizează acum o pompă centrifugă
pentru întreținerea și controlul fluxului sanguin în timpul CPB. Prin modificarea vitezei de
rotație (RPM) a capului pompei, fluxul sanguin este prod us de forța centrifugă. Acest tip de
acțiune de pompare este considerat a fi superior acțiunii pompei de cilindru de către mulți,
deoarece se crede că produce o leziune mai mică a sângelui (hemoliză, etc.).
Oxigenatorul este proiectat să transfere oxigenul în sângele infuzat și să elimine
dioxidul de carbon din sângele venos. Chirurgia cardiacă a fost posibilă prin CPB folosind
oxigenatori cu bule, însă oxigenatorii din membrană au înlocuit oxigenatorii de bu le de la
1980.
Canule multiple sunt conectate în corpul pacientului într -o varietate de locații, în
funcție de tipul de intervenție chirurgicală. O canulă venoasă elimină oxigenul lipsit de sânge
din corpul pacientului. O canulă arterială este conectată l a corpul unui pacient și este utilizată
pentru a infuza sânge bogat în oxigen. O canulă de cardioplegie este cusută în inimă pentru a
furniza o soluție de cardioplegie, ceea ce face ca inima să nu mai bată.

27
Scurt istoric
Oxigenatorul a fost conceput pentr u prima oară în secolul al XVII -lea de Robert Hooke
și a fost dezvoltat în oxigenator extracorporal de fiziologi francezi și germani în secolul al
XIX-lea. Oxigenatorii cu bule nu au o barieră interminabilă între sânge și oxigen; aceștia se
numesc oxigenat ori de "contact direct". Dr. Clarence Dennis a condus echipa care a efectuat
prima operație cunoscută care implică cardiotomie deschisă cu preluarea mecanică temporară
a funcțiilor cardiace și pulmonare la 5 aprilie 1951 la Spitalul Universitar din Minneso ta.
Pacientul nu a supraviețuit din cauza unui defect cardiac congenital complex neașteptat. Prima
procedură deschisă realizată asupra inimii, terminată cu succes, care folosea mașina
pulmonară, a fost efectuată de John Gibbon la 6 mai 1953 la Spitalul Uni versitar „Thomas
Jefferson ” din Philadelphia. A fost reparat un defect septal atrial la o femeie de 18 ani. [8]

Pașii CPB
Pregătire
Deaerarea circuitului CPB se face prin soluții de amorsare, constând într -un amestec de
cristaloide și coloizi. Soluțiile d e tip primer determină hemodiluția, care îmbunătățește
fluxurile în timpul hipotermiei. În funcție de volumul de hemoglobină pre -bypass și de
volumul primar, poate fi necesară adăugarea de sânge extern pentru a menține hematocritul
țintă (21% -24% la adul ți și 28% -30% la copii). Următoarele ecuații sunt utilizate:
• Volumul total de circulație (TCV) = volumul sângelui pacientului + volumul de
primire
• Hematocritul țintă (Hct) în CPB = Volumul sângelui pacientului (PBV) × Hct /
TCV
• Sânge în funcție de soluț ia primer = (Hct × TCV) – (Ht × PBV) / Hct din sânge
donator
Indicele cardiac al unui adult de 70 kg cu metabolism normal la 37° C este de 2,2 -2,4
L/ m2/ min. Pentru fiecare scădere a temperaturii cu un 1° C, puterea cardiacă necesară scade
cu 7%, iar debi tul pompei poate fi redus cu un factor echivalent. Cunoscând suprafața
corporală (BSA) a pacientului, debitul necesar al pompei se calculează după cum urmează:
• Rata debitului pompei = BSA × Indicele cardiac

28
Inițierea CPB
Heparina este administrată intrave nos înaintea montării canulei arteriale, cu timpul de
activare a coagulării țintă (măsurat după 3 minute) mai mare de 480s. În acest timp, presiunea
sistolică ar trebui să fie de 90 -100 mm Hg pentru a reduce riscul de disecție aortică. Canularea
aortică se face mai întâi pentru a asigura refacerea volumului în caz de hipotensiune asociată
cu canularea venoasă. Odată ce canula aortică este conectată la tubulatură, se verifică
presiunea din conductă pentru a exclude disecția. După canularea venoasă, clema ven oasă este
eliberată treptat pentru a stabili CPB completă și apoi se întrerupe ventilația.

Anticoagularea
Coagularea în timpul CPB este periculoasă pentru viață. Timpul de activare a
coagulării (ACT) este un punct de îngrijire utilizat pentru a evalua ade cvarea heparinizării.
Valoarea ACT normală variază de la 80 la 120 s. De asemenea, poate fi afectată de
hemodiluție și hipotermie. ACT trebuie monitorizat la fiecare 30 -40 de minute în timpul
bypass -ului. [9]

Anestezia și monitorizarea CPB
Presiunea de pe rfuzie este utilizată ca marker surogat al perfuziei organelor și trebuie
menținută între 50 și 70 mmHg. Pacienții hipertensivi și cei cu risc de accident vascular
cerebral necesită fluxuri și presiuni de perfuzie mai mari pentru a menține perfuzia organel or.
[10]

Managementul temperaturii
Hipotermia este frecvent utilizată în timpul CPB pentru efectele presupuse în privința
protecției organelor. Viscozitatea sângelui crește odată cu hipotermia și permite menținerea
unei presiuni mai mari de perfuzie, în p ofida hemodiluției. Cu toate acestea, hipotermia inhibă
în mod invers factorii de coagulare și plachetele. Punctele de monitorizare a temperaturii
centrale includ rectul, vezica urinară, esofagul și artera pulmonară. Temperatura
nazofaringiană oferă o esti mare a temperaturii cerebrale. [11] [12] [13] [14]
Echilibrul acido -bazic
Acest lucru este deosebit de important în cazul CPB hipotermic și a reținerii
hipotermice profunde (DHCA). Odată cu răcirea, CO 2 devine mai solubil în sânge (presiunea
parțială scade ) provocând alcaloză.

29
Ultrafiltrarea
Ultrafiltrarea în timpul și după CPB îndepărtează mediatorii inflamatori și excesul de
lichid, producând astfel hemoconcentrație. Ultrafiltrarea convențională utilizează un
hemofilter introdus în circuitul de bypass. Ultrafiltrarea modificată (MUF) este utilizată după
terminarea procedurii chirurgicale, înainte de administrarea de protamină, cu sângele
îndepărtat din linia arterială și returnat la linia venoasă, după trecerea prin hemofilter. Acesta a
fost descris pent ru început de Naik și colaboratorii în 1991. [15]

Întreruperea CPB
Întreruperea CPB este procesul în care suportul extracorporal este retras treptat,
deoarece inima preia circulația. Sunt necesari câțiva pași pentru finalizarea cu succes a
întreruperii CP B.
Utilizarea hipotermiei necesită o perioadă de reîncălzire. Reîcălzirea rapidă este
asociată cu leziuni cerebrale. Temperatura nazofaringiană nu trebuie să depășească 37° C, deși
autorii acceptă intervalul de temperatură de 35,5° C -36,5° C. Gradientul de temperatură între
încălzitor și sângele venos nu trebuie să depășească 10° C. Gradientul ridicat dintre
temperatura miezului și periferie poate duce la scăderea temperaturii. Utilizarea
vasodilatatoarelor poate ajuta la reîncălzirea omogenă și la crește rea capacității venoase în
timpul transfuzării sângelui de circuit.
După procedurile deschise realizate asupra inimii, se face dearizarea inimii.
Embolismul aerian, care implică frecvent artera coronariană dreaptă din cauza localizării sale
anterioare, po ate provoca aritmii, derivații anormale ST și disfuncție miocardică. Se tratatează
prin creșterea presiunii de perfuzie și menținerea perfuziei pulsatile prin strângerea parțială a
liniei venoase.
Rata cardiacă, ritmul și contractilitatea sunt evaluate. Br adicardia sinusală este tratată
cu atropină și/ sau beta -adrenergici, în timp ce stimularea epicardică este utilizată pentru
blocul atrioventricular persistent. Îndepărtarea clemei transversale aortice poate fi asociată cu
fibrilația ventriculară, în speci al în condițiile care determină hipertrofie ventriculară stângă
cum ar fi stenoza severă aortică. Defibrilarea se realizează folosind palete interne cu energia
bifazică de 5 -20 J. Ventilația mecanică este pornită, iar perfuzionistul întrerupe treptat
reven irea venoasă și umple inima, reducând treptat fluxurile pompelor.
Pasul final este decanularea arterială. Post CPB, cateterul arterial radial poate
subestima presiunea sistolică aortică centrală (dar presiunea medie este echivalentă), datorită

30
vasodilatați ei și manevrei de șuntare a circulației atriovenoase a membrelor superioare. [16]
[17] [18]

COMPLICAȚII
Complicații mecanice
Canularea arterială poate fi asociată cu sângerări, poziționarea defectuoasă a canulei
care provoacă perfuzie cerebrală selectivă , dislocarea plăcii și disecția. Disecția prezintă o
presiune arterială scăzută, o presiune ridicată a liniei arteriale (> 300 mmHg), pierderea
revenirii venoase și decolorarea spre alb a vasului. Canularea venoasă poate fi asociată cu
sângerare, poziționa rea defectuoasă a canulei/blocarea aerului care provoacă o întoarcere
necorespunzătoare, ducând la congestie cerebrală și splanchină. Embolismul aerian masiv se
datorează pompării dintr -un rezervor gol. Tratamentul este încetarea pompei și începerea
perfuz iei cerebrale retrograde.
Alte complicații includ eșecul oxigenatorului, funcționarea defectuoasă a pompei,
coagularea în circuit, ruperea tubului, lipsa alimentării cu gaz și defecțiunea electrică datorită
căruia trebuie să fie disponibil în permanență m anivelarea mâinii.

Complicații sistemice
CPB determină disfuncții plachetare calitative și cantitative. Concentrația
procoagulanților scade datorită hemodiluției. Sunt activate căile inflamatorii, coagulante,
complementare și fibrinolitice. Tromboelastogr afia poate ajuta la cunoașterea cauzei sângerării
diatezei. Sângerarea este mai mare cu timpul de bypass prelungit și utilizarea preoperatorie a
anticoagulantelor. Studiile au arătat o scădere a pierderii sângelui și necesitatea de transfuzie
la pacienții cu intervenție chirurgicală cardiacă cu antifibrinolitice profilactice.
Răspunsul inflamator și hipotensiunea arterială pot provoca leziuni renale acute (AKI).
Factorii de risc sunt timpul de bypass prelungit, sepsisul și diabetul. Tratamentul include
menținerea unei presiuni ridicate de perfuzie, utilizarea biomarkerilor timpurii pentru a detecta
AKI și dializa.
Spectrul de leziuni cerebrale variază de la disfuncția cognitivă până la accident
vascular cerebral. Strategia include menținerea unei presiuni d e perfuzie mai ridicate, a unei
cantități adecvate de HCt și a managementului alfa -stat. [19] [20] [21]

31

CAPITOLUL III.I – STADIUL ACTUAL PENTRU POMPELE PERISTALTICE
– SOLUȚII BREVETATE

Pompă peristaltică liniară
Publicat: 23.10.1989
Numar: US07425473
Inventator: David E. Kaplan , David Burkett , Laurence Warden

O pompă liniară peristaltică echipată cu un mecanism de reducere a presiunii pentru
pomparea fluidelor intra -venos; cuprinde o placă pentru susținerea tubului și o multitudine de
“degete” care acționeză în mod secvențial asupra tubului care se s prijină pe plăcuță, pentru a
crea o zonă de ocluzie în mișcare. Camele sunt formate pentru a ridica penultimul deget și pe
cel mai apropiat al tubului cu o viteză mai rapidă decât a celorlaltor degete, pentru a preveni
creșterea presiunii în interiorul tu bului, care altfel ar fi cauzată de alte degete care imping
tubul. În plus, degetul final poate fi scurtat în raport cu celelalte degete pentru a reduce timpul
total de ocluzie și a se asigura un flux de substanță fluidizată către pacient.
DES CRIEREA SOLUȚIEI BREVETATE
În figura III.I.1este prezentată o pompă peristaltică. Pompa 10
este montată pe stâlpul 12 într -un mod bine cunoscut în domeniu.
O sursă de lichid ce se administrează intra -venos 14 este
suspendată de stâlpul 12 așa cum se arată în fig. 1 și un tubul 16
este conectat cu pompa 10. Secțiunea 18 a tubului 16 este acea
porțiune a tubului introdusă prin pompa 10. Tubul 16 este ulterior
cuplat la pacientul 20 pentru perfuzarea lichidului 14.

Figura III.I.1 – Pompă peristaltică [22]

Figura III.I.2 este o vedere în secțiune transversală a mecanismului peristaltic 22, care
este prezentat aici în mod izolat față de pompa 10 pentru scopuri de c laritate. După cum se
arată în figura III.I.2, mecanismul peristaltic 22 include un motor 24,de preferabil un motor
pas cu pas, un arbore de antrenare 26 este rotit de către motorul 24 și este fixat la un atașament
28 într -o manieră care permite rotirea at așamentului 28 pentru a deplasa o roată de antrenare
30. Roata de antrenare 30 este conectată prin cuplare operativă cu un atașament 32 care, la

32
rândul său, este fixat pe arborele cu came 34. Arborele cu came 34 este sprijinit pe
mecanismul peristaltic 22 printr -o bucșă 36 și o bucșă 38. După cum se poate aprecia, bucșele
36 și 38 sunt montate într -o carcasă 46. conectată integral la arborele cu came 34, în poziții
predeterminate de -a lungul axei arborelui cu came 34 este prezentă o serie de lobi 40. Lobii
sunt montați pe arborele cu came 34 într -un model elicoidal, de -a lungul axului arborelui cu
came 34 și sunt cuplați cu degetul 42 într -o manieră care creează un val atunci când arborele
cu came 34 este rotit. În cadrul mecanismului, multitudinea de deget e 42 include un deget
penultim 68 și un deget final 70 care sunt cuplate în mod operativ cu un lob de cama 72 și cu
un lob de cama 74. Mișcarea multitudinii de degete 42 va fi cel mai bine apreciat prin referire
la figura III.I.3.

Figura II I.I.2 – Secțiune transversală a mecanismului peristaltic [22]

Referitor la figura III.I.3, se observă că fiecare dintre degetele individuale 42 prezintă
un orificiu 56 pentru a primi lobul camă 40 în el. Fiecare deget 42 este m ontat în carcasa 46 a
mecanismului peristaltic 22 pentru deplasarea într -o direcție perpendiculară pe axa
longitudinală a arborelui cu came 34. Pentru a realiza acest lucru, carcasa 46 are o parte 48a și
o parte 48b care sunt formate cu șicanuri 50a și 50b ce creează canelurile 52a și 52b pentru a
menține alinierea fiecărui deget 42 față de arborele cu came 34. Rotația arborelui cu came 34
rotește fiecare lob de came 40 montat astfel încât este împins către porțiunile de perete 57 ale

33
deschiderii 56 pentru a provoca o mișcarea reciprocă a degetului 42 în interiorul carcasei 46.
Odată ce tubul 16 și secțiunea de pompare asociată 18 au fost montate pe mecanismul
peristaltic 22, o ușă 43 poate fi închisă pentru a furniza o placă 44 pentru susținerea tubului 16.
Plăcuța 44 asigură rezistență împotriva mișcării de blocare a degetelor 42, pe măsură ce se
impune secvențial pe secțiunea 18 a tubului 16. O membrană 54 poate fi interpusă între
degetele 42 și secțiunea tubulară 18 pentru a încorpora degetele 42 separat de secțiunea de
pompare 18 și pentru a izola tubul 16 și secțiunea 18 din mecanismul peristaltic 22. Unghiul
de rotație al arborelui cu came θ și orientarea elicoidală a lobilor 40 desemnează timpul și
mișcarea perpendiculară a degetelelor 42 de -a lungul secțiunii de pompare 18.

Figura III.I.3 – Mișcarea degetelor [22]

Pompă peristaltică
Publicat: 11.04.2009
Număr: US13505616
Inventator : Matthias Brandt , Martin Prinz , Franz Pleiner

Pompă peristaltică destinată utilizării în tehnica medicală cu un stator 40 și un rotor 20,
statorul 40 are un opritor 12 care formează zona de contact cu un tub 30, amplasat în interior;
rotorul 20 este prevăzut cu elemente de rulare 24 pentru ocluzia unui tub.

34

Figura III.I.4 Pompă peristaltică [22]

Tubul 30 este dispus într -un recipient cilindric a l unei inserții 10 și astfel este în
contact cu partea interioară a inserției. Această suprafață va fi denumită în continuare ca patul
de ocluzie 12. Un rotor 20 având două brațe de acționare este dispus coaxial pe inserția 10, cu
un element de rulare 24a, 24b sub forma unei role cilindrice montate rotativ pe fiecare braț de
antrenare. Rotorul este condus în direcția de acționare 22 printr -un motor (nu este prezentat).
Elementul de rulare superior 24b presează astfel radial în afară față de tubul 30 astfel încât
tubul să fie blocat local. Când mecanismul deplasează rotorul, acest punct se mișcă în sensul
acelor de ceasornic. Tubul este într -o poziție fixă față de inserția 10 și patul de ocluzie 12 și
are loc o mișcare de rulare între elementele de rulare 2 4a, 24b și tub. Raza de rulare exterioară
26 a elementelor de rulare este deci dimensionată astfel încât să fie în mod esențial mai mică
decât raza interioară a inserției 10 cu dublul grosimii peretelui tubului 30, pentru a închide
astfel tubul în mod adec vat fără a -l presa prea mult. Pentru a realiza o forță de presare radială
exercitată de către elementele de rulare 24a, 24b asupra tubului 30, fiecare element de rulare
poate, așa cum se arată în figura III.I.5, să fie prevăzut cu un arc de compresie 28 ca re este
atașat la rotorul 20 și prin intermediul unui braț de role 29 presează rolele 24a, 24b în exterior.
Fiecare dintre cele două brațe de role 29 este montată pe rotorul 20 si are o suprafață pe care
arborele de compresiune 28 o poate presa. Un număr m ai mare de elemente de rulare poate fi,
de asemenea, utilizat. Inserția 10 este realizată dintr -un material metalic cum ar fi oțelul
inoxidabil. Este mărginită la un capăt axial printr -o flanșă 14 care se extinde radial spre
interior și lasă o deschidere coaxială 16 liberă pentru arborele de antrenare al rotorului 20.
Pentru ca pompa peristaltică să transporte fluid, cel puțin un element cu role trebuie să închidă
tubul în orice moment și, astfel, dacă se utilizează două elemente cu role, ar fi suficient c a
rularea să aibă loc la peste 180 °.

35

Figura III.I.5 Elementele de rulare ale pompei peristaltice [22]

Pompă peristaltică pulsatilă pentru utilizare în by -pass cardiopulmonar
Publicat: 18.11.2005
Număr: US8317499B2
Inventator: Araz Ibragimov

Pompa peristaltică încorporează cel puțin o rolă de pompare și o rolă de închidere.
Cilindrul de închidere este localizat diametral pe rola de pompare și este proiectat pentru a
asigura numai ocluzia, nu și forțarea progresivă a tubulaturii pompei în ti mp ce se rotește în
aceeași direcție ca și cilindrul de pompare. O astfel de ocluzie împiedică curgerea înapoi prin
tubulatură. Mai multe role, distanțate uniform de -a lungul periferiei rotorului, permit diferite
combinații utile de pompare și de închidere . Două combinații de ocluziune și o singură rolă de
pompare creează un flux pulsatoriu apropiat de cel al unei inimi umane – cu o sistolă fiind de
aproximativ două ori mai scurtă decât diastola.

Figura III.I.6 Pompă peristaltică pulsatilă pentru utilizare în by -pass cardiopulmonar [22]

36
Pompa cilindrică prezentată în figura III.I.6 cuprinde o carcasă cu o axă centrală și o
canelură 10 semi -circulară; un rotor 30 având un centru 35 ce conține o rolă de acoperire 40 și
o rolă de pompare 50. Rolele d e acoperire 40 au o axă de ocluzie 45 și sunt adaptate pentru
rotirea activă sau la capătul unui braț rotor 32. Rolele de pompare 50, având același diametru
ca și cilindrul 40, sunt susținute în rotație pe o axă 55 a cilindrului de pompare la capătul
brațului rotorului 34. Axa rolei de pompare 55 și axa cilindrului de închidere 45 sunt la o
distanță de 180°. O conductă flexibilă 20 este plasată de -a lungul căii de rulare 10 între carcasă
și rotorul 30 și conține un orificiu de admisie 21 și un orificiu de ieșire 22. Cilindrul de
pompare rotund 50 este realizat conform principiilor comune de proiectare ale pompelor
peristaltice. Are o suprafață exterioară circulară netedă proiectată pentru a închide tubulatura
20 a pompei și pentru a stoarce treptat lichidul din ea de -a lungul căii de rulare în direcția de
rotație a rotorului 30. Figura III.I.7 prezintă interacțiunea rolei de pompare 50 cu tubul 20, pe
măsură ce rola de pompare 50 este deplasată înainte de rotorul 30 al pompei. Diametrul rolei
de pompare rotu nde este identic cu diametrul exterior al rolei de închidere. Cilindrul de
închidere 40 este echipat cu o multitudine de proeminențe radiale 41aflate la o distanță egală.
Cantitatea și forma proeminențelor 41 sunt determinate de proiectarea efectivă a pomp ei și a
tubulaturii utilizate în aceasta. Este important ca proiectarea rolei de ocluzie 40 să permită
închiderea tubului 20 în timpul funcționării acestuia și prevenirea oricărui reflux. Capetele
exterioare ale proeminențelor radiale definesc diametrul ex terior a rolei de închidere. Un
design activ (nereprezentat) implică rotirea fiecăreia dintre rolele de ocluzare cu o viteză
predeterminată legată de viteza de rotație a rotorului principal 30. Pentru acest scop se pot
utiliza angrenajele interioare ale ro torului 30 precum și transmisiile externe ale angrenajelor
către elementele de angrenaj corespunzătoare asociate cu pistonul 10. Folosirea rolei de
ocluzie acționate în mod activ permite un control mai bun al cuplării rolei cu tubul 20 la
începutul cursei 10 și decuplarea rolei 40 din tubulatură 20 la capătul cursei 10 astfel încât să
se minimizeze hemoliza pompei. [22]

37

Figura III.I.7 Vedere de sus – Pompă peristaltică pulsatilă pentru utilizare în by -pass
cardiopulmonar [22]

38
CAPITOLUL I V – CALCULUL POMPELOR PERISTALTICE
ROTATIVE

Determinarea debitului pompelor peristaltice rotative

Pompele peristaltice rotative realizează transportul fluidului prin comprimarea unui tub
1 (figura IV.1), dispus pe un stator circular 3, cu ajutorul unu i ansamblu de role 2, montate
echidistant pe un rotor antrenat prin intermediul unui sistem de acționare cu o viteză
unghiulară ω și o turație n. Caracteristicile constructive sunt date de :Rs – raza statorulu; Rm –
raza medie (corespunzătoare axei tubului) ; R- raza cercului de montaj al rolelor; r – raza
rolelor; g – grosimea tubului; r,d – raza/diametrul tubului; j – pasul unghiular de dispunere al
rolelor pe rotor.

Fig IV.1 – Comprimarea unui tub cu ajutorul pompelor peristaltice rotative2

Debitul poate fi scris ca raport între volumul de lichid transportat, V t și timp:

IV.1 Q=Vt
t=5,2 litri
60 minute=0.085ml /sec

39

Fig IV.2 – Comprimarea unui tub cu ajutorul p ompelor peristaltice rotative2

În cazul pompelor peristaltice rotative volumul transportat V t este volumul cuprins
între punctele A și B (fig. IV.2) de pe două role succesive dispuse echidistant pe rotor cu un
pas unghiular j . Pasul unghiular j este dat de relația:

IV.2 j=2∙π
N=2,09
în care: N = numărul de role = 3.

Deoarece:

IV.3 Wpompă = j
t=π∙npompă
30=0,03 rad/sec

IV.4 t=30∙j
π∙npompă=60
N∙npompă≅60minute

rezultă:
IV.5 Q=Vt∙N∙npompă
60=5∙3∙0,33
60=0,083 ml/sec
unde: [n]=rot/min și [Q]=ml/sec.

Volumul de fluid transportat V t depinde de caracteristicile geometrice ale pompei, deci:

IV.6 Vt=f(Rs,r,d,g,o,h)

în care h reprezintă valoarea interstițiului existent între pereții interiori ai tubului, în zona de
deformație maximã . Cu cât interstițiul h are valoare mai mare, cu atât debitul Q scade

40
presiunea de la ieșire, determinând ap ariția debitului invers și, deci, diminuarea debitului
principal .
Ideal ar fi ca interstițiul h să fie nul, ceea ce însă este greu de realizat practic și, în plus,
conduce la apariția unor forțe de frecare mari. La pompele utilizate în circuitele
extraco rporale, deci la pompele de sânge, nu este recomandat ca h sã atingã valoarea h = 0
datoritã apariției fenomenului de hemolizã – deci de distrugere a celulelor sanguine ca urmare
a strivirii lor între pereții tubului. Literatura de specialitate recoma ndă pentru interstițiul h
valori de (0.15 ÷ 0.25) mm, depășirea acestor limite conducând la modificãri nedorite ale
debitului. Având în vedere modificãrile ce apar în timp în materialul tubului, ajustarea acestui
interstițiu nu este posibilã decât la po mpele prevãzute cu dispozitive de reglare a distanței între
role, ceea ce le recomandã a fi utilizate în circuite extracorporale ca pompe de sânge.
Deformarea tubului pe role, între punctele A și B, fiind greu de apreciat, volumul de fluid V t
transportat între două role succesive poate fi calculat cu aproximație ca fiind dat de volumul
V, al cilindrului curbiliniu, de secțiune S, corespunzător deschiderii unghiulare j, diminuat cu
volumul V 1, ce se pierde prin interstițiul h. În aceste condiții se poate sc rie :

IV.7 Vt=V−V1
Vt≅5 ml,deci V1≅3 ml

IV.8 V≅S∙l=π∙d2
4∙j∙Rm=7,87 ml

în care: d – diametrul interior , ö – unghiul dintre role , R m – raza medi e de înfășurare a
tubului.
Pentru cazul general al ocluzării incomplete a tubului (h≠0) volumul V1 se determină
cu relația:
IV.9 V≅S′∙l=b∙ö ∙h∙Rm

în care: h – ocluzarea tubului iar b – axa mare a secțiunii t ubului aplatizate de rolă. Această
secțiune, notată cu S’, poate fi asimilată, cu o aproximație satisfăcătoare, ca fiind cea
corespunzătoare unui dreptunghi având laturile b și h, calculul ei fiind făcut în ipoteza

41
conservării lungimii secțiunii tubului, d eci a absenței deformațiilor de întindere în pereții
acestuia.

Figura IV.3 – Cazul general al ocluzării incomplete a tubului2

Punând condiția de egalitate a lungimilor contururilor celor două secțiuni – cea
deformată și cea nedeform ată – a tubului, ne rezultă pentru dimensiunea b expresia :

IV.10 2∙b+2∙h⇒b=π∙d−2∙h
2=0,68 mm ,unde h≅0,2 mm din măsurători

Înlocuind expresia [10] în expresia [9] și având în vedere expresia [6], se obține în
final:
IV.11 Q=Vt∙N∙npompă =f(h,d,npompă )

Relația [11] evidențiază și modalitățile de variere a debitului pompelor peristaltice:
varierea turației n, a diametrului d ( schimbarea tubului) sau modificarea interstițiului h,
aceasta din urmă fiind însă puțin utilizată datorită efectelor ne dorite ce pot sa apară în
funcționarea pompei. [6]

Calcul ul reductorului

Figura IV. 4 – Aspect reductor33

3 www.grahamwideman.wikispaces.com

42
Legendă

ha – înălțimea capului dintelui
h0a – coeficientul de înălțime a capului dintelui
hf – înălțimea piciorului dintelui
h0f – coeficientul de înălțime a piciorului
dintelui
h – înălțimea dintelu i
d – diametrul cercului de divizare
z – numărul de dinți al roții
m – modulul dinților
p – pasul roții (distanța la care se repe tă)
da – diametrul cercului de cap a roții dințate
df – diametrul cercului de picior a roților dințate
it – raportul de transmisie total

Figura IV. 5 – Elemente de geometrie ale roții dințate

IV.12 ha = h0a∙ m
IV.13 h0a ={1.1,m<1mm
1,m≥1mm
IV.14 hf = h0f∙ m
IV.15 h0f=={1.6,m≤0,5mm
1.45,m≤0,5mm ≤1mm
1.25,m≥1mm
IV.16 h = ha +hf
IV.17 d = m∙z
IV.18 m = p
π
IV.19 da = d + 2∙ ha
IV.20 df = d – 2∙hf
IV.21 it=(−1)2∙z2
z4∙z3
z1

43

Figura IV. 6 – Schema cinematic ă a motorului

Relații de calcul

IV.22 m = 0,5 mm
IV.23 z1=9
IV.24 d1=m∙z1=4,5mm
IV.25 m=p1
π=>p1=6,28mm
IV.26 ha1 = h0a1∙ m=2mm
IV.27 hf1 = h0f1∙ m=2.5mm
IV.28 h1=ha1+hf1=4,5mm
IV.29 da1 = d1 + 2∙ ha1=8,5mm
IV.30 df1 = d1 – 2∙hf1=−0,5mm

IV.31 m = 0,5 mm
IV.32 z2=32

44
IV.33 d2=m∙z2=16mm
IV.34 m=p2
π=>p2=6,28mm
IV.35 ha2 = h0a2∙ m=2mm
IV.36 hf2 = h0f2∙ m=2.5mm
IV.37 h2=ha2+hf2=4,5mm
IV.38 da2 = d2 + 2∙ ha2=20mm
IV.39 df2 = d2– 2∙hf2=11mm

IV.40 m = 0,5 mm
IV.41 z3=11
IV.42 d3=m∙z3=5,5mm
IV.43 m=p3
π=>p3=6,28mm
IV.44 ha3 = h0a3∙ m=2mm
IV.45 hf3 = h0f3∙ m=2.5mm
IV.46 h3=ha3+hf3=4,5mm
IV.47 da3 = d3 + 2∙ ha3=9,5 mm
IV.48 df3 = d3– 2∙hf3=0,5mm

IV.49 m = 0,5 mm
IV.50 z4=22
IV.51 d4=m∙z4=11mm
IV.52 m=p4
π=>p4=6,28mm
IV.53 ha4 = h0a4∙ m=2mm
IV.54 hf4 = h0f4∙ m=2.5mm
IV.55 h4=ha4+hf4=4,5mm
IV.56 da4 = d4 + 2∙ ha4=15 mm
IV.57 df4 = d4– 2∙hf4=6mm

IV.58 m = 0,5 mm
IV.59 z5=16
IV.60 d5=m∙z5=8mm
IV.61 m=p5
π=>p5=6,28mm

45
IV.62 ha5 = h0a5∙ m=2mm
IV.63 hf5 = h0f5∙ m=2.5mm
IV.64 h5=ha5+hf5=4,5mm
IV.65 da5 = d5 + 2∙ ha5=12 mm
IV.66 df5 = d5– 2∙hf5=3mm

IV.67 m = 0,5 mm
IV.68 z6=10
IV.69 d6=m∙z6=5mm
IV.70 m=p6
π=>p6=6,28mm
IV.71 ha6 = h0a6∙ m=2mm
IV.72 hf6 = h0f6∙ m=2.5mm
IV.73 h6=ha6+hf6=4,5mm
IV.74 da6 = d6 + 2∙ ha6=9 mm
IV.75 df6 = d6– 2∙hf6=0

IV.76 m = 0,5 mm
IV.77 z7=31
IV.78 d7=m∙z7=15,5mm
IV.79 m=p7
π=>p7=6,28mm
IV.80 ha7 = h0a7∙ m=2mm
IV.81 hf7 = h0f7∙ m=2.5mm
IV.82 h7=ha7+hf7=4,5mm
IV.83 da7 = d7 + 2∙ ha7=19,5 mm
IV.84 df7 = d7– 2∙hf7=10mm

Calculul raportului de transmisie
IV.85 i12=(−1)2∙z1
z2=0,28
IV.86 i23=(−1)2∙z2
z3=2,9
IV.87 i34=(−1)2∙z3
z4=0,5

46
IV.88 i45=(−1)2∙z4
z5=1,37
IV.89 i56=(−1)2∙z5
z6=1,6
IV.90 i67=(−1)2∙z6
z7=0,32
it=0,39 [23] [24]

CAPITOLUL V – DESCR IEREA SOLUȚIEI PROPRII

Imprimarea 3D sau fabricarea aditivă este un proces de realizare a obiectelor solide
tridimensionale dintr -un fișier digital. Crearea unui obiect imprimat 3D se realizează utilizând
procese adiționale. Într -un proces aditiv, un obie ct este creat prin stabilirea unor straturi
succesive de material până când obiectul este creat. Fiecare dintre aceste straturi poate fi văzut
ca o secțiune orizontală a obiectului final. Imprimarea 3D este opusul procesului de fabricare
subtractivă, care taie dintr -o bucată de metal sau plastic cu o masină de frezat, rezultând
produsul finit. Imprimarea 3D permite realizarea unor forme complexe (funcționale) folosind
mai puțin material decât metodele tradiționale de fabricație. [25]

Stadiul actual pentru imprimarea 3D
Conform unui studiu realizat de către revista Forbes, accelerarea dezvoltării produselor este
cea mai mare prioritate pentru companiile care se bazează pe imprimarea 3D, ridicându -se de
la 29% în 2017 la 39% în 2018. În urma acestui studiu s -au realizat statistici, precum:

• Prototiparea (55%), modelele de producție (43%) și macheta de concept (41%) sunt
cele mai populare aplicații 3D de imprimare în anul 2018.
• 36% dintre companii folosesc materiale metalice pentru tipărirea 3D în acest an, în
creștere cu 28% în 2017, însemnând o adaptare mai mare pentru operațiunile de
producție.
• 93% dintre companiile care utilizează tipărirea 3D în 2018 sunt capabile să obțină
avantaje competitive, inclusiv reducerea timpului de introducere pe piață și
flexibi litatea pentru a sprijini derularea mai scurtă a producției pentru clienți.

47
• 70% dintre firme au crescut investițiile în tipărirea 3D în 2018 față de 49% în 2017.
37% dintre respondenții din domeniul aeronautic au cheltuit mai mult de 100 000 de
dolari în t ipărirea 3D în 2017. [26]

Stadiul actual pentru imprimarea 3D în ingineria medicală
Particularitatea industriei de sănătate este că trebuie să se adapteze cu o specificitate
foarte precisă fiecărui pacient. Resursele folosite pentru intervenții chirurgica le sau pentru
tratarea pacientului sunt adesea personalizate, scumpe și limitate. Aceste constrângeri sunt
foarte adaptate utilizării tehnologiei de imprimare 3D, care imprimă o piesă unică, complet
personalizată și la un cost accesibil. În acest mod, impr imarea 3D a pieselor medicale a
cunoscut o rapidă creștere.

Ce se așteaptă în viitor:

• Proteze 3D cu costuri reduse
Protezele sunt un subiect sensibil în domeniul asistenței medicale și al pacienților. Ele
sunt vitale pentru pacienții care au nevoie de ele, dar sunt, de asemenea, inestetice și
costisitoare, costul acestora putând ajunge până la 100.000 de dolari. Cu tehnologia de
imprimare 3D, costul lor poate fi redus la 1000 $ și chiar mai puțin.

• Implanturi biocompatibile
Scopul unui implant este în locuirea unei părți funcționale a corpului. Un implant
trebuie, în același timp, să fie acceptat de organism și să reproducă în mod identic
funcția părții inițiale. Tehnologiile medicale utilizate pentru a respecta aceste două
constrângeri sunt costisitoar e și necesită un cost semnificativ de investiție în cercetare
și dezvoltare pentru a îmbunătăți modelul medical. Prin imprimarea 3D și utilizarea de
material medical adaptat, forma implanturilor poate fi îmbunătățită cu ușurință și la un
cost mai mic.

• Digitalizarea sectorului dentar
Cu o scanare 3D, medicii stomatologi pot să modeleze 3D matrița pentru cimentul
dentar, să îl poziționeze, să realizeze aparate ortodontice cu aliniere clare și agenți de
reținere, fără a -și deranja clienții. De asemenea, ei î și pot digitiza în totalitate fluxul de

48
lucru prin reducerea timpului de turnare. Metoda reduce, de asemenea, stocarea,
deoarece toate scanările 3D sunt stocate în computerul lor, în loc să fie într -o cameră
de depozitare.

• Reducerea nevoii donatorilor
Milioane de proceduri medicale necesită o grefă osoasă în fiecare an. Cu toate acestea,
aceste proceduri sunt încă considerate a avea un risc de eșec și, în același timp, este
greu de găsit donatori. Cercetarea în domeniul imprimării 3D osoase permite reducer ea
nevoii donatorilor și, în același timp, deschide posibilități de personalizare și de a crea
forme complexe în funcție de corpul pacientului.

• Pregătirea unei operațiuni și a unei practici educaționale
Atunci când un medic rezident efectuează o interve nție chirurgicală pentru prima dată,
chiar dacă ar putea fi foarte calificat, diferitele etape ale operației îi pot lua puțin mai
mult timp decât de obicei. Această întârziere poate afecta concentrarea rezidentului,
timpul de funcționare și chiar timpul în care pacientul este anesteziat. În același mod,
pentru un chirurg specializat, unele operații foarte delicate, cum ar fi separarea
gemenilor siamezi, reprezintă o provocare. Pentru a se instrui pe ei înșiși, medicii se
pregătesc pe modele cu aspect real a l părții corpului pe care ar trebui să o opereze. Cu
sistemul tradițional de fabricație pentru a crea un prototip, procesul începe cu un bloc
solid de material și se îndepărtează bucăți până când ceea ce rămâne este prototipul.
Dar echipamentul și materiil e prime sunt scumpe. Folosind printarea 3D, ei pot
imprima o matriță 3D personalizată într -un timp scurt, la un cost accesibil. Acesta
permite elevilor să se antreneze mai mult înainte de prima intervenție chirurgicală.

• Utilizarea tipăririi 3D pentru reco nstrucția sânilor
În loc să utilizeze implanturi cu silicon, medicii au folosit alte tehnici de reconstrucție a
sânilor: tehnica de transfer a grăsimilor sau lipofilling. Cu toate acestea, problema
atunci când este folosită această metodă este că, dacă e injectață prea mult grăsime în
zona sânului, aceasta poate fi reabsorbită de organism de -a lungul timpului și pacientul
trebuie să se supună unei alte proceduri chirurgicale.Pentru a evita absorbția grăsimii
de către organism, au creat o cochilie imprimată 3D cu o formă de dantelă. Această
proteză este în întregime bioresorbabilă. Reconstrucția este naturală, proteza poate fi
personalizată și pacientul nu mai trebuie să sufere o altă procedură chirurgicală.

49

• Imprimarea 3D a "primei inimi artificiale complet moi"
Cercetătorii ETH din Zurich au creat o inimă artificială moale, complet realizată din
silicon și proiectată să aibă aceeași dimensiune ca și inima umană. Acesta cântărește
aproximativ 390 de grame cu un volum de 679 cm3. Spre deosebire de alte inimi
artificiale, aceasta este prima inimă artificială siliconică moale care poate fi imprimată
3D folosind procesul de turnare cu ceară pierdută.

• Imprimantă 3D pentru grefe de piele pentru a salva victimele arse
James Yoo de la Școala de Medicină din Wake For est, SUA, a reusit sa creeze o
imprimantă care sa imprime pielea direct pe rănile victimelor arsurilor. [27]

Figura V.1 – Exemplu pentru utilizarea printării 3D [25]

Pompă peristaltică rotativă printată 3D
După cum am descris în paragrafele anterioare, imprimarea 3D are numeroase utilizări si
avantaje, acestea fiind motivele pentru care am ales să mă folosesc de această metodă.
Folosind printarea 3D pentru a printa pompa peristaltică rotativă, mi -am redus costurile de
producție de la câteva sute de euro , la sub 100 de lei pentru macheta mea. Bineînțeles, prețul
variază în funcție de dimensiunile produsului finit, materialul utilizat, precum si metoda de
imprimare 3D.

50

Pentru realizarea machetei am folosit ca metode:
• Modelarea Depunerii Fuzionate (FDM) – modelarea depozitării prin fuzionare este cea
mai răspândită formă de imprimare 3D la nivel de consumator, alimentată de apariția
imprimantelor 3D de tip hobbyist. Imprimantele 3D FDM construiesc părți prin topirea
și extrudarea filamentelor termoplastice, pe care o duză de imprimare o depune strat cu
strat în zona de construcție. FDM funcționează cu o gamă largă de termoplaste
standard, cum ar fi acrilonitril butadien stiren, acid polilactic și amestecurile lor
diferite. Tehnica este potrivită pentru model ele de bază de tip prototip. FDM are cea
mai mică rezoluție și precizie în comparație cu SLA sau SLS și nu este cea mai bună
opțiune pentru tipărirea desenelor complexe sau a pieselor cu caracteristici complexe.
Finisajele de înaltă calitate pot fi obținut e prin procese chimice și mecanice de
lustruire. Imprimantele industriale FDM 3D utilizează suporturi solubile pentru a
atenua unele dintre aceste probleme și pentru a oferi o gamă mai largă de termoplastice
inginerice, dar ele vin și la un preț mare. Cu a jutorul tehnicii FDM am printat 3D baza,
capacul si suportul rolelor.

• Stereolitografia a fost prima tehnologie de imprimare 3D din lume, inventată în anii
1980, și este încă una dintre cele mai populare tehnologii pentru profesioniști. SLA
utilizează un l aser pentru a transforma rășina lichidă în plastic întărit într -un proces
numit fotopolimerizare. Componentele SLA au cea mai mare rezoluție și precizie, cele
mai clare detalii și finisajul fin de suprafață al tuturor tehnologiilor de imprimare 3D
din plas tic, dar beneficiul principal al SLA constă în versatilitatea sa. Producătorii de
materiale au creat formulări inovatoare de rășină SLA cu o gamă largă de proprietăți
optice, mecanice și termice, pentru a se potrivi cu cele ale termoplastelor standard, de
inginerie și industriale. SLA este o opțiune excelentă pentru prototipuri foarte detaliate,
care necesită toleranțe strânse și suprafețe netede. SLA este utilizat pe scară mare într –
o gamă largă de industrii, de la inginerie și design de produs la producți e, stomatologie,
bijuterii, modelare și educație. Prin metoda de printare SLA am imprimat 3D cele 3
role si cele 3 pinioane.

51

Figura V.2 – Componente ale pompei peristaltice rotative proiectate 3D (capac)

Figura V. 3 – Componente ale pompei peristaltice rotative proiectate 3D (bază)

52

Figura V. 4 – Componente ale pompei peristaltice rotative proiectate 3D (suport pentru role)

53

Figura V. 5 – Componente ale pompei peristaltice rotative imprimate 3D prin tehnica FDM
(bază, capac și suport pentru role)

În figura V.5 sunt reprezentate baza pompei peristaltice, capacul, precum și suportul
triunghiular pentru rolele ce vor aplica presiune asupra tubului.

54

Figura V. 6 – Componente ale pompei peristaltic e rotative proiectate 3D (rolă)

Figura V. 7 – Componente ale pompei peristaltice rotative proiectate 3D (pinion)

55

Figura V. 8 – Componente ale pompei peristaltice rotative imprimate 3D prin tehnica SLA
(rolă și pinion) și filament albastru

În figura V.8 sunt prezentate rolele și pinioanele pompei peristaltice. Întrucât
pinioanele imprimate 3D nu au putut fi printate la dimensiunile necesare, am utilizat bucăți de
filament albastru locul acestora.

56

Figura V. 9 – Realizarea soluției practi ce

Figura V. 10 – Pompa peristaltică rotativă

În figura V.10 este reprezentată pompa rotativă. Cele două suporturi pentru role au fost
puse una deasupra celeilalte, iar între ele sunt plasate rolele, acestea rotindu -se în jurul
bucăților de filament.

57

Figura V.1 1 – Produsul finit proiectat 3D

În figura V.11 este prezentată pompa peristaltică proiectată 3D în stadiul finit.

58

Figura V.12 – Produsul finit imprimat 3D

În figura V.12 este prezentată pompa peristaltică imprima tă 3D în stadiul finit. După
cum se poate observa, pompa și motorul se potrivesc ca dimensiuni.

59

Componentele electrice hardware utilizate
Motor pas cu pas

Figura V. 13 – Motorul utilizat în realizarea soluției p ractice și driverele pentru placuța
Arduino

Un motor pas cu pas este un dispozitiv electromecanic care transformă impulsurile
electrice în mișcări mecanice discrete. Arborele sau axul unui motor pas cu pas se rotește în
trepte de trepte discrete, când se aplică impulsuri de comandă electrice în ordinea
corespunzătoare. Rotirea motorului are mai multe relații directe cu aceste impulsuri de
intrare aplicate. Secvența impulsurilor aplicate este direct legată de direcția de rotație a
arborelui motorului. Vite za rotației arborilor motorului este direct legată de frecvența
impulsurilor de intrare, iar lungimea de rotație este direct legată de numărul de impulsuri de
intrare aplicate. Unul dintre cele mai importante avantaje ale unui motor pas cu pas este
capacit atea sa de a fi controlată cu precizie Într -un sistem cu buclă deschisă. Controlul buclă
deschisă înseamnă că nu este nevoie de informații despre feedback despre poziție. Acest tip

60
de control elimină nevoia de dispozitive scumpe de detectare și de feedback cum ar fi
encoderele optice.

Caracteristici
• Unghiul de rotație al motorului este proporțional cu impulsul de intrare.
• Motorul are cuplu complet la staționare (în cazul în care înfășurările sunt alimentate cu
energie)
• Precizie de poziționare și repetabili tate a mișcării, deoarece motoarele pas cu pas au o
precizie de – 5% dintr -un pas și această eroare nu este cumulată de la un pas la altul.
• Răspuns excelent la pornire / oprire / inversare.
• Foarte sigur deoarece nu există perii de contact în motor. Prin ur mare, durata de viață a
motorului depinde pur și simplu de durata de viață a rulmentului.
• Răspunsul motoarelor la impulsurile digitale de intrare oferă un control în buclă
deschisă, ceea ce face ca motorul să fie mai simplu și mai puțin costisitor de contr olat.
• Este posibil să se realizeze o rotație sincronă cu viteză foarte joasă, cu o sarcină care este
cuplată direct cu arborele.
• Gamă largă de viteze de rotație poate fi realizată deoarece viteza este proporțională cu
frecvența impulsurilor de intrare.

Specificații tehnice motor pas cu pas 28BYJ -48
• Tensiune nominală: 5V curent continuu
• Numărul de faze: 4
• Raportul de variație a vitezei: 1/64
• Unghiul pasului: 5,625 ° / 64
• Frecvență: 100Hz
• Rezistența curent continuu: 50Ω ± 7% (25 ℃)
• Frecvență de tracțiune în timpul răcitorului:> 600 Hz
• Frecvență în afara tracțiunii:> 1000 Hz
• Cuplu de tracțiune> 34,3mN.m (120Hz)
• Moment de auto -poziționare> 34,3mN.m
• Cuplu de frecare: 600 -1200 gf.cm
• Cuplul: 300 gf.cm
• Rezistență izolată > 10MΩ (500V)

61
• Puterea electrică izolată: 600 VAC / 1mA / 1s
• Gradul de izolație: A
• Creșterea temperaturii <40K (120Hz)
• Zgomot <35dB (120Hz, fără sarcină, 10cm) [28] [29] [30]

Figura V.14 – Driver ULN2003 pentru a lega motorul de placa de dezvoltare Arduino [26]

Figura V.1 5– Schema electrică de legare pini a motorului la driverul ULN2003 [27]

62

Microcontrolerul de dezvoltare arduino uno

Arduino UNO este o platformă de procesare open -source, bazată pe software și hardware
flexibil și simplu de folosit. Constă într -o platfor ma de mici dimensiuni (6.8 cm / 5.3 cm – în
cea mai des întâlnită variantă) construită în jurul unui procesor de semnal și este capabila de
a prelua date din mediul înconjurător printr -o serie de senzori și de a efectua acțiuni asupra
mediului prin interme diul luminilor, motoarelor, servomotoare, și alte tipuri de dispozitive
mecanice. Procesorul este capabil să ruleze cod scris într -un limbaj de programare care este
foarte similar cu limbajul C++.

Caracteristici tehnice:
• Tensiune de funcționare: 5V;
• Tensi une de alimentare jack: 7 -12V;
• Pini de I/O: 14;
• Pini PWM: 6 (din cei 14 de I/O);
• Pini ADC: 8;
• Memorie flash: 32kB (8 ocupați de bootloader);
• Comunicație TWI, SPI și UART;
• Frecvență de funcționare: 16MHz. [31] [32]

63
Programarea elementului motor folosind platforma arduino

Figura V.14 – Mediul de programare a l plăcii de dezvoltare Arduino Uno

Codul surs ă

int pin1=2;
int pin2=3;
int pin3=4;
int pin4=5;
int timp=2;
int i;
void setup() {
pinMode(pin1,OUTPUT);
pinMode(pin2,OUTPUT);
pinMode(pin3 ,OUTPUT);
pinMode(pin4,OUTPUT);}

64
void sfert1(){
digitalWrite(pin1,HIGH);
digitalWrite(pin2,LOW);
digitalWrite(pin3,LOW);
digitalWrite(pin4,LOW);}

void sfert2(){
digitalWrite(pin1,LOW);
digitalWrite(pin2,HIGH);
digitalWrite(pin3,LOW);
digitalWrite(pin4,LOW);}

void sfert3(){
digitalWrite(pin1,LOW);
digitalWrite(pin2,LOW);
digitalWrite(pin3,HIGH);
digitalWrite(pin4,LOW);}

void sfert4(){
digitalWrite(pin1,LOW);
digitalWrite(pin2,LOW);
digitalWrite(pin3,LOW);
digitalWrite(pin4,HIGH);}

void oprire(){
digitalWrite(pin1,LOW);
digitalWrite(pin2,LOW);
digitalWrite(pin3,LOW);
digitalWrite(pin4,LOW);}

void inainte(){
sfert1();
delay(timp);
sfert2();

65
delay(timp);
sfert3();
delay(timp);
sfert4();
delay(timp);}

void inapoi(){
sfert4();
delay (timp);
sfert3();
delay(timp);
sfert2();
delay(timp);
sfert1();
delay(timp);}

void loop() {
oprire();
for(i=1;i<=3;i++)
inainte();
delay(1);}
Pe placa de dezvoltare sunt 4 ieșiri care trebuie introduse în oricare 4 pini digitali ai
plăcii. Fiecare pin co ntrolează un sfert de rotație a motorului , corespunzător unei mini bobine.
Cablaje 4 pini: GND -ul de la driver se conectează la GND -ul de pe Arduino și VCC se
cablează la tensiunea 5V.
Se deschide aplicația Arduino, se uploadează codul sursă menționat mai sus și se
compilează, în timp ce placa este conectată prin USB la terminalul utilizatorului (PC/Laptop),
se alege tipul de placă folosită (Ard uino/Genuino UNO) și portul .
Sistemul va funcționa în buclă (Void Loop) și se va defini o variabilă i incrementab ilă
pentru pasul motorului.
Fiecare sfert de motor are definit un subprogram pentru tipul de turație, în funcție de
viteza dorită (HIGH sau LOW), un timp de delay (întârziere), oprirea și înaintarea motorului.
Se aplică mai multe încercări pentru a vedea n umărul aproximativ de pași pe care ar trebui să -l
facă motorul în funcție și de cantitățile de substanță dorite pentru a fi injectate.

66

Montajul final

Figura V.15 – Montajul final – schema

În figura V.15 este realizată o sc hemă a montajului final în programul Fritzing.

67

Figura V.16 – Montajul final

În figura V.16 este reprezentat montajul final realizat după schema din figura V.15.

68

CONCLUZII

În urma realizării acestui proiect mi -am întărit noțiunile de a natomie topografică și
funcțională umană și am acumulat foarte multe informații despre modul în care o mașină cord –
pulmon funcționează, aceasta fiind o metodă complexă care permite substituirea, pentru o
anumită perioadă de timp, a funcțiilor inimii și pl ămânilor: circulația, schimburile de gaze,
echilibrul acido -bazic, reglarea temperaturii.
Operarea pe cord în timp ce acesta bate reprezintă o provocare aproape imposibilă și de
aceea, în timpul operațiilor de bypass vascular, este utilizată mașina cord pu lmon, venind
astfel în ajutorul echipei chirurgicale. De -a lungul timpului, acest dispozitiv a cunoscut o
dezvoltare continuă, pornind de la o utilizare de aproximativ 20 de minute pentru oxigenarea
sângelui unei pisici (1931, primul test realizat de către John Gibbon), până în prezent, când se
poate folosi până la câteva ore pentru suplinirea funcțiilor cordului și a plămânilor umani .
Macheta realizată în urma cercetării pentru proiectul de diplomă poate reprezenta doar
începutul realizării unei mașini c ord-pulmon imprimată 3D, complet funcțională, micșorând
astfel costurile de fabricare. Provocarea materială o reprezintă senzorii de oxigenare special
construiți pentru a detecta de nivelul de oxigen (dar și alte gaze) din sânge.

69

CONTRIB UȚII PERSONALE

În urma elaborării proiectului de diplomă am învățat:
• noțiuni antomice și topografice;
• soluții brevetate existente pe piață;
• să realizez calculele necesare obținerii debitului pompei peristaltice utiliz ând
cunoștințele acumulate până în pr ezent ;
• să realizez calculele roților dințate ale motorului, pentru a determina raportul de
transmisie total, utiliz ând cunoștințele acumulate până în prezent ;
• să dimensionalizez soluția pentru pompa peristaltică folosind calculele realizate în
capitolul IV ;
• să aleg un motor potent pentru solu ția realizată ;
• să realizez slice -urile (straturile care prin montare succesivă duc la obținerea
dispozitivului final) necesare în procesul imprimării 3D cu ajutorul programului Cura;
• să imprim 3D un model;
• să utilizez p rogramul Frietzing pentru a realiza o schemă a montajului final;
• să realizez cablajele necesare pentru funcționarea soluției;
• să realizez un program Arduino care să comande soluția imprimată 3D .

70

BIBLIOGRAFIE

[1] Prof. Univ.Dr. Paula Drosescu , Dr: Mihaela Poeană, “Anatomia”
[2] www.scribd.com, accesat la data 13.07.2017
[3] Borundel Corneliu – Manual de medicină internă pentru cadre medii, Editura
All, București, 1995
[4] www.innerbody.com – accesat la data de 16 octombrie 2017
[5] curs Anatomie Topografica si functionala, Facultatea de Medicina si Farmacie
Craiova
[6] “Echipamente de Protezare și Ortezare”, Ș.l. dr. ing. Doina Bucur , notițe de
curs
[7] https://en.wikipedia.org – accesat la datele 10.01.2018, 19.03.2018
[8] https://www.ebme.co.uk/articles/clinical -engineering/22 -cardiopulmonary –
bypass – machine -cpb
[9] Lesserson LS, Enriquez LJ. Coagulation monitoring. In: Kaplan J, Augoustides
J, editors. Kaplan's Cardiac An esthesia. 7th ed. Philadelphia: Elsevier; 2017. p.
699.
[10] Gold JP, Charlson ME, Williams -Russo P, Szatrowski TP, Peterson JC,
Pirraglia PA, et al. Improvement of outcomes after coronary artery bypass. A
randomized trial comparing intraoperative high versus low mean arterial
pressure. J Thorac Cardiovasc Surg. 1995;110:1302 –11. [PubMed ]
[11] Rees K, Beranek -Stanley M, Burke M, Ebrahim S. Hypothermia to reduce
neurol ogical damage following coronary artery bypass surgery. Cochrane
Database Syst Rev. 2001;(Issue 1) Art. No.:CD002138. [ PubMed ]
[12] Grigore AM, Grocott HP, Mathew JP, Phillips -Bute B, Stanley TO, Butler A,
et al. The rewarming rate and increased peak temperature alter neurocognitive
outcome after cardiac surgery. Anesth Analg. 2002;94:4 –10. [PubMed ]
[13] Grocott HP, Mackensen GB, Grigore AM, Mathew J, Reves JG, Phillips -Bute
B, et al. Postoperative hyperthermia is associated with cognitive dysfunction
after coronary artery bypass graft surgery. Stroke. 2002;33:537 –41. [PubMed ]

71
[14] Thong WY, Strickler AG, Li S, Stewart EE, Collier CL, Vaughn WK, et al.
Hyperthermia in the forty -eight hours after cardiopulmonary bypass. Anesth
Analg. 2002;95:1489 –95. [PubMed ]
[15] Naik SK, Knight A, Elliott MJ. A successful modification of ultrafiltration for
cardiopulmonary bypass in children. Perfusion. 1991;6:41 –50. [PubMed ]
[16] Groom RC, Froebe S, Martin J, Manfra MJ, Cormack JE, Morse C, et al.
Update on pediatric perfusion practice in North America: 2005 survey. J Extra
Corpor Technol. 2005;37:343 –50. [PMC free article ] [PubMed ]
[17] England MR, Gordon G, Salem M, Chernow B. Magnesium administration and
dysrhythmias after cardiac surgery. A placebo -controlled, double -blind, ran
domized trial. JAMA. 1992;268:2395 –402. [ PubMed ]
[18] Landoni G, Biondi -Zoccai G, Greco M, Greco T, Bignami E, Morelli A, et al.
Effects of levosimendan on mortality and hospitalization. A meta -analysis of
randomized controlled studies. Crit Care Med. 2012;40:634 –46. [PubMed ]
[19] Ferraris V A, Brown JR, Despotis GJ, Hammon JW, Brett Reece T, Saha SP
Update to the Society of Thoracic Surgeons and the Society of Cardiovascular
Anesthesiologists blood conservation clinical practice guidelines. Ann Thorac
Surg. 2011;91:944 –82. [PubMed ]
[20] Horrow JC, Hlavacek J, Strong MD, Collier W, Brodsky I, Goldman SM, et al.
Prophylactic tranexamic acid decreases bleeding after cardiac operations. J
Thorac Cardiovasc Surg. 1990;99:70 –4. [PubMed ]
[21] Butterworth J, James RL, Lin Y, Prielipp RC, Hudspeth AS. Pharmacokinetics
of epsilon -aminocaproic acid in patients undergoing aortocoro nary bypass
surgery.
Anesthesiology. 1999;90:1624 –35. [PubMed ]
[22] https://patents.google.com – accesat la data 15.05 2018
[23] „Biom ecatronică ”, Conferențiar Dr. Ing. Sorin Kostrakievici, notițe de curs
[24] Traian Demian, Dumitru Tudor, Iosif Curița, Constantin Nițu, “Bazele
proiect ării aparatelor de mecanică fină ”, Editura Tehnică, 1986
[25] www.3dprinting.com accesat la data de 2 1.05.2018
[26] www.forbes.com – accesat la data de 21.05.2018
[27] www.sculpteo.com – accesat la data 21.05.2018
[28] www.ins tructables.com/id/BYJ48 -Stepper -Motor/ – accesat la data 25.05.2018
[29] www.geeetech.com/wiki/index.php – accesat la data 25.05.2018

72
[30] forum.allaboutcircuits.com/threads/uln2003.1296/ – accesat la data 25.0 5.2018
[31] https://www.robofun.ro/arduino_uno_v3 – accesat la data 26.05.2018
[32] https://www.arduino.cc/en/Reference/HomePage ?from=Reference.Extended –
accesat la data 26.05.2018

73
LISTĂ ABREVIERI

CPB – Circuit bypass pulmonar
RPM – Rotații pe minut
PVC – Policlorur ă de vinil
TCV – Volumul total de circulație
HCt – Hematocrit
PBV – Volumul sângelui pacientului
BSA – Suprafața corporală
ACT – Timpul de activare a coagulării
MUF – Ultrafiltrarea modificată
DHCA – Reținer e hipotermic ă profund ă
AKI – Leziuni renale acute
FDM – Modelarea Depunerii Fuzionate
SLA – Stereolitografia