N° 01 - Cardiovascular Sciences Forum

Transcripción

ISSN 1809-3736
On line 1809-3744
CD Rom 1809-3728
2006
December / Deciembre / Dezembro
7-9
INTERNATIONAL CONGRESS
OF CARDIOVASCULAR SCIENCES
- SCIENTIFIC FORUM XVI Congreso Internacional de Ciencias Cardiovasculares - Forum Cientifico XVI
Congresso Internacional de Ciências Cardiovasculares - Fórum Cientifico XVI
ECUMENIC FORUM VIII / FORUM ECUMENICO VIII / FÓRUM ECUMÊNICO VIII
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Fundação Cardiovascular São Francisco de Assis - ServCor
Truth is Jesus / Verdad es Jesus / Verdade é Jesus
St John / San Juan / São João 14.6
May / Mayo / Maio
25 - 27
INTENSICARDIO II
II Brazilian Congress on Intensive
Cardiology
II Congresso Brasileiro de Cardiologia Intensiva
II Congreso Brasileño de Cardiologia Intensiva
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Cardiovasc Sci Forum Vol. 1- Number 1- Jan. / Mar., 2006
ISSN 1809-3736
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CARDIOVASCULAR
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Sponsored by: Fundação Cardiovascular São Francisco de Assis – ServCor (MG - Brazil)
Fundação Cardiovascular S. Francisco de Assis / ServCor - Thruth is Jesus . St John
President: Elaine Maria Gomes (OAB)
Scientific Coordination: Otoni M. Gomes
Clinic Director: Eros Silva Gomes
Events Administration: Elton S. Gomes
Scientific Council :
Prof. Dr. Alan Tonassi Paschoal
Prof. Dr. Alcino Lázaro da Silva
Prof. Dr. Alexandre Ciappina Hueb
Prof. Dr. Alfredo I. Fiorelli
Prof. Dr. Arnaldo A. Elian
Prof. Dr. Carlos Henrique V. Andrade
Prof. Dr. Cristina Kallás Hueb
Prof. Dr. Elias Kallás,
Prof. Dr. Eduardo S. Bastos
Prof. Dr. Eduardo Augusto S. Costa
Prof. Dr. Evandro César V. Osterne
Prof. Dr. Fábio B. Jatene
Prof. Ivan Berkowitz – MBA. (Canadá) Prof. Dr. José Carlos D. V. Pontes
Prof. Dr. José Teles de Mendonça
Prof. Dr. Noedir A.G. Stolf
Prof. Dr. Sérgio Nunes Pereira
Prof. Dr. Tofy Mussivand (Canadá)
Prof. Dr. Tomas A. Salerno (USA)
14.6
Data Processing Center: Mr. Elton S. Gomes
Mr. Rogério M. Júnior
Mr. Elcio Camargo
Scientific Co-sponsorship by: South American Section of the International Academy of
Cardiovascular Sciences (IACS-SAS), Latin American Section of the International Society for Heart
Research (ISHR - LAS), Department of Cardiorespiratory Physiology and Experimental Cardiology of
the Brazilian Society of Cardiology, Department of Experimental Research of the Brazilian Society of
Cardiovascular Surgery (DEPEX - SBCCV), SBCCV Department of Extracorporeal Circulation and
Mechanical Assisted Circulation (DECAM-SBCCV), SBCCV Departament of Cardiology (SBCCVDECARDIO, SBCEC-Brazilian Society of Extracorporeal Circulation.
EDITORIAL COORDINATION
Otoni M. Gomes (Brazil),Alfredo I. Fiorelli (Brazil),
Denoel M. Oliveira (Brazil),
José Carlos Dorsa V. Pontes (Brazil), Daniel Bia Santana (Uruguay),
Tomas A. Salerno (USA), Tofy Mussivand (Canadá),
ASSOCIATED EDITORS
Alexandre C. Hueb (Brazil), Antônio S. Martins (Brazil),
Bruno Botelho Pinheiro (Brazil), Domingo M. Braile (Brazil),
Domingos Sávio Souza (Sweden), Eduardo Augusto S. Costa (PA)
Elias Kallás (Brazil), Elmiro S. Resende (Brazil),
Evandro Cezar V. Osterne (Brazil), José Teles de Mendonça(Brazil),
Geraldo P.SantanaFilho(Brazil), Michael Dashwood (England),
Pascal M. Dohmen (Germany), Ricardo Gelpi (Argentina),
Roberto Hugo C. Lins (Brazil), Victor Murad (Brazil)
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Adalberto Camim (SP)
Adriano L. C. Navarro (MG)
Aguinaldo Coelho Silva (MG)
Alan Tonassi Paschoal (RJ),
Alcino Lázaro da Silva (MG)
Alexandre Ciappina Hueb (SP)
Alexandre Kallás (MG)
Alexandre V. Brick, (DF)
Augusto Cesar Neno (RJ)
Antônio A. Ramalho Motta (MG)
Antônio Natalino M. Dantas (BA)
Antônio de Pádua Jazbik (RJ)
Antônio S. Martins (SP)
Augusto Z. Bozza (RJ)
Bruno Botelho Pinheiro (GO)
Bruno Hellmuth (RJ)
Carlos Alberto M. Barrozo (RJ)
Carlos Henrique M. Santos (MS)
Carlos Henrique V. Andrade (MG)
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Cristina Kallás Hueb (SP)
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Domingos J. Moraes (RJ)
Domingo M. Braile (SP)
Domingos Melo (PE)
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Eduardo Nagib Gauí (RJ)
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Elias Kallás (MG),
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Eros Silva Gomes (MG)
Evandro César V. Osterne (DF),
Fábio B. Jatene (SP)
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Fernanda B. Nogueira (RJ)
Francisco Diniz Affonso Costa (PR)
Francisco Gregory Jr. (PR)
Geraldo Martins Ramalho (RJ)
Geraldo Paulino S. Filho (GO)
Gilberto V. Barbosa (RS)
Gladyston Luiz Lima Souto (RJ)
Guaracy F. Teixeira Filho (RS)
Hélio Antônio Fabri (MG)
Hélio P. Magalhães (SP
Haroldo Koury Maues (PA)
Henrique Murad, (RJ)
Jauro Collaço (SC)
João Bosco Dupin (MG)
João Carlos Ferreira Leal (SP)
João Jackson Duarte (MS)
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José Carone Jr (ES)
José Carlos D. V. Pontes (MS)
José Carlos S. Andrade (SP)
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Luiz Boro Puig (SP)
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Luiz Franklin Reis (MG)
Luiz Fernando Kubrusly, (PR)
Luiz Paulo R. Gomes Silva (PA)
Luiz Ricardo Goulart (MG)
Manoel Almeida (SP)
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Marcílio Faraj (MG)
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Mônica M. Magalhães (ES)
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Noedir A. G. Stolf (SP)
Oswaldo Sampaio Neto (DF)
Pablo Maria A. Pomeratzeff (SP)
Paulo Antônio M. Motta (DF)
Paulo de Lara Lavítola (SP)
Paulo Rodrigues da Silva (RJ)
Pedro Rocha Paniagua (DF)
Rafael Haddad (GO)
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Rika Kakuda (SE
Roberto Hugo Costa Lins (RJ)
Ronaldo Abreu (MG)
Ronaldo D. Fontes (SP)
Ronaldo M. Bueno (SP)
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Sérgio Luis da Silva (RJ)
Sérgio Nunes Pereira (RS)
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Victor Murad (ES)
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Ulisses Alexandre Croti (SP)
Valdo José Carreira (RJ)
Valéria Braile (SP)
Veridiana Silva de Andrade (SP)
Wagner C. de Pádua Filho (MG)
Walter José Gomes (SP)
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International Scientific Board
Alberto J. Crottogini (Argentina)
Alicia Mattiazzi (Argentina)
Anthony Panos (EE.UU)
Borut Gersak (Slovenia)
Celina Morales (Argentina)
Daniel Bia (Uruguay)
Domingos S. R. Souza (Sweden)
Eduardo Armentano (Uruguay)
Eduardo R. Migliaro (Uruguay)
Grant Pierce (Canada)
Horacio Cingolani (Argentina)
Ivan Knezevic (Slovenia)
Kisham Narine (Germany)
Kushagra Kataryia (EE.UU)
Luis E. Folle (Uruguay)
Manoel Rodrigues (Argentina)
Martin Donato (Argentina)
Martin Villa-Petroff (Argentina)
Michael Dashwood (England)
Naranjan S. Dhalla (Canadá)
Patrícia M. Laguens (Argentina)
Pawan K. Singal(Canadá)
Ricardo Gelpi (Argentina)
Ruben P. Laguens (Argentina)
Si Pham (EE.UU)
Tofy Mussivand (Canadá)
Tomás A. Salerno (EE.UU)
Verônica D’Annunzio (Argentina)
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CONTENTS
EDITORIAL 07
Page 07
- Evidence of in vivo repopularization of tissues engineered
heart valve in human (English text)
Pascal M. Dohmen
ORIGINAL ARTICLES 09
Page 09 - Integrated Metodology Development for vascular and heart valve
prosthesis evaluation in tissue banks (Spanish text)
Daniel Bia John Bustamante, Edmundo Cabrera Fischer, Yanina Zócalo
Héctor Pérez Campos, Maria Saldias, Inês Alvarez, Ricardo Luiz Armentano
Page 28 - Anatomy Study of Right Ventricle in Human Fetus (Portuguese text)
Tânia A. Rodrigues, José T. de Mendonça, Diego C. Resende,
Fábio S. Silveira, José M. M. Souza Jr., Márcia C.C. Machado
Milena dos Santos Barros.
UPDATING ARTICLES
Page 37 - Scalator phenomenon alterations in the failing heart (Spanish text)
Martin G. Villa Petroff, Alicia Mattiazzi
Page 46
- Transplanted Heart Physiology (Portuguese text)
Alfredo I. Fiorelli
Lilian Fiorelli
INSTRUCTION FOR AUTHORS and PEER REVIEW
Page 05
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Instructions for Authors
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Objectives: The Cardiovascular Sciences Forum aims to serve all the Cardiovascular
Sciences fields of investigation to hold together multiprofessional experience to
optimize the generation of new ideas, improving mankind resources in the prevention
and treatment of cardiovascular diseases.
2-
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statements made by any authors. Statements or opinions expressed in Cardiovascular
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Institutions unless so especified.
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drugs and drug dosages are the responsability of the authors.
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expected to conform to ethical (medical) standards, inclusion in this publication does
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of the quality or value of such product or of the claim made by its manufacture.
3 - Papers sent for publication in Cardiovascular Sciences Forum (Editorials, original
articles, conferences, case reports, actualizations brief communications) should be
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the study was performed, k) address for correspondence.
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9 - The Cardiovascular Sciences Forum adopt the Vancouver Norms (www.icmje.org).
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10.1.5 - Annals of Congress: Name of the author (s) - Title of the paper published. In:
Annals of the ... name of the Congress. City: Promoter Society of Institution, Year:
page.
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references. They are included in the text, within parenthesis marks, or, if extensive,
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designating the journal and adding “In press” (within parenthesis marks).
Cardiovasc Sci Forum Vol.1- Number 1- Jan. / Mar., 2006
EDITORIAL
Evidence of in vivo repopularization of tissue
engineered heart valve in human
Pascal M. Dohmen1
Steffen Hauptmann2
Wolfgang F. Konertz1
U
ntil now autografts are the only viable heart
valves available for cardiac valve surgery.
Bioprosthetic valves are non-viable structures.
Allografts are only partially viable and carry a
high bioburden. Because of their allogeneic origin
there is a possibility of immunologic reactions,
resulting in degeneration and calcification of the
valve (1). Tissue engineering technology made
it possible to create a viable heart valve with
potential for growth, regeneration and repair (2).
A 63-year-old patient suffered from degenerative
aortic valve disease and because he had performed
an active way of life until some months ago, a Ross
procedure was preferred. After approval from the
ethics committee of the Humboldt University,
the native pulmonary valve was used to replace
the diseased aortic valve and a tissue engineered
(TE) heart valve was transplanted to reconstruct
the right ventricular outflow tract. An extensive
description of the method of tissue engineering
has been published before (3). In brief, a
peripheral segment of vein of approximately 10
cm length was harvested to isolate autologous
vascular endothelial cells (AVEC). Cells were
characterized and expanded to achieve 5.0 x 106
viable cells. A 27mm cryopreserved pulmonary
allograft was decellularized to become a scaffold
of only collagen and elastin. The subsequent
seeding and conditioning phase took 7 days and
was finished with a cell density of 1.06 x 106
cells/cm². Histological control was performed to
prove a continuous monolayer of AVEC (figure
1a). After sterility was proven the TE heart valve
was implanted in June 2000 using a no-touch
technique. Postoperatively no valve related
complications were observed. Flow velocity at the
TE valve did not change during the 2.5 years of
follow up and could be measured between 1.4 m/s
and 1.3 m/s. At the three months echocardiography
there was a small flow seen between the aorta and
Address reprint requests dr. P.M. Dohmen MD FAHA, Department of Cardiovascular Surgery,
Charité, Humboldt University Berlin, Luisenstraße 13, D-10117 Berlin. Telephone +49 30 450
522092 Fax +49 30 450 522921 E-mail : [email protected]
To the editor :
Received for publication : June, 30th 2004 / Accepted : July, 15th 2004
Cardiovascular
Sciences Forum
9
the right atrium. The patient was reoperated to
close this connection and after having obtained
informed consent intra-operatively a tiny biopsy
of the TE heart valve wall was taken. Histological
examination showed a persistent monolayer of
endothelial cells and fibroblasts ingrowth into the
scaffold (Figure 1b and c). The patient recovered
fast and is currently in NYHA I with no signs of
valve dysfunction.
We suggest tissue engineering technology could
be an excellent tool to improve the early and
intermediate term function of cryopreserved
allografts. Also there is biopsy proven evidence
that repopularization of acellular tissue which
could been shown in animal experiments (4)
takes also place in human beings.
References :
1. Moidl R, Simon P, Kupilik N, Chevtchik O,
Heinrich N, Moritz A, Wolner E, Laufer G.
Increased pulmonary flow velocities in
oversized homografts in patients after Ross
procedure. Eur J Cardiothoracic Surg
1997;12:569-573.
2. Dohmen PM, Ozaki S, Yperman J, Flameng
W, Konertz W. Lack of calcification of tissue
engineered auto-xenografts in juvenile sheep.
Semin Thorac Cardiovasc Surg
2001;13:Suppl I: 93-98.
3. Dohmen PM, Kivelitz D, Hotz H, Konertz
WF. Ross operation with a tissue engineered
heart valve. Ann Thorac Surg 2002;74:
1438-42.
4. Dohmen PM, Ozaki S, Verbeken E, Yperman
J, Flameng W, Konertz W. Tissue
engineering of a pulmonary xenograft heart
valve. Asian Cardiovasc Thoracic Surg 2002;
10:25-30
Figure 1b. Specimen after 3 months of implantation using anti-CD 34 staining (magnification
x25)
Figure 1c. and anti-collagen Typ IV staining
(magnification x25).
Figure 1a. Histological examination of a piece
of the pulmonary wall after seeding and prior to
implantation using H&E staining (magnification
x40).
10
Cardiovascular
Sciences Forum
ORIGINAL ARTICLE
DESARROLLO METODOLOGICO INTEGRADO
PARA LA EVALUACIÓN DE PRÓTESIS VASCULARES
Y VALVULARES CARDÍACAS
EN BANCOS DE TEJIDOS.
Daniel Bia
Departamento de Fisiología, Facultad de Medicina,
Universidad de la República. General Flores 2125,
PC:11800, Montevideo, Uruguay.
John Bustamante
Laboratorio de Válvulas y Banco de Tejidos, Centro
Cardiovascular Colombiano; Grupo de Dinámica
Cardiovascular, Universidad Pontificia Bolivariana.
Circular 1ª No 70 – 01, Medellín, Colombia
Edmundo Cabrera Fischer
Facultad de Ingeniería, Ciencias Exactas y Naturales,
Universidad Favaloro. Solís 453, C1078AAI, Buenos
Aires, Argentina.
Yanina Zócalo
María Saldías
Banco Nacional de Órganos y Tejidos, Ministerio de
Salud Pública, Facultad de Medicina, Montevideo,
Uruguay. Avenida Italia 2870, Hospital de Clínicas, PC:
11600, Montevideo, Uruguay.
Inés Álvarez
Ricardo Luis Armentano
Facultad de Ingeniería, Ciencias Exactas y Naturales,
Universidad Favaloro. Solís 453, C1078AAI, Buenos
Aires, Argentina.
Héctor Pérez Campos
Cardiovascular
Sciences Forum
11
SUMMARY
A
main problem in the replacement of
pathological segments of the arteries and
cardiac valves with cardiovascular prostheses
consists of matching the mechanical and
haemodynamic properties of the host artery or
valve and the graft. In order to reduce the mismatch
and to improve the actually used cardiovascular
grafts, more adequate in vitro systems and data
analysis methodologies are necessary. The aims
of this work were (a) to describe the equipments
and data analysis methodology recently created
and used in our institutions in order to evaluate
the functionality of the cardiovascular prosthesis,
with respect to their biomechanics, hydrodynamic
and kinematics behavior; and (b) to present the
original results obtained when the equipments
were used to evaluate fresh and cryopreserved
human carotid arteries, and porcine valves. In
addition we describe the major characteristics
and attributes of the homo grafts and equipments,
respectively, we consider that should be taken
into account to an adequate graft evaluation..
We conclude that the developed cardiovascular
simulators enable physiological characterization
of arteries and cardiac bio-prosthetic valves. This
method is thus a potentially useful means for preclinical evaluation of cardiovascular prostheses
for the purpose of matching to native tissues.
Keywords: cardiovascular simulators,
arteries, cardiac valves, homo grafts.
prótesis utilizadas y reducir el desacople entre
prótesis y tejido nativo, es necesario desarrollar
sistemas de evaluación in vitro y metodologías
de análisis de datos hemodinámicos adecuados.
Los objetivos del presente trabajo fueron (a)
describir los equipos y metodologías de análisis
de datos desarrolladas y utilizadas en nuestras
instituciones para evaluar la funcionalidad de
prótesis cardiovasculares (arterias y válvulas),
con respecto a sus propiedades biomecánicas, y
conductas hemodinámicas; y (b) presentar los
resultados originales obtenidos con los equipos
y metodologías en la evaluación de arterias
carótidas humanas frescas y criopreservadas, y
válvulas porcinas. Adicionalmente se describen
las principales características y atributos de los
homo injertos y equipamientos, respectivamente,
que consideramos deben ser tenidos en cuenta
para una adecuada evaluación protésica. Se
concluye que los simuladores cardiovasculares
desarrollados permitieron la caracterización
fisiológica de arterias y bioprótesis valvulares.
Consecuentemente, la presente metodología
constituye una importante herramienta potencial
para la evaluación preclínica de prótesis
cardiovasculares.
Palabras clave:
simuladores cardiovasculares, válvulas cardíacas,
homo injertos.
INTRODUCCION
Un importante problema, aún no
resuelto al remplazar válvulas cardíacas y
segmentos patológicos de arterias con prótesis
cardiovasculares, es la obtención de un
adecuado acoplamiento entre las propiedades
mecánicas e hemodinámicas de la arteria o
válvula nativa, con las de la prótesis a utilizar.
Con el objetivo de contribuir a mejorar las
El desarrollo de prótesis vasculares y
valvulares cardíacas que superen las limitaciones
de las existentes es objetivo principal de diversos
grupos de investigación. Numerosos trabajos han
demostrado que el desacople (“mismatch”) entre
las propiedades mecánicas de la arteria nativa y la
prótesis vascular determina disturbios mecánicos
en la zona de anastomosis, que a mediano o largo
plazo conducen a falla protésica
(1).
En éste sentido, hoy es aceptado que la prótesis
12
Cardiovascular
RESUMEN
Sciences Forum
vascular ideal debe poseer propiedades y
funciones mecánicas idénticas a las de la arteria
nativa (2,3).
Por otra parte, si bien el uso de nuevos materiales
y tecnologías ha posibilitado el desarrollo de
prótesis valvulares cardíacas aceptables en
funcionalidad y durabilidad para su utilización
en humanos, aún no se ha desarrollado una
prótesis valvular cardíaca ideal. Es decir, aún no se
cuenta con una prótesis valvular con durabilidad,
resistencia y funcionalidad similares a las de la
válvula nativa sana (4,5).
Toda prótesis debe evaluarse y validarse
por medio de pruebas adecuadas, para su posterior
utilización en la práctica clínica. Una adecuada
evaluación funcional de la prótesis arterial y/o
valvular, exige contar con fundamentos teóricos
apropiados y bancos de pruebas específicos. Al
respecto, los simuladores físicos cardiovasculares,
son de gran utilidad en el proceso de pruebas in
vitro de prótesis vasculares
(6)
y valvulares
(4).
Un simulador deberá: (a) reproducir las
condiciones hemodinámicas del sistema
cardiovascular; y (b) permitir generar cambios
controlados en las condiciones del medio de
prueba. La importancia de éste último aspecto
radica en que posibilita valorar el comportamiento
de la prótesis en diferentes situaciones (que podría
encontrar luego del implante) y por otro lado, en
que posibilita someter a la prótesis a condiciones
extremas y establecer los niveles de seguridad del
dispositivo.
En este contexto, en el presente trabajo nos
hemos planteado como objetivos: (a) describir
los simuladores físicos del sistema cardiovascular
y metodología de análisis; diseñados, construidos
y utilizados en nuestras instituciones para la
evaluación de las propiedades biomecánicas
y hemodinámicas de segmentos vasculares y
válvulas cardíacas; y (b) presentar resultados
originales obtenidos en nuestros bancos de
Cardiovascular
Sciences Forum
prueba al evaluar homo injertos vasculares frescos
y criopreservados/descongelados, y bioimplantes
valvulares cardíacos. Adicionalmente, se
analizarán las principales características de
homoinjertos y simuladores, que consideramos
deben tenerse en cuenta en la evaluación
biomecánica y hemodinámica de prótesis
vasculares y valvulares.
2. MATERIALES Y METODOS
2.1 EVALUACIÓN DE HOMO INJERTOS
VASCULARES
A) Descripción del sistema
El sistema de perfusión in vitro (Figura 1),
está constituido por tubuladuras de polietileno y
silicona, un regulador de resistencia tubular, un
reservorio con solución Tyrode, y un corazón
artificial alimentado por una bomba neumática
eléctrica (6,7).
El corazón artificial (Jarvik Modelo 5,
Kolff Medical Inc., Salt Lake City, Utah, USA),
comandado por la bomba neumática, consiste en
FIGURA 1. Esquema del sistema de evaluación in vitro
de prótesis y segmentos vasculares. BN y CA: bomba
neumática y corazón artificial, respectivamente. R:
resistencias. A: caja arterial o del órgano. P y D: sensor
de presión (Konigsberg) y diámetro (cristal o cerámica
piezoeléctrica), respectivamente, y sus respectivas
conexiones. PC: computador. Las flechas gruesas
indican la dirección del flujo de tyrode.
13
una válvula de entrada, una de salida y dos cámaras
separadas por un diafragma móvil. Cuando la
bomba neumática desplaza un volumen de aire a
presión, la válvula de salida se abre y la de entrada
se cierra, permitiendo el influjo de líquido
que se propulsará por el desplazamiento de la
membrana o diafragma móvil. Seguidamente, la
válvula de salida se cierra y se abre la de entrada,
permitiendo el pasaje del líquido hacia la cámara
de la bomba.
El segmento a estudiar queda sumergido
en la “cámara arterial” que contiene solución
Tyrode oxigenada, mantenida a 37ºC y con un
pH de 7.4. Dentro de la cámara se encuentra la
tubuladura, cuya continuidad se interrumpe
en un sitio donde se interponen los segmentos
vasculares a analizar. Los extremos de éstos se
ligan sobre la tubuladura, cerrando así el sistema.
por donde pasa el líquido propulsado por la
bomba. Los segmentos vasculares a evaluar, son
montados en el sistema in vitro respetando la
longitud que presentaban in vivo y/o presentarán
una vez implantados, para poder generar
características de estrés parietal y deformación
vascular similares a las que existen en condiciones
reales.
Luego de montado el segmento, se colocan
los sensores de presión, diámetro y/o flujo. Para
el registro de presión, en cada segmento se
introduce (mediante mínima incisión parietal),
un micro transductor de presión de estado
sólido (Konigsberg Instruments, Inc., Pasadena,
CA), previamente calibrado con un manómetro
de mercurio a 37ºC. Para la medición del
diámetro vascular instantáneo se sutura a la
adventicia vascular y/o pared protésica, en sitios
diametralmente opuestos, un par de cristales
de ultrasonido (5MHz, 2 mm de diámetro).
Ambos cristales se conectan a un equipo de
sonomicrometría (Triton Technology Inc. San
Diego, CA), actuando uno como emisor de señales
y el otro como receptor. Dado que la velocidad
del ultrasonido a través de los materiales es
conocida, se puede calcular la distancia entre
cristales, a partir del tiempo de tránsito de la
señal ultrasónica. Para medir el flujo se utiliza un
sensor ultrasónico de flujo, colocado abrazando el
segmento en estudio (Transonic Systems, Ithaca,
NY, USA)
(8).
Luego de la instrumentación se dejan transcurrir
5-10 minutos en condiciones estables, antes
del registro. Durante este período la señal de
diámetro se calibra en milímetros, y la de flujo en
mililitros / segundo con el sistema de calibración
del sonomicrómetro y del medidor de flujo
respectivamente.
La manipulación de los controles de
la bomba, resistencias hidráulicas y altura del
reservorio permiten modificar la frecuencia
bombeo, niveles de presiones medias y de pulso,
flujos medios e instantáneos, etc. Así es posible
someter a los segmentos a diversas condiciones
hemodinámicas similares a las fisiológicas y
patológicas
(6).
Al finalizar la experiencia, se registra el diámetro
vascular a una presión de 0 mmHg, necesario
para calcular la deformación relativa vascular.
Finalmente, los segmentos son desmontados y
pesados.
El sistema de evaluación permite realizar
cambios en la viscosidad del líquido de perfusión
(7)
y evaluar segmentos a los que se ha generado
alteraciones endoteliales (Ej: raspado (rubbing))
(7).
Finalmente, también pueden realizarse pruebas
farmacológicas mediante circulación o aplicación
tópica de diferentes drogas.
14
Cardiovascular
B) Principios del análisis de datos
Se describirá la metodología básica
que permite obtener información de las
propiedades mecánicas y función de conducción
y amortiguamiento de la pared del segmento
estudiado.
Sciences Forum
El espesor parietal se cuantifica como la
diferencia entre el radio vascular externo (re),
obtenido mediante la medición ultrasónica, y
el radio interno (ri), calculado con la siguiente
ecuación: (1)
donde V es el volumen y L la longitud del
segmento estudiado. El valor de V se obtiene a
partir del valor de masa y densidad del material
(9).
La deformación (ε) se calcula mediante la
ecuación 2, donde Ro es el radio medio existente
a presión igual a 0 mmHg y R es el radio medio
parietal calculado por la ecuación 3.
(2)
(3)
El estrés parietal (s) puede calcularse como:
(4)
donde P es la presión lateral vascular.
Se ha desarrollado una metodología simple que
permite evaluar la viscoelasticidad parietal,
mediante el análisis de la relación σ-ε en el
dominio temporal
(9,10).
Se utiliza un modelo viscoelástico
simple, de Kelvin-Voigt. Su
representación física contiene un
elemento elástico (resorte) y uno
viscoso (amortiguador) y permite
matemáticamente
representar
a la pared vascular mediante la
ecuación:
Cardiovascular
Sciences Forum
(5)
donde Einc es el módulo elástico incremental,
η es el módulo viscoso y de/dt es la primer
derivada de la deformación respecto del tiempo.
En este análisis las propiedades inerciales de la
pared vascular han sido omitidas, para mayor
simplicidad. A partir de las señales de presión y
diámetro
(Figura 2, 1),
se obtiene el σ y la ε,, y se construye la relación
σ-ε
(Figura 2, 2).
Dicha relación presenta un área de histéresis,
determinada por el retraso, que la viscosidad
parietal le impone a la señal de diámetro respecto
FIGURA 2. (1): Señales temporales de presión y
diámetro de un segmento de arteria carótida humana
fresca, generadas en el simulador físico diseñado para
estudios vasculares. Notar el desfasaje existente entre
la señal de presión y de diámetro, evidenciado por la
distancia entre las líneas punteadas a y b, determinado
principalmente por las propiedades viscosas arteriales.
(2) Relación estrés-deformación generada a partir de
las señales temporales mostradas en el panel 1. Las
flechas indican el sentido de giro de la relación. Notar
el área de histéresis determinada por las propiedades
viscosas e inerciales de la pared arterial. (3) Relación
estrés-deformación puramente elástica, a partir de la que
se calcula el módulo elástico. Notar que la relación no
es lineal. Su obtención requiere la minimización del área
de histéresis mediante el procesamiento matemático de
los datos.
15
de la de presión
(Figura 2, 1: líneas punteadas a y b).
Seguidamnte se calcula separadamente el
módulo viscoso y el elástico incremental
mediante el método de eliminación iterativa del
área de histéresis que consiste en incrementar
iterativamente (matemáticamente) el valor de η
de la ecuación 5, hasta reducir al mínimo el área
de histéresis de la relación σ-ε,
(Figura 2, 3).
El valor de η alcanzado en ese momento es el
módulo de viscosidad. A partir de la relación
σ-ε obtenida luego de minimizada el área de
histéresis, denominada relación elástica pura
(Figura 2, 3),
puede calcularse el Einc, para un nivel de
deformación y/o estrés determinado, como la
tangente de la relación en dicho nivel
(8,9).
Utilizando el modelo de Kelvin Voigt la función
o capacidad de amortiguamiento parietal (FAKV)
puede calcularse mediante la ecuación
(8,10,11):
(6)
Un elevado valor de FAKV se relaciona con una
mayor capacidad parietal de amortiguar la onda
de presión y/o flujo. Finalmente, la evaluación de
la capacidad o función de conducción (FC) puede
realizarse mediante el cálculo de la impedancia
característica (Zc). Conceptualmente una prótesis
que imponga baja impedancia (resistencia) al
flujo poseerá una elevada FC; consecuentemente
la FC puede evaluarse como(8):
(7)
FC = 1/Zc
La Zc puede calcularse a partir de las señales de
presión y flujo, o de presión y diámetro vascular.
Utilizando las señales de presión y diámetro la Zc
16
puede calcularse, mediante la ecuación de WaterHammer (12):
(8)
donde la VOP es la velocidad de la onda del pulso,
ρs la densidad del líquido de perfusión, y AST el
área de sección transversal (asumiendo geometría
cilíndrica, AST = дri2).
C) Material y muestra
Se utilizaron segmentos de arterias
carótidas humanas, obtenidos en el Banco
Nacional de Órganos y Tejidos de Uruguay
(BNOT) de 8 donantes cadavéricos (edades entre
26 y 46 años). El tiempo de isquemia caliente
fue de 4–6 horas, y el de isquemia fría de 4 días.
De cada donante se extrajeron ambas carótidas
comunes, y se almacenaron en solución salina a
4ºC. Seguidamente se asignaron a los siguientes
grupos:
·
Grupo A (control): arterias frescas (n = 8)
·
Grupo B (criopreservados): arterias
criopreservadas/descongeladas (n = 8)
Las carótidas del Grupo A luego de extraídas
se enviaron al laboratorio de fisiología, para su
análisis biomecánico. Las carótidas del Grupo B,
fueron inmersas en una solución criopreservante
compuesta por: RPMI 1640 (85%), Solución de
Albúmina humana (5%) y Dimetilsulfóxido
DMSO (10%); contenida en una bolsa
crioresistente sellada con sistema térmico, dentro
de una cabina de flujo laminar
(13).
La criopreservación se realizó mediante un
sistema automatizado con tasa de congelamiento
programable, con una tasa media de enfriamiento
de 1ºC/minuto, hasta los –90ºC. Seguidamente
la bolsa crioresistente fue inmersa en vapor de
nitrógeno líquido, a -142ºC. Los segmentos se
almacenaron por 30 días. El descongelado se
Cardiovascular
Sciences Forum
realizó en dos etapas. Primero, las arterias se
mantuvieron a 20ºC durante 30 minutos y luego
se colocaron en un baño a 40ºC, durante 30
minutos. Finalmente se enviaron al laboratorio
de fisiología, para el análisis biomecánico.
pistón en una camisa cilíndrica, transmitiendo
la energía para el movimiento del fluido en el
circuito. El desplazamiento puede movilizar entre
40 y 120 ml; y con el perfil de la leva, se simulan
las curvas y perfil de vaciado ventricular.
D) Protocolo experimental y recolección de
datos
Igual protocolo experimental fue utilizado para
los segmentos de los dos grupos. Las señales de
presión (P) y diámetro (D) fueron registradas y
almacenadas durante un único estado estable.
En todos los casos la frecuencia de bombeo fue
fijada a 1.0 Hz. Para reproducir las condiciones
fisiológicas, se trabajó con señales de P media
próxima a 85 mmHg, P sistólica próxima a 110
mmHg, y P diastólica cercana a 65 mmHg. Las
señales de D y P fueron visualizadas en tiempo
real, y digitizadas con una frecuencia de muestreo
de 200Hz. Se registraron y almacenaron entre 2030 latidos consecutivos de cada segmento para el
análisis posterior.
2.2 EVALUACIÓN DE PRÓTESIS
VALVULARES CARDÍACAS
A) Descripción del sistema
El sistema consta de tres partes básicas:
una mecánica, de bombeo; una de distribución; y
una instrumental, que comprende al sistema de
adquisición y análisis de señales
(Figura 3).
El mecanismo de bombeo consta de un
motor eléctrico (potencia de 0.4 HP), conectado
a un motor-reductor que baja la velocidad de
giro en relación 1/20. Está alimentado, a su vez,
con un controlador MicroMaster (Siemens) que
permite regular la velocidad de salida. El motor
está acoplado a una leva
(Figura 4)
cuyo movimiento es transmitido a una barra
pivotada que determina el desplazamiento de un
Cardiovascular
Sciences Forum
FIGURA 3. Esquema del simulador cardiovascular para
evaluación de prótesis valvulares: (1) Computador:
con la tarjeta de adquisición de datos que interactúa
con el programa para el manejo de los datos recibidos
y el control de periféricos. (2) Puerto de conexiones.
(3) Módulo para alojar los circuitos, componentes
y puertos del sistema. (4) Motor del sistema de
bombeo. (5) Reductor de revoluciones. (6) Leva. (7)
Cámara del pistón. (8) Cámara ventricular. (9) Cámara
de posicionamiento válvula mitral. (10) Cámara de
posicionamiento válvula aórtica. (11) Cámara de
compliancia vascular. (12) Electroválvula de resistencia
periférica. (13) Reservorio. (14) Sensores de presión.
FIGURA 4. Análisis dinámico de la leva que conduce
el desplazamiento del pistón en el sistema de bombeo.
Se consideran el desplazamiento, la velocidad y la
aceleración.
17
El circuito hidráulico está constituido por
cámaras que representan las cavidades cardíacas
y soportan las válvulas a estudiar; mangueras
de hule látex que representan la red vascular;
una electroválvula que simula la resistencia
periférica, una cámara que simula la compliancia
del sistema y un recipiente que se comporta como
reservorio venoso.
El sistema de adquisición, análisis y
almacenamiento de datos cuenta con un software
específicamente desarrollado, SiCard y con una
tarjeta de adquisición (National Instruments PC516) con 16 bits de resolución, frecuencia máxima
de muestreo de 50 KHz y dos puertos I/O (entrada/
salida) para control de la electroválvula.
Para el registro de P se utilizan transductores
externos, con rango de presión para transducción
óptima de -50 a +300 mmHg (Ohmeda
International, Mod. DTX), con catéteres de 37
mm de longitud y 2 mm de diámetro interno;
posicionados de forma perpendicular al flujo.
De esta manera, se registra la P instantánea, con
la que se obtienen la presión máxima, mínima y
media. Los catéteres se localizan en las cámaras
equivalentes a aurícula, ventrículo y aorta. Los
sitios de registro se sitúan próximos a la corriente
de salida valvular, donde se espera se presente
la mayor pérdida de P por la elevada energía
cinética del fluido. A través de unas ventanas
dispuestas especialmente, se puede registrar el
movimiento de las valvas de la válvula explorada,
para determinar parámetros geométricos y
morfo-dinámicos durante las pruebas.
B) Principios del análisis de datos
La tabla 1 muestra las distintas condiciones
estándares en las que se realizan las pruebas,
obteniéndose un amplio rango de situaciones
fisiológicas en las que se evalúa el comportamiento
de las prótesis analizadas.
Las curvas de P obtenidas en las cámaras
ventricular y aórtica son analizadas, y se evalúa
la calidad de apertura y cierre valvular, mientras
18
se varía el flujo transvalvular. Los valores de P
en los segmentos ventricular y aórtico, durante
el período eyectivo se utilizan para determinar
el gradiente medio de presión transvalvular
durante la apertura valvular. Dicho gradiente
se relaciona posteriormente con el flujo a través
de la bioprótesis, para caracteriza la apertura de
ésta y determinar las limitaciones o grados de
estenosis.
El flujo medio transvalvular
tvs y la
caída media de presión durante la eyección
tvs son relacionadas según la fórmula de
Gorlin
(14),
para evaluar el área funcional efectiva a nivel del
área contracta, que difiere del área de apertura a
nivel del anillo valvular
(15).
No se hace a partir de la anterior fórmula, el cálculo
del área en el anillo debido a las incongruencias
que pueden haber con respecto al coeficiente de
contracción del chorro para las distintas válvulas
(16).
Según la fórmula de Gorlin, se expresa que:
(9)
donde: Avf es el área funcional efectiva (cm2),
tvs el flujo medio transvalvular (ml s-1), tvs es
la diferencia de P media transvalvular (mmHg),
F es el factor de conversión de mmHg a cmH2O
y g la aceleración de la gravedad (cm s-2). El flujo
medio transvalvular tvs equivale al volumen de
eyección dividido entre el tiempo de la eyección.
La ecuación 9 es implementada en el programa
de computación, de manera de obtener el área
funcional de forma automática. En la fórmula el
flujo transvalvular tvs se corrige considerando
el reflujo valvular, obteniéndose el flujo neto
durante la eyección. La regurgitación se expresa
Cardiovascular
Sciences Forum
como el porcentaje del volumen latido que pasa
en forma retrógrada por la válvula, calculado de
la siguiente forma:
Incompetencia (Reflujo %)
(10)
= (Ve - Vn) * 100 / Ve
donde Ve es el volumen de eyección y Vn el
volumen que va al sistema periférico.
C) Material y muestra
Se examinaron 18 bioprótesis valvulares,
incluídas en los siguientes grupos:
·
Grupo I: modelo de bioprótesis con
válvulas
porcinas,
elaboradas
mediante
convencional en la institución, con soporte
flexible de postes angostos (n = 9).
·
Grupo II: modelo prototipo de bioprótesis
con válvula porcina, elaboradas mediante técnica
en estudio que emplea un soporte flexible de
postes ensanchados en la base (n = 9).
Las válvulas se manufacturaron por el mismo
personal, considerándose a priori que se contaba
con destreza y práctica en la elaboración de prótesis
tipo Grupo I, y que se estaba experimentando
en la elaboración de las del tipo Grupo II. Se
consideraron en ambos grupos tres diámetros
internos: 21 mm, 23 mm y 25 mm.
D) Protocolo experimental y recolección de
datos
Las válvulas a evaluar se colocaron y
fijaron sobre anillos de acrílico en posición
correspondiente a la válvula aórtica del simulador.
Los transductores de P se calibraron y las
burbujas de aire del sistema se removieron para
evitar interferencia en los datos obtenidos. Igual
protocolo experimental se empleó para ambos
grupos protésicos. Se evaluaron:
•
Curvas simultáneas de P pre y post
valvular, para determinar la pérdida de energía
de P transvalvular.
Cardiovascular
Sciences Forum
•
Suficiencia y grado de regurgitación
valvular.
•
Motilidad valvular, estudiada con series
fotográficas y de vídeo, determinando apertura
en diferentes tiempos, y con diferentes flujos y
frecuencias de pulsación.
•
Mínimo flujo que ocasiona movimiento
de apertura valvar y el flujo necesario para una
apertura completa, así como el aleteo de las valvas
en la apertura o en el cierre.
E) Estadística
Las variables cuantitativas se expresaron
como media ± desviación estándar (VM±DE).
Mediante la elaboración de un formulario de
datos y previa estandarización de la metodología
a utilizar en las pruebas, se obtuvieron los datos
de ambos grupos valvulares; posteriormente,
se tabuló la información en una base de datos
diseñada en programa de Excel, y mediante análisis
estadístico en Epi-info 6.04. La comparación
de arterias frescas y criopreservadas se efectuó
utilizando un test de t de dos colas, desapareado.
Diferencias entre resultados con p<0.05 fueron
consideradas significativas.
3. RESULTADOS
3.1 ANÁLISIS DE VASOS PROTÉSICOS
La tabla 2 presenta los parámetros
hemodinámicos, generados en el simulador, a los
que fueron sometidos los segmentos de arterias
carótidas humanas frescas (AF) y criopreservadas/
descongeladas (AC). Adicionalmente la tabla
presenta los parámetros biomecánicos de los
segmentos de AF y AC.
Nótese la similitud en los niveles de P
media y de pulso de los segmentos, posibilitando
el análisis isobárico. Adicionalmente, nótese
la similitud entre las propiedades elásticas y
viscosas de las arterias de ambos grupos. De
igual modo, la función de amortiguamiento y de
19
conducción arterial se mantuvieron incambiadas.
Esto indicaría que el proceso de criopreservación/
descongelado no alteró el comportamiento
biomecánico arterial.
La figura 2 muestra las señales temporales
de P y D, y la relación σ-ε, de una arteria
criopreservada/descongelada. Nótese que la
morfología de las señales y relación σ-ε, simuló
condiciones hemodinámicas fisiológicas, y nótese
la regularidad en la morfología de onda de latidos
consecutivos.
3.2 ANÁLISIS DE VÁLVULAS PROTÉSICAS
La tabla 3 presenta los datos
hemodinámicos y variables funcionales de
las distintas series de bioprótesis (GI) y (GII).
Los gradientes de P transvalvular más bajos se
obtuvieron con las válvulas Grupo I de mayor
diámetro. Los gradientes de P fueron similares
entre las prótesis de menor diámetro. En general,
en todos los grupos y series estudiadas, los flujos
transvalvulares alcanzados serian aptos para que
un paciente receptor del implante pudiera tener
una tolerancia aceptable a la actividad física, ya
que un incremento de P de leve a moderado sólo
se alcanzan con un gasto cardíaco superior a 6000
L m-1. Las prótesis pequeñas, producen gradientes
más elevados a partir de estos gastos cardíacos
(Figura 5).
El área valvular funcional aumenta al
aumentar el flujo transvalvular; para los flujos
impuestos no se alcanzó la apertura valvular total
posible, como era esperable dado el tipo de apertura
de estas válvulas trivalvas. Las prótesis de mayor
diámetro abrieron un área mayor, generándose
FIGURA 5. Variación del gradiente medio de presión transprotésico (GMPT) generado al incrementar el flujo de eyección
en las distintas series de prótesis estudiadas. A: Bioprótesis del Grupo I, B: Bioprótesis del Grupo II.
FIGURA 6. Variación del área funcional ante diferentes flujos transvalvulares en las distintas series de prótesis
estudiadas. A: Bioprótesis del Grupo I, B: Bioprótesis del Grupo II.
20
Cardiovascular
Sciences Forum
menor gradiente. En las de menor diámetro,
la menor área para un mismo flujo implica
aumento de velocidad de flujo y gradiente de P
(Figura 6).
Ninguna de las bioprótesis presentó
regurgitación significativa, aunque una válvula
del Grupo I de 21 mm y una del Grupo II de
23 mm presentaron un reflujo de 9.5% y 9.2%,
respectivamente. Aunque tuvieron buena
coaptación al final de la diástole, significa que
necesitaron una mayor flujo retrógrado para
propiciar el cierre.
En relación a la flexibilidad de las valvas
de las bioprótesis se esperaba que no hubiera
diferencias entre las tres y participaran igualmente
en los movimientos de apertura, pero no fue así en
todas las pruebas, encontrándose frecuentemente
una valva semi-móvil, requiriéndose mayor flujo
para abrirla completamente.
Muestras de un mismo tipo y talla de
bioprótesis presentaron algunas diferencias en las
variables gradiente medio de P generado y área
funcional al probarlas con diferentes flujos. En el
Grupo I estas variaciones no sobrepasaron de un
5.9% en el gradiente medio y un 3.8% en el área
funcional calculada. En el Grupo II, en cambio,
alcanzó una variación de 13.5% en el gradiente
medio y un 8.7% en el área funcional calculada.
4. DISCUSION
El objetivo del presente trabajo fue a)
describir los simuladores físicos del sistema
cardiovascular y metodología de análisis;
diseñados, construidos y utilizados en nuestras
instituciones para evaluar las propiedades
biomecánicas y hemodinámicas de prótesis
vasculares y valvulares; y (b) presentar resultados
originales obtenidos en nuestros bancos de prueba
al evaluar homo injertos vasculares, frescos
y criopreservados, y bioimplantes valvulares
cardíacos. Adicionalmente, se propone analizar
las principales características de homoinjertos
y simuladores, que consideramos deben tenerse
Cardiovascular
Sciences Forum
en cuenta en la evaluación biomecánica y
hemodinámica de prótesis vasculares y valvulares.
En la sección materiales y métodos se describieron
ambos simuladores. Aquí analizaremos los
principales resultados de nuestros estudios y
discutiremos las principales características de las
prótesis y simuladores necesarias para una
adecuada evaluación biomecánica.
A)Evaluación de homo injertos vasculares:
Requisitos de las prótesis vasculares.
Las prótesis venosas y sintéticas
actualmente disponibles reúnen sólo algunas
de las características que han sido descritas
para la prótesis ideal. Consecuentemente,
actualmente existe gran interés en desarrollar
conductos protésicos alternativos, que superen
las limitaciones de los existentes
(17).
Una de las condiciones ideales que aún no se ha
alcanzado, que es reconocida como una de las
principales causas de falla protésica, es la similitud
en el comportamiento mecánico entre la prótesis
a implantar y la arteria nativa
(2,3).
En relación con lo anterior, diferencias
biomecánicas arteria-prótesis han mostrado
generar disturbios hemodinámicos (ej. elevada
pulsatilidad de P, flujo turbulento, ondas reflejadas,
cambios abruptos en impedancias al flujo),
relacionados con el desarrollo de hiperplasia y
obstrucción arterial
(3,18);
así como también alteraciones cardiovasculares
centrales.
A partir de los avances en las técnicas
de criopreservación de tejidos biológicos, ha
resurgido el interés en la utilización de vasos
criopreservados
(19).
Estos permiten (a) superar la problemática de baja
disponibilidad de prótesis venosas y arteriales
autólogas, (b) disponer de segmentos vasculares
21
biológicos, con reactividad conservada, y (c) contar
con prótesis cuyas propiedades biomecánicas son
semejantes a las de las arterias nativas
(2,19,20,21).
Sin embargo, la gran variabilidad en los procesos
de criopreservación utilizados, y las diferencias
en la resistencia a los procedimientos de
criopreservación que presentan diferentes arterias
ej. arterias musculares y elásticas), determinan
falta de uniformidad en los resultados disponibles
en la bibliografía, y hacen imprescindible que
las evaluaciones biomecánicas de los segmentos
vasculares criopreservados deban realizarse en
cada Banco de Tejidos.
Finalmente, considerando que la prótesis
seleccionada se utiliza con el objetivo de restituir
la función vascular, el segmento protésico
deberá cumplir con las dos principales funciones
hemodinámicas arteriales, relacionadas con las
propiedades mecánicas parietales: (a) actuar
como conductos sanguíneos de elevado flujo y
baja impedancia (función conducto, FC), y (b)
amortiguar la pulsatilidad de las ondas de presión
y flujo, generadas por la intermitente eyección
ventricular (función amortiguamiento, FA)
(11,22).
Consecuentemente, la evaluación de una prótesis
arterial, requiere conocer la función de la arteria
nativa, y contar con equipamiento y metodologías
adecuados para evaluar la capacidad funcional
protésica
(23).
La evaluación in vitro, y la metodología de
análisis de datos presentados en este trabajo,
posibilitan una adecuada evaluación biomecánica
y funcional.
Requisitos de los simuladores y ensayos
de prótesis vasculares.
La evaluación biomecánica de prótesis vasculares,
requiere contar con simuladores que cumplan
con una serie de requisitos imprescindibles.
Primero, reproducir las fuerzas y
deformaciones arteriales de la situación
hemodinámica real. La mayoría de los
dispositivos actualmente disponibles para
evaluar el comportamiento biomecánico de
prótesis vasculares se ha fabricado con el objeto
de determinar la durabilidad y resistencia de
los materiales empleados en la elaboración de la
prótesis, y por lo tanto utilizan pruebas de ensayos
de materiales en los que las prótesis se someten a
condiciones no fisiológicas. Sin embargo, resulta
evidente que la evaluación funcional mecánica y
hemodinámica de una prótesis vascular requiere
de un dispositivo (simulador) que como principio
fundamental permita reproducir las condiciones
existentes en el sistema cardiovascular, para
conocer cual es la conducta esperable de la
prótesis luego del implante.
Por otra parte, la mayoría de los estudios
que evalúan las propiedades mecánicas de prótesis
vasculares, utilizan “anillos” o “tiras”
(1,17,24).
Sin embargo para poder reproducir las condiciones
hemodinámicas de in vivo y preservar la forma
e integridad de la organización ultraestructural
parietal, es necesario respetar la configuración
geométrica cilíndrica de la prótesis
(1,24).
Únicamente de ésta forma se podrá someter
a la prótesis a las condiciones de estrés y
deformación de la condición post implante, y
consecuentemente se podrán realizar correctos
análisis biomecánicos.
22
Cardiovascular
Nuestros resultados muestran (Tabla 2
y Figura 2) que el simulador permitió generar
ondas y niveles de P, σ y e arterial similares
a los existentes en condiciones fisiológicas, y
previamente reportados en la bibliografía
(25).
Segundo,
permitir realizar estudios
dinámicos. Hasta el momento la mayoría de los
estudios biomecánicos se ha realizado mediante
ensayos estáticos. En estos ensayos habitualmente
se somete a una tira o anillo vascular a cambios de
longitud escalonados, y se registra seguidamente
la σ o estrés del material
Sciences Forum
disipación energética de la pared
vascular y atribuidas principalmente
al músculo liso parietal
AF
AC
(9,27).
(n = 8)
(n = 8 )
El simulador utilizado, permite el
Presión sistólica
109,17 ± 9,02
110,52 ± 2,39
registro instantáneo de las señales,
Presión diastólica
64,58 ± 7,10
64,26 ± 4,77
necesario para la evaluación
Presión media
83,43 ± 4,39
83,48 ± 5,06
dinámica.
Diámetro sistólico
9,04 ± 1,32
8,74 ± 0,77
Tercero,
permitir
realizar
Diámetro diastólico 8,69 ± 1,30
8,30 ± 0,65
variaciones controladas en las
Diámetro medio
8,81 ± 1,41
8,45 ± 0,53
condiciones hemodinámicas. Los
equipos deben tener la capacidad de
Einc
3,28 ± 1,07
2,93 ± 0,91
modificar en forma independiente
η
8,49 ± 2,53
8,58 ± 2,82
variables hemodinámicas, para
FAKV
2,66 ± 0,76
2,92 ± 0,73
simular
diferentes
condiciones
FC
8,16 ± 2,23
7,52 ± 2,04
y evaluar el comportamiento de
las prótesis durante las mismas.
Valores medios ± desvío estándar. AF y AC: arteria carótida fresca y Además, el control de las condiciones
la comparación
criopreservada, respectivamente. Las unidades de presión y diámetro hemodinámicas
son mmHg y mm, respectivamente. Einc: módulo elástico incremental de las prótesis, ya que para ello es
(106 dinas/cm2). h: módulo viscoso (104 dinas.s/cm2). FAKV: función de imprescindible obtener condiciones
amortiguamiento parietal (10-2 segundos). FC: función de conducción
experimentales
similares.
Al
(104 cm5/dyn.s). Estadística: * p < 0.05 respecto de las AF.
respecto, dada la no linealidad de la
(17).
relación P-D (o σ-ε arterial), es decir,
Estos estudios han permitido obtener
la dependencia de la elasticidad (rigidez) con los
información acerca de las propiedades estáticas
niveles de presión o deformación arterial, sólo
de los materiales (Ej. módulo de elasticidad o de
estudios en los que se comparen las propiedades
Young), pero no permiten evaluar las propiedades
mecánicas de diferentes prótesis a igual nivel de
mecánicas parietales dependientes de la velocidad
presión (comparación isobárica) o de distensión
o frecuencia de deformación o distensión. La
(comparación isométrica) son adecuados
pared vascular presenta propiedades viscosas e
(8,9).
inerciales
Asimismo, la viscosidad parietal depende de la
(9),
frecuencia de deformación arterial, por lo que
determinantes de la FC y FA
sólo una comparación isofrecuencia, permite
(8,9,26),
comparar adecuadamente las propiedades
las cuales sólo son pasibles de evaluación
viscosas de diferentes prótesis
mediante estudios que soliciten al material
(6).
en forma dinámica, y pulsos de tensión y
Durante la evaluación de arterias frescas y
deformación con morfología similar a los
criopreservadas, se realizó una comparación
del sistema cardiovascular. Las propiedades
isobárica e isofrecuencia y si bien en este trabajo
dinámicas, se evidencian por el área de histéresis
sólo se realizaron registros en un único estado
de la relación σ-ε vascular (Figura 2). La
estable de presión, frecuencia y flujo, el sistema
misma está determinada principalmente por
permite modificar estas variables
las propiedades viscosas, responsables de la
(6,7).
Tabla 2: Parámetros hemodinámicos y biomecánicos obtenidos en
arterias frescas y criopreservadas.
Cardiovascular
Sciences Forum
23
Cuarto,
permitir
reproducir
las
condiciones del medio interno, controlando
variables del líquido con que se perfunden las
prótesis y del medio donde están inmersas (Ej.
temperatura, viscosidad, osmolaridad). El sistema
de evaluación presentado permite realizar el
control de las condiciones referidas.
Quinto, permitir estudiar la funcionalidad
de los tejidos activables (endotelio y músculo
liso vascular) existentes en sus paredes. Por lo
tanto, los simuladores deben posibilitar realizar
ensayos en que se analice la capacidad de los
tejidos de responder a estimulación mecánica,
farmacológica, etc., realizada en condiciones
similares a las reales (Ej. estímulos farmacológicos
endoluminales).
Sexto,
deben
permitir
registrar
simultáneamente, instantáneamente y en el
mismo segmento, las señales de flujo, presión y
diámetro vascular. El análisis de las señales de
presión y flujo, permite evaluar la impedancia
vascular, y valorar la FC de la prótesis. Nuestro
grupo ha propuesto recientemente evaluar la FC
mediante la cuantificación de la Zc
(8).
Asimismo, la relación entre las señales de
presión y diámetro, permite realizar un análisis
biomecánico, en el que se caractericen las
principales propiedades mecánicas (elasticidad,
viscosidad e inercia)
(9),
así como la FA parietal
(8).
Finalmente, de la relación entre el flujo y
diámetro vascular, puede obtenerse importante
información respecto de la vaso motricidad de
prótesis biológicas
(28).
En el estudio presentado en este trabajo, realizamos
la medición simultánea de las señales de P y D.
A partir de estas señales, y de información de la
masa y longitud arterial se construyó la relación
estrés-deformación con la que se calcularon los
módulos elásticos y viscosos, y seguidamente la
FC y FA de los segmentos estudiados.
Los
resultados
biomecánicos
obtenidos mostraron que la metodología de
criopreservación/descongelado utilizada, no
modificó las propiedades mecánicas de las arterias
frescas, ni la FC y FA parietal.
24
Cardiovascular
B) Evaluación de válvulas cardíacas.
Requisitos de las válvulas protésicas.
La prótesis valvular cardíaca debe
contar con ciertas características funcionales
y estructurales que permitan su adecuado
funcionamiento en el organismo, de forma que
sustituyendo a una válvula nativa pueda mejorar
las expectativas de vida en el paciente ayudando a
restaurar las condiciones fisiológicas de flujo. Estas
condiciones se logran satisfaciendo principios
de mecánica de fluidos y dinámica cardíaca
implícitos en el funcionamiento cardiovascular:
la impedancia al flujo debe ser mínima y la
competencia valvular debe ser adecuada, además
deben producir el mínimo trauma a los elementos
celulares de la sangre, de forma que la hemólisis sea
mínima. Su implante debe ser sencillo, así como
la fijación al anillo valvular. Adicionalmente, los
materiales empleados en la manufactura protésica
deben ser compatibles con el organismo, de alta
durabilidad, no trombogénicos, y sus propiedades
físicas y geométricas deben ser estables por varios
años.
Idealmente el gradiente de presión
generado por una prótesis valvular debe ser tan
pequeño que no indique un excesivo gasto de
energía en la apertura de las valvas (característica
relacionada con la flexibilidad de las valvas o
restricción anatómica en la apertura), con lo que
se debe obtener que a un flujo moderado cada
una de las valvas pueda ser abierta ampliamente,
hasta lograr la máxima área del orificio valvular.
Incluso a un flujo pequeño ninguna de las valvas
debe permanecer en posición de cierre, pues si
esto ocurriese facilitaría la generación de trombos
en la valva inmóvil. Por otro lado, el cierre de la
Sciences Forum
válvula debe ser completo y temprano, de manera
que no permita el reflujo sanguíneo al variar el
sentido del gradiente de presión luego de cada
ciclo. El reflujo reduciría el volumen neto de
eyección cardíaca y como consecuencia de ello
el volumen por latido y la frecuencia cardíaca
deberían aumentar para compensar la pérdida
de flujo. El volumen extra bombeado causaría
al mismo tiempo un incremento en el gradiente
transvalvular, y así tanto el volumen extra
bombeado, como el alto gradiente resultante,
implicarían un incremento del trabajo cardíaco.
Finalmente, no debe presentarse aleteo de las
valvas, que puede determinar flexión prematura,
con posibilidad de aumentar la fatiga de la valva.
Requisitos de los simuladores y ensayos de
prótesis valvulares
Primero,
los
simuladores
cardiocirculatorios deben estar diseñados
planteando el comportamiento del sistema
cardiovascular en términos biomecánicos,
considerando los valores de flujo, presión, formas
de ondas, volúmenes y resistencias en las distintas
cámaras cardíacas.
Segundo, las características más
importantes que se deben evaluar con respecto
al funcionamiento de las bioprótesis valvulares,
por medio del simulador cardiovascular, son: la
resistencia al flujo (relacionada con la caída de P
por pérdidas viscosas), el área valvular efectiva
(relacionado con la caída de P por la generación
de velocidad en el flujo), el grado de competencia
para evitar el flujo retrógrado (relacionado con el
reflujo) y la motilidad de las valvas.
Tercero, los simuladores deben permitir
simular diferentes situaciones fisiológicas y
disfunciones del llenado o la eyección de las
cámaras cardíacas, variación de las resistencias
y compliancia periférica, o variaciones del flujo,
cambios que le imponen a las prótesis en estudio
condiciones de trabajo que podrían influir de
manera importante en su funcionalidad. De
esta forma se predice su comportamiento no
Cardiovascular
Sciences Forum
solo en condiciones fisiológicas, sino también
en condiciones extremas y patológicas. Muchos
probadores de prótesis valvulares se han fabricado
sólo con el objeto de determinar la durabilidad
y resistencia de los materiales empleados en la
elaboración de la válvula, y utilizan frecuencias y
presiones extremadamente altas
(29).
El probador descrito en este trabajo fue diseñado
con el propósito de evaluar el funcionamiento
de las válvulas en condiciones fisiológicas y
fisiopatológicas, evaluando las características
de apertura y cierre, perfiles de flujo, gradientes
de presión generados y grado de incompetencia
valvular. Se busca que el dispositivo desarrollado
permita el análisis cualitativo y cuantitativo de las
características funcionales de cualquier tipo de
prótesis valvular, pudiendo determinar en forma
precisa si dichas prótesis son adecuadas o no para
uso clínico. Con las pruebas realizadas en este
equipo se logra conocer el comportamiento de
las válvulas ante diferentes situaciones dinámicas,
tales como se presentarían ante la variación de: la
frecuencia cardíaca, el volumen de eyección por
latido y por minuto, el flujo medio transvalvular
por segundo, la resistencia periférica y la
compliancia vascular.
Cuarto, los simuladores deben permitir
registrar y almacenar continuamente y de forma
simultánea, por distintos medios instrumentales,
las señales de flujo, velocidades de corriente,
presión y área valvular, para su análisis. Estas
son las principales variables hemodinámicas a
partir de las cuales se puede obtener información
necesaria para una evaluación integral de las
funciones de las válvulas protésicas. En el estudio
presentado se realizó la medición simultánea de
las señales de presión pre y post valvular, área de
apertura valvular y flujo. A partir de estas señales
se conoció la impedancia valvular, su flexibilidad
y capacidad de oclusión. Los resultados obtenidos
evidenciaron el buen funcionamiento de los
grupos valvulares, con leves gradientes de presión
y escaso reflujo, lo que las haría aptas para uso
25
clínico.
Aunque en principio el funcionamiento
de las válvulas parece un simple proceso
mecánico en el que la apertura y cierre dependen
solamente del gradiente de presión entre dos
cámaras, el estudio evidenció que es necesario
considerar diferentes aspectos de la válvula, los
cuales son determinantes del comportamiento
valvular. El comportamiento de las diferentes
bioprótesis muestra que la flexibilidad de las
valvas no se correlaciona con la talla valvular.
Ello lleva a pensar que la flexibilidad depende
más del método de manufactura, de la tensión
sobre las valvas, y de la misma calidad del
material, que del diámetro en si mismo. Por otra
parte, se evidenció que la determinación aislada
de la apertura máxima valvular no es útil si no
se relaciona además con la presión necesaria para
la apertura; considerando la relación dinámica
de la caída de presión transvalvular, el flujo y la
apertura valvular.
La pequeña variación observada en los
resultados entre bioprótesis de un mismo tipo
y talla demuestra que como las válvulas se han
elaborado individual y manualmente es de
esperar que haya diferencias de un espécimen a
otro, más en el grupo en el que no existe tanta
experiencia en el proceso de manufactura como
es en el Grupo II.
5. CONCLUSIONES
Se describieron los simuladores los
simuladores físicos del sistema cardiovascular y
metodología de análisis; diseñados, construidos
y utilizados para la evaluación de las propiedades
biomecánicas y hemodinámicas de prótesis
vasculares y valvulares y se presentaron resultados
obtenidos en nuestros bancos de prueba al
evaluar homo injertos vasculares frescos y
criopreservados/descongelados, y bioimplantes
valvulares cardíacos. Los simuladores y
metodología de análisis desarrollados y descritos
fueron adecuados para simular las condiciones
26
de presión, diámetro y flujo del sistema
cardiovascular, en condiciones normales y
patológicas. Los resultados obtenidos, permiten
afirmar que estos simuladores pueden representar
importantes herramientas para la evaluación de
prótesis vasculares y valvulares tanto biológicas
como sintéticas.
Finalmente, cabe resaltar la importancia
y gran utilidad de estos simuladores para su
aplicación en la docencia directa. El estudio
del sistema cardiovascular en humanos o
animales vivos no permite en muchos casos
obtener información requerida, sea por razones
de seguridad del sujeto en estudio o por la
imposibilidad de analizar variables de forma
aislada, dada la complejidad de las respuestas
fisiológicas. Si bien pocos simuladores tienen
objetivos docentes, los utilizados con tales
fines han demostrado gran utilidad para los
estudiantes de las áreas de la salud, ya que
permiten identificar los distintos componentes del
sistema cardiovascular, reconocer sus funciones,
entender la integración del sistema y el control del
mismo. Así mismo permiten la evaluación de las
variables del sistema cardiovascular y el análisis
del comportamiento del sistema en diferentes
situaciones fisiológicas o patológicas.
AGRADECIMIENTOS
Al Programa de Desarrollo de las Ciencias
Básicas (PEDECIBA) y la Comisión Sectorial de
Investigación Científica (CSIC) de la Universidad
de la República-Montevideo-Uruguay, al Centro
Cardiovascular Colombiano Clínica Santa María
y el Centro de Bioingeniería de la Universidad
Pontificia Bolivariana, Medellín-Colombia. Los
autores reconocen la asistencia técnica de: Elbio
Agote, Silvia Medina y Alba Nidia Jiménez; así
como a aquellos que estuvieron vinculadas a
los presentes desarrollos: Edward Herrera, Luis
Hernán Pardo, Juan Felipe Henao, Lucas Madrid,
José Santamaría y Oscar Infante.
Cardiovascular
Sciences Forum
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8(9):425-432.
Cardiovascular
Sciences Forum
SERVICIO E INSTITUCIÓN DONDE EL
ESTUDIO FUE REALIZADO
1.
Departamento de Fisiología, Facultad de
Medicina, Universidad de la República. General
Flores 2125, PC:11800, Montevideo, Uruguay.
2.
Laboratorio de Válvulas y Banco de
Tejidos, Centro Cardiovascular Colombiano;
Grupo de Dinámica Cardiovascular, Universidad
Pontificia Bolivariana. Circular 1ª No 70 – 01,
Medellín, Colombia.
3.
Facultad de Ingeniería, Ciencias Exactas
y Naturales, Universidad Favaloro. Solís 453,
C1078AAI, Buenos Aires, Argentina.
4.
Banco Nacional de Órganos y Tejidos,
Ministerio de Salud Pública, Facultad de Medicina,
Montevideo, Uruguay. Avenida Italia 2870,
Hospital de Clínicas, PC: 11600, Montevideo,
Uruguay.
DIRECCIÓN PARA CORRESPONDENCIA:
Tabla 1: Parámetros hidrodinámicos establecidos
para las pruebas con ambos grupos de bioprótesis
valvulares.
Prueba
No.
1
2
3
4
5
6
7
8
FP
Vm
Qtvs
85
85
85
85
85
85
85
85
3777
4317
4721
5396
6294
7195
9443
10792
148
169
185
212
247
282
370
423
Parámetros establecidos en las pruebas, donde FP, Vm,
y tvs son la frecuencia de pulsación, volumen de eyección
por minuto y flujo medio transvalvular, respectivamente.
Las unidades de pulsación son pul/min, de volumen de
eyección ml/min y de flujo medio transvalvular ml/s.
Daniel Bia Santana.
Departamento de Fisiología. Facultad de
Medicina. Universidad de la República.
General Flores 2125, PC 11800, Montevideo,
URUGUAY.
Telephone: (0598) (2) 9243414 Ext: 3313. Fax:
(0598) (2) 9240395.
Email address: [email protected]
Tabla 3: Parámetros hemodinámicos y variables funcionales obtenidas con los dos grupos de bioprótesis valvulares.
Grupo I(n = 9)
21
23
Grupo II(n = 9 )
25
21
23
25
Gradiente máximo de presión
32.8± 0.75
27.7± 0.78 18.5± 0.50
31± 1.87
25± 1.65
21.6± 0.85
Area máxima de apertura
1.86±0.03
2.31±0.04
2.29±0.02
1.74±0.06
2±0.15
2.2±0.07
Reflujo
7.4±1.82
6.5±0.53
5.8±0.35
6.7±0.79
7.8±1.57
6±1.05
Valores medios ± desvío estándar. Grupo I y Grupo II de bioprótesis, series de 21, 23 y 25 mm de diámetro. Las
unidades de presión son mmHg y las unidades de área son cm2. El reflujo se reporta en % del volumen de eyección
que pasa retrógradamente por la bioprótesis.
Cardiovascular
Sciences Forum
29
ORIGINAL ARTICLE
ANATOMY STUDY OF
RIGHT VENTRICLE IN HUMAN FETUS
Summary
Tânia A. Rodrigues,
José Teles de Mendonça,
Diego C. Rezende, ábio S. Silveira,
José M. M. Souza Jr.,
Márcia C. C. Machado,
Milena dos Santos Barros.
Objective: To study the imner aspects of the right
heart chambers in human fetus.
Method: It was studied nine hearts from human
fetus, in the Matermity-School Hildete Falcão
Batista with consent permition. It were measured the
fossa ovalis and coronary sinus ostium diameters,
inflow and outflow tract of the right ventricle and
the anatomy of the papillary muscles.
Results: It was observed a mean value of 3,9mm
(SD ± 0,8mm) in the fossa ovalis diameter and of
1,8mm (SD ± 0,6mm) in the coronary sinus ostium.
The inflow tract long axis was 6,8mm and 4,6mm
in the outflow tract. In the tricuspid valve the mean
diameter was 7,0mm (SD ± 1,5mm) being 4,7mm
(SD ± 1,1mm) in the pulmonary valve. There
were a great variability in the papillary muscles
morphology being most commum the presence
of one single head in each anterior, posterior and
septal muscles.
Key-Words: Heart, CardiovascularAnatomy, Fetus
Circulation
Universidade Federal de Sergipe - UFS, Centro de Ciências Biológicas e da Saúde - CCBS
Departamento de Morfologia / Departamento de Medicina.
Received: January, 5th 2003 / Accepted: March, 2005
30
Cardiovascular
Sciences Forum
INTRODUCTION
I
n 1936, the diagnosis of congenital
cardiopatias in lifetime was fewer frequent
and the medicine looked this patients like
phenomenal, accomplished mostly for doctors
interested as a collector of curiosity. Cardiac
congenital patients followed the natural history
of their bad-formations without any correction
perspective. Then in 1939, it was done the first
correction surgery of a congenital cardiac defect
successfully.
The development process in the treatment
of congenital cardiopatias perhaps is one of the
extraordinary transformation areas that the
Medicine witnessed. The real comprehension of
such a goal is represented nowadays in number
of adult population, which were submitted to
the correction of its cardiac defects, although the
mortality indices still remain elevated2.
Congenital cardiopatias introduce carries
to an extreme variability anatomoclinic and
worsening of the prognosis in association to the
cardiac inadequacy3. Anatomical malformations
when allow the birth with life, can show the
sintoms in the postnatal phase or just in the adult
time. The incidence is high in premature and the
etiology, in 90% of the cases, is unknown, but
there is a suspect of the multifatorial inheritance
with genetic and environmental influences. The
congenital defects are divided into two great
categories: shunt and obstruction. The shunts
means abnormal communication between
cardiac cavities or blood vases and abnormal
narrows cause obstructions to the flux, which
main examples are estenoses or atresias4.
On the other hand, palliative techniques
provide functional improvement in the balance
of the two circulations: pulmonary and systemic.
This balance indicates the risk of the corrective
surgery is very high or not. In fact, the conduction
of a congenital cardiopatia, in general, it is
surgery procedure, especially in the cianogenics,
which complexity anatomo-functional demands
Cardiovascular
Sciences Forum
this orientation, face to the unfavorable clinical
evolution and the precocious mortality, mostly in
the neonatal period 5.
The diagnoses in advance, drugs
therapeutic and new surgeries have been
improving better perspective for these diseases.
However it is necessary to point out that there
is not a technical hegemony, but an integration
of them, that originated the ultimate progress
with the maturity and union of efforts. The goal
is the adequate conduction of the child, who has
heart problems. Then, it is fundamental more
anatomical cardiac knowledge especially in
newborns, in order to whether supply subsidies
for the development of new palliative or corrective
surgery techniques6.
Although, works concerning the right
ventricle and tricuspid valve are still necessary in
order to base new procedures such as valvotomia
or angioplastia of pulmonary valve, and the
handling of tricuspid valve anomalies using
catheters in hemodinamic room7.
Several morphologic aspects of this
anomaly have been being analyzed, aiming itself
establish factors and anatomical relations that
contribute of decisive form in the surgical conduct.
For example, the diameter of tricuspid valve and
your relation with other cardiac structures like a
specific intrinsic factor in the determination of
the surgical prognosis and the diameter isolated
of the tricuspid ring has been being considered as
measure appropriated of the valve. This measure
is scaled to the patient’s corporal surface through
the value-Z (Z = measured diameter - normal
diameter medium/ standard shunts of the
average normal diameter)8,9. The measure of the
infundibular diameter has been introducing as a
predictive value for the presence of communication
between circulation coronariana and the right
ventricle, than the value-Z. However, this work
was based on index echocardiograph 10.
Kirklin, (1976)11 had data obtained from
cineoangiographics and statistical preditivos
scores, which indicates the desirable diameter in
31
pulmonary estenose correction surgeries. Otoni
Moreira Gomes, by personal communication,
said that we need to pay attention for the today’s
fact, which it is already a reality the interventions
using intrauterine catheters, with main indication
in pulmonary estenose cases. The research
investments were important to supply anatomical
data for these new surgical techniques. Since
the treatment of such pathologies is eminently
surgical and requires an intervention more and
more precocious in the neonatal time.
This work collected data about structures
of the right heart, with the objective of serving like
subsidies to the research groups that work with
congenital cardiopatias helping to improve the
precocious diagnosis like fetal echocardiograph
and in the chosen of the better therapeutic
interventions.
METHOD
To initiate the proposed work it was
obtained the concordance of the University
Hospital Bioethics Committee and the fetus were
collected at Hildete Falcão Baptista Maternity
with conscious agreement from the donors.
The dissections were done at Anatomy lab in
Morphology department/ UFS. The fetus was
defrozen in natura and toracotomia was done to
obtain hearts that were kept in freezer to 4ºC.
The human fetuses were done: weighing, height,
cephalic and thoracic diameters and estimation of
the pregnancy age using Capurro’s somatic index12.
All measures were done using a paquimetro,
which was bases in a scale whose divisions are
lightly lower than the millimeter, being very used
to measure dimensions with equal resolution or
superior to 0,1mm. This device was adptaded with
two needles to make easy taken the diameters in
cavity.
The surgery access to the right atrium
was done through an incision in the outflow
32
of the superior cava vein, cut across the pectin
muscles, allowed the visualization of the fosse
oval, coronary vein, the which ones had their
respective measured diameters by paquimetro.
This kind of partial right atriotomia, conserving
itself the fosse oval and the coronary vein in
order to accomplish the tricuspid and pulmonary
valves diameter, and the distance between the
two valves.
The study of right ventricle papillary
muscles, we tried to open by McMinn’s anatomical
technique13, but there was loss. Then we made
modifications to protect the papillary muscles
integrity and consequently to obtain better
preserved anatomical structures. The procedures
were done with the ventricle intact and then we
counting the heads and tendineas cord from the
anterior and posterior papillary muscles using
lupa16X. In a second time, we were made an
incision along to the right margin of ventricle and
it was possible to see the septal papillary muscle.
Finally, we used a stereoscopic and
photographic records of all anatomical structures
were done.
RESULTS
There were analyzed 29 human fetuses,
that showed this results: weight varying from 650g
to 3250g, with average of 1323 ± 681,6g; height
varying from 21cm to 59cm, with average of 39
+ 7,4cm; cephalic diameter varying of 18 cm to
35cm, with average of 25,5cm ± 3,9cm; thoracic
diameter varying from 15cm to 30,5cm, with
average of 21,9 ± 4,5cm; pregnancy age varying
of 222 days to 286 days, with average of 251 ±
15,9 days (Table I).
The topographical data were: diameter of
the fosse oval varying from 0,25cm to 0,55cm,
with average of 0,39 ± 0,08cm; diameter of the
coronary vein varying from 0,1cm to 0,3cm, with
Cardiovascular
Sciences Forum
average of 0,18 ± 0,06cm; diameter of the tricuspid
valve varying from 0,4cm to 1,0cm, with average
of 0,7 ± 0,15cm; diameter of the pulmonary valve
varying from 0,3cm to 0,7cm, with average of
0,47 ± 0,11cm; the distance from tricuspid valve
to pulmonary valve varying from 0,4cm to 1,0cm,
with average of 0,66 ± 0,15cm ( Table II ).
The papillary muscles were so variable
and we obtained this next data: the anterior
papillary muscles were described eleven different
anatomical standards being most frequently the
one of a head with three tendineas cords, which
was found in 41% of the analyzed fetuses. The rest
described standards were: a head with four cords
(16 %), a head with five cords (7 %), a head with
six cords (7%), two heads with two cords each
one (7%), two heads one with four and to other
with two cords (7%), a head with eight cords (3%)
head with two cords (3%), two heads one with one
and to other with four cords (3%), two heads one
with two and to other with five cords (3%), and
two heads one with three and to other with four
cords (3%). The posterior papillary muscles were
described nine different anatomical standards
being the most frequently one of a head with five
tendineas cords which was found in 45% of the
analyzed fetuses. The rest described anatomical
standards were: a head with four cords (16%), a
head with six cords (10%), two heads one with
two and to other with three cords (10 %), a head
with three cords (7%), a head with seven cords
(3%), two heads one with 3 (three) and to other
with four cords (3%), two heads, both with three
cords each one (3%) and three heads one with
one, other with three and to other with four
cords (3%). The septal papillary muscle were
just described six different anatomical standards
being the most frequently one of a head with four
tendineas cords which was found in 48% of the
analyzed fetuses. The others were: a head with
five cords (22%), a head with three cords (10%), a
head with six cords (10%), a head with two cords
Cardiovascular
Sciences Forum
(7%) and a head with seven cords (3%). This data
was presented at Figure I.
Figure 1 – Morphological variants found in
papillary muscles.
Table 1 – Data of human fetuses identification
33
Human
Fetuses
WEIGTH
(grams)
HEIGHT
(cm)
C.D.
(cm)
T.D.
(cm)
PREGNANCY
AGE (days)
1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
11
12
13
14
15
16
17
18
19
20
21
22
23
24
25
26
27
28
29
1200
900
750
3200
1300
1375
3250
2300
900
850
1300
900
875
975
650
1100
1550
900
900
1350
1100
2500
1150
1050
1060
1000
1850
1500
650
42
36
32,5
59
35
42
52
51
37
38
39
33
37
36
29
38
44
36
34
41
34,5
48
36
37
35,5
38
47
41,5
21
25
22
23
34
24
27
35
22,5
25
25
27,5
23
23
22
20
25
28
25
23
26
26
32
25,5
26,5
25,5
24,5
33
24
18
23
18
19
31
24
22
32
30,5
19
18,5
23,5
16
17
19
15
25
25,5
20
19
21
23
30
23
21
20,5
21,5
23,5
22
15
251
238
246
277
251
256
282
287
251
246
261
246
251
241
237
237
261
246
256
251
256
286
251
222
246
246
236
241
225
Average
Standard
Deviation
1323
681,6
39
7,4
25,5
3,9
21,9
4,5
251
15,9
Observation : - C.D. : cephalic diameter
- T.D. : thoracic diameter
34
Cardiovascular
Sciences Forum
Table II – Morphometrics data of human fetuses right heart
Human Fosse Oval
Coronary Vein Tricuspid Valve Pulmonary Valve Distance Between
Fetuses
Diameter
Diameter
Diameter
Diameter
Pulmonary and
(mm)
(mm)
(mm)
(mm)
Tricuspid Valve (mm)
1
5,5
2,0
9,0
5,0
4,0
2
2,5
1,0
5,0
6,0
5,0
3
2,5
1,0
4,0
4,0
4,0
4
4,5
2,0
9,0
3,5
10,0
5
4,5
1,0
6,0
5,0
8,0
6
5,0
1,0
7,0
5,0
6,0
7
4,5
2,0
6,5
4,0
9,0
8
4,0
2,0
9,0
7,0
8,0
9
3,0
1,0
6,0
3,5
6,0
10
3,5
2,0
5,0
4,0
5,0
11
5,0
2,0
8,0
5,0
5,0
12
3,0
2,0
5,0
3,0
5,0
13
4,0
1,0
7,0
4,0
5,0
14
4,0
2,0
6,0
4,0
6,0
15
3,5
2,0
5,0
3,0
6,0
16
4,0
2,0
7,0
4,0
7,0
17
4,5
2,0
7,0
5,0
8,0
18
3,0
2,0
8,0
4,0
7,0
19
3,0
1,0
7,0
3,0
7,0
20
5,0
3,0
9,0
5,0
7,0
21
4,0
2,0
6,0
5,0
9,0
22
5,0
3,0
10,0
7,0
0,9
23
4,0
2,0
7,0
5,0
6,0
24
4,0
3,0
8,0
6,0
6,0
25
5,0
2,5
6,0
6,0
8,0
26
4,0
2,0
8,0
5,0
6,0
27
4,5
3,0
8,0
5,0
7,0
28
3,5
2,0
9,0
6,0
7,0
29
3,0
1,0
6,0
7,0
7,0
Average
Standard
Deviation
3,9
0,8
Cardiovascular
1,8
0,6
Sciences Forum
7,0
1,5
4,7
1,1
6,6
1,5
35
DISCUSSION
In this experiment, it was decided to
work with fetuses in natura in order to get better
visualization of the anatomical structures and
obtain high authentically hearts, just like MAIA
et all (1996) 7. Probably, it would not happen if we
work with 10% formol hearts, which can produce
modifications in the structures.
All fetuses with any kind of anomalies
were put them away and the same with the one
below to 650g.
Initially, we tried the dissection technique
described in MacMINN et all (1999)13, but the
results were so badly caused lesion of papillary
muscles and its tendineas cords. The adaptations
were to exclude need the ventriculotomy to study
of anterior and posterior papillary muscles. Just
open the ventricle when we access the septal
papillary muscle.
In fact, our results showed that in 86%
of the fetuses the tricuspid valve diameter was
bigger than the pulmonary valve diameter in an
average 38%, which reinforces the McCAFREY et
all (1991)8 anatomo-functional fetal circulation
correlation, caractherized by hipofluxo on
the right side to protect the lungs during the
maturation process, and we agree with this kind
of explanation.
This study demonstrated that the
pulmonary valve diameter average was 0,47mm
in fetuses with pregnancy age average of 35
weeks and 6 days. However, KIRKLIN (1976)11
indicates values above of this average, found
in our work for corrections after birth. These
data may come to be an important consultation
source for intracardiac procedures in fetuses, as
the pulmonary valvotomy with argon laser bean
catheter Studied by Gomes et al.(14, 15)
According to ATIK and MAEDA (1995)5
the normal cardiac physiology intra-utero is
influenced by the size of the fosse oval. When
36
this size of it is big, the blood flux directly goes
to the right for the left atrium, without get the
right ventricle and consequently excluding the
pulmonary tree, and making the diameters of
tricuspid and pulmonary valves become smaller.
These finds can explain anomalies like atresia of
tricuspid or/and pulmonary valves. We found in
45% of the fetuses studied, fosse oval diameters
bigger than the tricuspid valve, which results
were related with pulmonary valve diameters
smallest and vary premature fetus. This data also
agree with DRANT et all (1995)10.
Our data obtained were not comparable
with others material in the reached literatures,
which use pre, trans, or postoperative
echocardiograph index6,9.
This
study
concludes that:
The anatomical structure of the papillary
muscles were a lot of variable, as well as the
tendineas cords, which always showed a fan
form. The anterior papillary muscle with a head
and three tendineas cords, the muscle posterior
papillary with a head and five tendineas cords,
and the septal papillary muscle with a head and
four tendineas cords were most frequent.
The fosse oval was open in all samples.
The tricuspid valve diameter showed
greater than the pulmonary valve diameter.
RESUMO
Descrição Anatômica das Câmaras Cardíacas
Direitas em Fetos Humanos
T.A. Rodrigues, J.T. Mendonça, D.C.
R.ezende, F.S. Silveira, J. M.M. Souza Jr.,
M.C.C. Machado, M.S. Barros.
Promover um estudo anatômico das
câmaras direitas do coração em fetos humanos in
natura. Coletou-se vinte e nove corações de fetos
humanos obtidos junto à Maternidade Hildete
Falcão Batista. Foram feitas as medições dos
diâmetros da fossa oval, seio coronário, e das vias
Cardiovascular
Sciences Forum
aferente e eferente ao ventrículo direito bem como
da distância entre elas com uso de paquímetro,
com posterior descrição anatômica dos músculos
papilares. O diâmetro da fossa oval teve média de
0,39cm; o diâmetro médio do seio coronário foi
0,18cm; as vias aferente e eferente tiveram médias
de 0,68cm e 0,46cm respectivamente e a distância
entre elas foi em média de 0,64cm. O diâmetro da
valva tricúspide foi em média 48% maior do que
o diâmetro da valva pulmonar. Os de 0,64cm. O
diâmetro da valva tricúspide foi em média 48%
maior do que o diâmetro da valva pulmonar. Os
músculos papilares exibiram estrutura bastante
variável, sendo o padrão mais freqüente para o
músculo papilar anterior de uma cabeça com três
cordoalhas tendíneas, para o músculo papilar
posterior de uma cabeça com cinco cordoalhas
tendíneas e para o músculo papilar septal de
uma cabeça com quatro cordoalhas tendíneas.
A estrutura anatômica das câmaras cardíacas
direitas exibiram grande variabilidade, a fossa
oval encontrava-se patente em toda a amostra
trabalhada e o diâmetro da valva tricúspide foi
maior que o da valva pulmonar.
Palavras-chave: coração, anatomia, feto
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15.Gomes, O. M.; Armelin, E.; Macruz, R.;
Brum, J.M.G.; Fiorelli, A. I.; Ribeiro, M. P.;
Mnittentag, J.; Lopes, E. A.; Camargo, R. R..;
Madrigrano, M. G. C.; Pillegi, F. J. C.; Decourt,
D.; Bittencourt, D.; Zerbini, E. J.; Valvotomia
660 Páginas de
Aperfeiçoamento
em Cardiologia e
PSF
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38
Cardiovascular
Sciences Forum
U P D AT I N G A RT I C L E
FENOMENO DE LA ESCALERA: ALTERACIONES EN
EL CORAZON INSUFICIENTE
Martin G. Vila Petroff, PhD,
Julieta Palomeque, MD, PhD, y
Alicia Mattiazzi, MD, PhD
ANTECEDENTES
L
os factores más importantes para determinar
la fuerza de contracción del músculo
cardiaco son: la longitud de la fibra al fin de
diástole (precarga), la resistencia a la contracción
(poscarga), la estimulación b-adrenérgica y el
intervalo entre las contracciones.(1) Esta última,
también denominada relación fuerza-frecuencia,
fue descripta inicialmente por Bodwich en 1871, al
observar que si un corazón de batracio permanecía
sin contraerse y luego era estimulado, el primer
latido era menos vigoroso que los siguientes.(2)
La esquematización de este experimento da una
imagen semejante a una escalera por lo que al
aumento de la fuerza de contracción producida
por el aumento de la frecuencia de estimulación
se la denominara como fenómeno de la escalera
(figura 1). Este aumento de contractilidad
que ocurre independientemente del control
neurohumoral, en respuesta al aumento de la
frecuencia de estimulación, es un fenómeno
altamente conservado entre las distintas especies,
incluido el hombre. Incluso, las alteraciones de la
relación fuerza-frecuencia se consideran como un
elemento diagnóstico de la insuficiencia cardiaca,
entidad patológica en la que la típica escalera
positiva del corazón sano, se encuentra invertida
o ausente.
La importancia fisiológica de la escalera
positiva se pone de manifiesto durante el
desarrollo de ejercicio. Cuando se requiere un
aumento transitorio del gasto cardiaco, como
ocurre durante el ejercicio, se produce un aumento
de los niveles de catecolaminas circulantes, que
provoca un aumento de la frecuencia cardiaca y
de la contractilidad. En los sujetos sanos, hasta
un 40% del aumento del gasto cardiaco depende
Centro de Investigaciones Cardiovasculares, Facultad de Ciencias Médicas,
Universidad Nacional de La Plata, La Plata 1900, Argentina.
Address reprint requests
Dr. Martin G. Vila Petroff
Centro de Investigaciones Cardiovasculares,
Facultad de Ciencias Médicas,
60 y 120, La Plata 1900, Argentina - Fax: (54-221) 483-4833 - Email: [email protected]
Tel: (54-221) 483-4833
* Investigadores del Consejo Nacional de Investigaciones Científicas y Técnicas (CONICET), Argentina.
Cardiovascular
Sciences Forum
39
del aumento de la contracción determinada por
el aumento de la frecuencia cardiaca.(3)
La relevancia de este mecanismo intrínseco
del miocardio es aún más evidente cuando se
observa que los pacientes con insuficiencia
cardiaca o los modelos experimentales de
insuficiencia miocárdica, que habitualmente
presentan escalera negativa, no son capaces
de satisfacer ni siquiera los requerimientos
metabólicos mínimos producidos durante el
ejercicio moderado.
En la última década, la relación entre
la frecuencia de estimulación y la fuerza de
contracción ha sido extensamente revisada.(4-6)
Las nuevas técnicas experimentales disponibles
actualmente, han permitido una más acabada
comprensión de los mecanismos celulares
involucrados en este fenómeno. En el presente
capítulo, se examinará en detalle los mecanismos
Figura 2. Esquema de los mecanismos que participan del aclopamiento éxcito-contráctil. Durante el potencial de
acción se genera una corriente de Ca2+ que entra a través de los canales de Ca2+ dependientes del voltage o receptores
de dihidropiridinas (DHPR), que inclue la liberacion de una cantidad mayor del ion del retículo sarcoplasmático (SR)
a través de los receptores de rianodina (RYR). El aumento de Ca2+ determina la interaccion de los miofilamentos
produciendo la contracion. Otro mecanismo que podria participar del aumento del Ca2+, es el intercambiador Na+/Ca2+
(NCX), aumentando la entrada de Ca2+ a través del modo revertido del NCX o disminuyendo su extrusión a través del
modo directo. Los mecanismos que disminuyen con el Ca2+, produciendo la relajación, son principalmente la SERCA2a,
o bomba de Ca2+ del RS, y el NCX operando en su modo directo, aunque tambén la Ca2+ ATPasa de la menbrana
plasmática y el transportador de Ca2+ mitocondrial contribuyen con alrededor del 1% a la remoción del Ca2+.
40
Cardiovascular
Sciences Forum
al Ca2+ de las proteínas contráctiles
y 2) que el aumento del Ca2+i
puede resultar fundamentalmente
de: a) un aumento en la entrada de
Ca2+ a la célula. Cuanto mayor es
la entrada, más Ca2+ se libera del
retículo sarcoplamático (RS) para
una dada carga del mismo y b) un
aumento en la carga de Ca2+ del
RS. En este caso, cuanto mayor
es la carga, mayor es la liberación
para una dada entrada de Ca2+. La
carga del RS estaría determinada a
su vez, por la competencia entre la
retoma de Ca2+ por la Ca2+ATPasa
del RS (SERCA2) y la extrusión
del ion por el intercambiador Na+/
Ca2+ (NCX).
Figura 3. Efecto del aumento de la frecuencia de
estimulación sobre la contracción y el transitorio de
Ca2+, en un miocito de gato. Típíco registro continuo
de longitud celular a las frecuencias de estimulación
indicadas en la figura (lpn, latidos por minuto). Debajo
se observan los trazos individuales de contracción y su
respectivo transitorio de Ca2+, a los momentos indicados
por las letras a-e en el registro continuo. El aumento
gradual de la frecuencia de estimulación como del
transitório de Ca2+, Modificado de Vila Petroff M.G. y
colaboradores, J Physiol, 550,3: 801-817; 2003
subcelulares involucrados en el aumento de
contractilidad producido por el aumento de la
frecuencia de estimulación y sus alteraciones en
el corazón insuficiente.
MECANISMOS SUBCELULARES DE LA
ESCALERA POSITIVA.
Antes de discutir los mecanismos
subcelulares de la escalera positiva sería
coveniente repasar cómo son los movimientos
de Ca2+ en el acoplamiento éxcito-contractil
(ver figura 2). De este esquema surge: 1) que un
aumento en la contractilidad puede resultar de un
aumento del Ca2+i o de un aumento en la respuesta
Cardiovascular
Sciences Forum
Si bien es sabido que el efecto inotrópico
positivo del fenómeno de la escalera, se debe
a una mayor disponibilidad de Ca2+ a nivel de
los miofilamentos (aumento en la amplitud del
transitorio de Ca2+ intracelular)(7-9) (Figura 3),
los mecanismos subcelulares que determinan
dicho aumento no han sido totalmente aclarados.
Las evidencias experimentales indican que el
aumento del transitorio de Ca2+ intracelular
que ocurre con el aumento de la frecuencia de
estimulación sería consecuencia de un aumento
en el contenido y en la liberación de Ca2+ por
el RS.(10) El aumento de la carga de Ca2+ del
RS se debería a: 1) un aumento en la entrada
de Ca2+ a la célula a través de los canal de Ca2+
tipo L, como resultado del aumento del número
de despolarizaciones por unidad de tiempo(11) y
2) un aumento en el Ca2+ diastólico que ocurre
fundamentalmente por el NCX.(9,10,12)
El NCX, presente en la membrana
plasmática de la mayoría de las células, es
un contratransportador electrogénico que a
concentraciones diastólicas de Na+, actúa
extruyendo un ion Ca2+ por cada tres iones
Na+ que entran en el miocito. La dirección del
41
fisiológicas, esta entrada de Ca2+ a
través del NCX parece ser escasa
e irrelevante en el acoplamiento
éxcito-contractil.(10) Uno de los
mecanismos por medio del cual el
NCX podría contribuir al efecto
inotrópico positivo del fenómeno
de la escalera sería por la falta de
tiempo para la extrusión de Ca2+
como resultado de la disminución
del intervalo diastólico que se
produce al aumentar la frecuencia
de estimulación.(9) Por otra parte,
debido a que el aumento de la
frecuencia de estimulación también
está asociado con un aumento del
Na+i, que resulta del mayor número
Figura 4. Efecto del aumento de la frecuencia de estimulación sobre la
amplitud de contracción y el Na+i. Registro continuo de longitud celular de de despolarizaciones por unidad de
(12)
el NCX también podría
un miocito en el que la frecuencia de estimulación se incrementó de 10 a tiempo,
50 latidos por minuto (lpm). Los espacios en blanco en el registro continuo contribuir a la escalera positiva,
corresponden a las medidas de Na+ que se grafican debajo. El aumento a través de una regulación Na+de temporalmente disociado del efecto inotrópico positivo evocado por
el incremento en la frecuencia de contracción. Modificado de Vila Petroff dependiente. En este caso, la
extrusión de Ca2+ por el modo directo
M.G. y colaboradores, J Physiol, 550.3:801-817;2003
del NCX estaría limitada, en tanto
2+
que la entrada del mismo por el modo revertido se
movimiento de Ca por este transportador
vería favorecida. Sin embargo, estudios recientes
depende tanto de las concentraciones intra y
+
2+
que muestran una disociación temporal entre el
extracelulares de Na y Ca , como del potencial
aumento del Na+i y el aumento de contractilidad
de membrana, siendo su potencial de inversión
provocado por el incremento en la frecuencia de
-40 mV (cuando el potencial de membrana está
estimulación, sugieren que el NXC no participaría
por debajo de éste, actúa en su modo directo,
2+
+
en el fenómeno de la escalera a través de un
sacando Ca y haciendo entrar Na , y cuando está
mecanismo Na+-dependiente.(9) La figura 4
por encima, trabaja en modo revertido, haciendo
muestra un ejemplo de dicha disociación. En este
lo opuesto). En los miocitos cardíacos, el NCX
experimento, realizado en un miocito de gato, se
opera mayoritariamente en su modo directo,
observa claramente que el máximo aumento de
teniendo así un rol preponderante en el control
2+
contractilidad producido por un incremento en la
de la relajación, del Ca diastólico y de la carga
frecuencia de estimulación de 10 a 50 latidos por
del RS. En el pico de la despolarización, el NCX
minuto, se produce anticipadamente al aumento
puede funcionar de modo revertido. Trabajando
del Na+i. Es importante destacar sin embargo,
de este modo, el NCX podría producir una
que estudios en otras especies, distintas del
entrada de Ca2+ durante el potencial de acción
gato, han mostrado una correlación positiva
que contribuyera a la carga del RS, que activase
entre el aumento del Na+i y el aumento de fuerza
directamente a los miofiamentos y/o que gatillase
producido por el aumento de la frecuencia de
la liberación de Ca2+ del RS. Sin embargo, estudios
estimulación, indicando que al menos en algunas
recientes han revelado que, en condiciones
42
Cardiovascular
Sciences Forum
especies el NCX, podría contribuir a la escalera
positiva a través de una regulación mediada por
Na+.
Tanto el mayor influjo de Ca2+ por los
canales tipo L como la acumulación del mismo
ion producida por el NCX, por los mecanismos
antes descriptos, promueven un aumento en la
carga y en la liberación de Ca2+ del RS a medida
que aumenta la frecuencia de estimulación.
Otro mecanismo que podría contribuir al
aumento del Ca2+ intracelular provocado por el
aumento de la frecuencia de estimulación sería
la activación de la proteína quinasa dependiente
de Ca2+-calmodulina (CaMKII).(10) La activación
de esta enzima podría producir un aumento
en la retoma de Ca2+ por el RS a través de la
fosforilación del sitio de Treonina 17 (Thr17) de
fosfolamban. Esto llevaría a una mayor carga de
Ca2+ del RS y a una mayor liberación del mismo
ion. Experimentos recientes indican además que
la fosforilación del canal de rianodina dependiente
de CaMKII contribuiría también a la mayor
liberación de Ca2+ por el RS. en la liberación de
Ca2+ por el RS cuando aumenta la frecuencia de
estimulación.(13) Sin embargo, la importancia de
la contribución de estos mecanismos en la escalera
positiva no ha sido dilucidada aún. El resultado
de los mecanismos hasta aquí mencionados sería
que: a medida que aumenta la frecuencia de
estimulación hay más Ca2+ disponible en el RS
para ser liberado, generando un mayor transitorio
de Ca2+ y en consecuencia un aumento en la
contractilidad.
ALTERACIONES DEL FENÓMENO
DE LA ESCALERA EN EL CORAZÓN
INSUFICIENTE.
Como se mencionó previamente, en el corazón
insuficiente se ha observado que la relación fuerzafrecuencia está invertida o ausente.(14,15) La
escalera negativa se ha visto experimentalmente
tanto en preparaciones enteras como en miociocitos
Cardiovascular
Sciences Forum
aislados y clínicamente, en estudios que revelan
una reducción en la función cardiaca a medida
que aumenta la frecuencia de estimulación.(16)
De experimentos in vitro surge además, que la
disminución en la fuerza desarrollada producida
por el aumento de la frecuencia de estimulación
podría producir, en la insuficiencia cardiaca, una
alteración en la función sistólica, o en la función
diastólica o una combinación de ambas (ver
figura 5). A
continuación se examinaran las posibles
alteraciones subcelulares y moleculares que
podrían subyacer a la inversión del fenómeno de
la escalera en el corazón insuficiente.
43
ALTERACIONES
SUBCELULARES
El corazón insuficiente se
caracteriza, entre otras cosas, por
una alteración en el manejo del
Ca2+ intracelular que lleva a una
disminución del Ca2+ sistólico y
a un aumento del Ca2+ diastólico,
resultando en una disfunción
contráctil. Un aspecto importante
de esta alteración en la contracción
del corazón insuficiente, es que
ésta se hace más pronunciada a
medida que aumenta la frecuencia
de estimulación. Como se
demostró en la figura 3, en el
corazón normal, el aumento de
la contractilidad inducido por el
incremento en la frecuencia de
estimulación está asociado con un
aumento del transitorio de Ca2+ intracelular. En el
corazón insuficiente, en cambio, el aumento de la
frecuencia de estimulación está asociado con una
disminución del transitorio de Ca2+ intracelular.
El consenso general entre los distintos autores
indica que la disminución del transitorio de Ca2+
intracelular observada en el corazón insuficiente
radica fundamentalmente en una alteración en la
carga del RS y en consecuencia en la liberación de
Ca2+ por el mismo.(17) La figura 6 muestra el efecto
del aumento de la frecuencia de estimulación
sobre el contenido de Ca2+ del RS, evaluado a
través de la contractura inducida por una brusca
disminución de la temperatura, intervención que
provoca el vaciamiento instantáneo del Ca2+ del
RS, indicando la carga del mismo. En el corazón
sano, la escalera positiva está acompañada por un
aumento paralelo del contenido de Ca2+ del RS.
En cambio, en el corazón insuficiente el contenido
de Ca2+ del RS no cambia con el aumento de
la frecuencia de estimulación en tanto que la
fuerza desarrollada disminuye. Estos resultados
sustentan la hipótesis de que la alteración
fundamental responsable de la escalera negativa
en el corazón insuficiente estaría mediada por
una la disminución en la carga de Ca2+ por el
RS. Sin embargo, no se pueden descartar otras
alteraciones que podrían estar vinculadas con el
canal de Ca2+ tipo L o con el canal de rianodina,
y que podrían afectar la liberación de Ca2+
inducida por Ca2+. Respecto a los canales de
Ca2+, la información es controvertida. Mientras
que en varios estudios no se detectaron cambios
significativos en la densidad de corriente de
miocitos insuficientes,(18) en un estudio más
reciente se encontró que la corriente de Ca2+
estaba disminuida en los miocitos insuficientes.(19)
En cuanto a la función del canal de rianodina,
se han descripto en el corazón insuficiente tanto
una disminución en su actividad(20,21) como la
ausencia de cambio.(22) Estudios recientes han
descripto una hiperfosforilación del canal de
rianodina que llevaría a una pérdida de Ca2+
en diástole.(21) Estos resultados dispares, no solo
impiden sacar una conclusión certera sobre la
contribución del canal de Ca2+ y de rianodina
en la escalera negativa del corazón insuficiente,
44
Cardiovascular
Sciences Forum
sino que además refuerzan la teoría de que la
alteración fundamental se encuentra a nivel de la
retoma de Ca2+ por el RS.
ALTERACIONES MOLECULARES
Como se mencionó previamente, la carga
de calcio del RS depende del balance entre la
retoma de Ca2+ por la SERCA2 y la extrusión del
ion por el NCX. En el corazón insuficiente, se
ha demostrado que la expresión y la actividad
de la SERCA2 están disminuidas(10,23) y que la
expresión del NCX está aumentada.(24) Estos
cambios en la SERCA2a y el NCX favorecerían
una mayor extrusión de Ca2+ por el NCX y una
menor retoma de Ca2+ por el RS, que resultaría
en una menor carga y liberación de Ca2+, y en
consecuencia en una menor activación de las
proteínas contráctiles en el corazón insuficiente.
Una de las evidencias más contundentes que
demuestran que la disminución de la SERCA2
sería determinante de la escalera negativa, surge de
los resultados obtenidos en miocitos insuficientes
en los que se restableció la SERCA2 a su nivel
normal a través de su sobreexpresión, usando
transferencia génica mediada por adenovirus.
En estos miocitos se restituyó la escalera positiva
típica de los corazones sanos.(25)
Sin embargo, el manejo del Ca2+ intracelular no
está regulado exclusivamente por
la expresión de estas proteínas sino que además,
su regulación está íntimamente ligada a la
homeostasis del Na+ intracelular, a través de su
efecto sobre la actividad de NCX. En recientes
experimentos en miocitos aislados de corazones
insuficientes, se han encontrado niveles
aumentados de Na+ intracelular(26) debido,
probablemente, a una disminución en la expresión
de la Na+/K+ ATPasa.(27) Considerando que el Na+
modula al NCX y éste a la función contráctil,
es razonable sospechar que el intercambiador
también juegue un rol preponderante en la
ausencia o negativización del fenómeno de la
escalera. El elevado Na+ intracelular favorecería
Cardiovascular
Sciences Forum
el influjo y limitaría el eflujo de Ca2+ por el NCX
aún, a bajas frecuencias de estimulación. Este
aumento del Ca2+ intracelular a su vez, tendría
consecuencias sobre la contractilidad y el
fenómeno de la escalera del corazón insuficiente.
A frecuencias de estimulación bajas, contribuiría a
mantener elevada la carga del RS, contrarrestando
así el balance desfavorable que existe entre la
SERCA2 y el NCX en el corazón insuficiente.
Esto explicaría el hecho de que los corazones
insuficientes presenten, a bajas frecuencias,
una contractilidad similar a la de los corazones
sanos.(26,28) Sin embargo, este mecanismo llevaría
a que el SR se encuentre relativamente lleno a
bajas frecuencias de estimulación y conspiraría
así contra un aumento en la carga del mismo a
mayores frecuencias de estimulación. Además,
la acumulación progresiva del Na+ intracelular,
inducida por el aumento de la frecuencia de
estimulación, provocaría una entrada aún mayor
de Ca2+ a la célula, que no puede ser enteramente
retomada por el RS debido a la reducida expresión/
actividad de la SERCA2. Este ingreso adicional
de Ca2+ a la célula podría limitar la disfunción
sistólica pero llevaría, como se observa en la
figura 4, a la disfunción diastólica presente en el
corazón insuficiente.
CONCLUSIÓN
El aumento de la frecuencia de estimulación
pone en marcha una serie de mecanismos que
modulan la contractilidad miocárdica. En el
corazón sano, el mecanismo dominante del efecto
inotrópico positivo inducido por el aumento de
la frecuencia de estimulación, sería un aumento
del Ca2+ intracelular provocado por una mayor
carga y liberación de Ca2+ por el RS. Siendo los
principales responsables, la mayor entrada de Ca2+
por el canal de Ca2+ de tipo L y la menor extrusión
del ion por el NCX. En el corazón insuficiente,
la escalera negativa estaría vinculada con una
alteración en el manejo del Ca2+ intracelular.
Sin embargo, debido a la presencia de múltiples
45
alteraciones a nivel de la expresión/actividad
proteica y de la homeostasis iónica en el corazón
insuficiente, resulta sumamente difícil concluir
inequívocamente, cuales son los principales
mecanismos responsables. Simplificando, los
datos disponibles actualmente, indican que la
escalera negativa y el desperfecto en el manejo del
Ca2+ intracelular radican fundamentalmente en:
1) La competencia despareja entre la actividad de
la SERCA2 y el NCX, que favorece a este último y
resulta en una disminución en la retoma de Ca2+
por el RS y en una mayor pérdida de Ca2+ de la
célula al espacio extracelular y 2) un elevado Na+
intracelular que modula al NCX, favoreciendo la
sobrecarga de Ca2+ y la disfunción diastólica.
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47
U P D AT I N G A RT I C L E
FISIOLOGIA DO CORAÇÃO TRANSPLANTADO
Alfredo Inácio Fiorelli
Os transplantes de órgãos ou de
segmentos do corpo sempre estiveram presentes
nos sonhos da humanidade, talvez como uma das
formas de se conseguir a longevidade. Diferentes
formas de manifestações culturais expressas na
mitologia, esculturas antigas, desenhos em pedra
ou mesmo na pintura traduzem claramente
este desejo. Todavia, as pesquisas científicas
pioneiras para substituição de um órgão com
doença irrecuperável datam do início do século
e progressivamente se transformaram em um
grande desafio a ser vencido.
Os primeiros passos no transplante
cardíaco foram dados por CARRELe GUTHRIE(1),
em 1905, na Universidade de Chicago, quando
transplantaram o coração de um cão na
região cervical de outro animal. Este modelo
experimental simples de transplante heterotópico
teve importante impacto na época, pois, permitiu
demonstrar que o coração poderia ser mantido
por um relativo período de anóxia e recuperar
os seus batimentos com o restabelecimento da
perfusão coronária. Os anos seguintes foram
marcados por estudos isolados que eram limitados
pela falta de aplicação prática do método e pelo
desconhecimento dos fenômenos imunológicos.
Mais tarde, esses antigos modelos de transplante
heterotópico passaram a ter destaque especial nos
estudos da rejeição e da resposta hemodinâmica
do coração desnervado submetido a diferentes
situações. Os transplantes heterotópicos cervicais
deram lugar aos implantes abdominais ou
inguinais, muitos dos quais agora realizados
com técnica de microcirurgia e aplicados nos
estudos dos fenômenos de rejeição(2-7). A Tabela
1 apresenta o tempo máximo de sobrevida obtida
durante esse período com diferentes modelos de
transplantes heterotópicos.
48
Cardiovascular
1. ASPECTOS HISTÓRICOS
Sciences Forum
INCOR – HC. FMUSP (Heart Institute of the Clinical Hospital – University of São Paulo Medical
School.) Received: July, 1st 2004 Accepted: January, 10th 2005
Tabela 1 - Tempo máximo de sobrevida dos
Transplantes
Experimentais Heterotópicos
Heterotópicos não auxiliares
Autor
Carrel e Guthrie
Mann et al.
Marcus et al.
Downie
Autor
Marcus et al.
Demikhov
McGough et al.
Johansson et al.
Sobrevida
Data
Sobrevida
1905
1933
1951
1953
Heterotópicos auxiliares
1953
1955
1966
1967
* - Coração-pulmão
As pesquisas com transplante cardíaco
ortotópico intensificaram-se somente com o
advento da circulação extracorpórea, bem como,
os métodos de proteção miocárdica. Deve-se a
LOWER e SHUMWAY(8), em 1960, as primeiras
descrições experimentais de transplante cardíaco
ortotópico com sucesso, incluindo sistematização
técnica que é utilizado até hoje com poucas
modificações na experiência clínica. Após a
primeira tentativa sem sucesso de transplante em
humanos, por HARDY et al.(9), em 1964, coube a
BARNARD(10), na cidade de Cape Town, África
do Sul, em 3 de dezembro de 1967, a realização
do feito pioneiro, em um paciente portador de
miocardiopatia em fase terminal. Em nosso
meio, deve-se a ZERBINI et al.(11), no Hospital
das Clínicas em São Paulo, a introdução do novo
método terapêutico na América Latina. Contudo,
as dificuldades no controle das rejeições e das
infecções contribuíram para que poucos centros
mantivessem seus programas de transplantes
Cardiovascular
Data
Sciences Forum
2 horas
8 dias
3 dias
10 dias
75 minutos*
15,5 horas
4 horas
1 hora
ativos, entre eles o da Stanford University,
responsável por importantes avanços, como: a
padronização na seleção dos receptores, a procura
de órgãos à distância, a biopsia endomiocárdica,
o uso da globulina antilinfocítica e a classificação
histológica da rejeição. Em 1980, o interesse pelo
transplante foi reativado com a introdução da
ciclosporina no esquema imunossupressor, que
mostrou vantagens adicionais(12,13).
2. CONSIDERAÇÕES GERAIS
A falência funcional do coração
conduzindo à insuficiência cardíaca produz
profundas alterações no organismo que propiciam
à disfunção secundária de outros órgãos. O
transplante cardíaco é a única alternativa
efetiva na restauração do estado hemodinâmico
desses pacientes com importante limitação da
capacidade funcional, que não respondem à
49
terapia farmacológica e com impossibilidade de qualquer forma de tratamento cirúrgico convencional.
O conhecimento dos principais aspectos fisiopatológicos que interferem no coração transplantado é
de fundamental importância no seguimento dos pacientes após o transplante. O Quadro 1 expressa de
forma sintética os principais fatores envolvidos no desempenho do enxerto cardíaco nas diferentes fases
da evolução pós-operatória e que serão analisados mais detalhadamente a seguir.
Quadro 1 - Fatores que interferem no comportamento do Coração Transplantado
Técnica Operatória
Ortotópico: Clássica ou Bicaval.
Heterotópico.
Preservação do Órgão. Tempo de Anóxia.
Rejeição. Doença Vascular do Enxerto.
Injúrias no Miocárdio Hipertensão. Hipertrofia Ventricular.
Afecções Infecciosas ou Inflamatórias adquiridas no Pós-operatório Imediato ou Tardio.
Efeitos da Morte Encefálica sobre o Coração Doador.
Condições Hemodinâmicas do Doador.
Condições Mórbidas Pré-existentes no Doador.
Fatores relacionados ao
Relação do Tamanho entre Doador e Receptor.
Doador
Idade e Sexo do Doador.
Etiologia da Miocardiopatia.
Reatividade Pulmonar.
Fatores relacionados ao Condições Clínicas do Receptor.
Receptor
Afecções Adquiridas no Pós-operatório.
Condições
Hemodinâmicas
Assincronismo Atrial entre Doador e Receptor.
Restrição Fisiológica no Pós-operatório Imediato.
Restrição Fisiológica Oculta Tardia.
Insuficiência Valvar (Tricúspide / Mitral).
Desnervação Aferente
·
Alteração do Arco Reflexo Periférico para Vasoconstrição e Vasodilatação.
·
Alteração da Regulação Na+/H2O via Sistema Nervoso Central dependente da
Vasopressina, Renina, Angiotensina, Aldosterona.
·
Ausência de Angina durante Síndrome Isquêmica.
Desnervação do
Enxerto
Desnervação Eferente
·
Ausência do Controle do Nervo Vago.
·
Freqüência Cardíaca aumentada no Repouso.
·
Resposta atenuada da Freqüência Cardíaca no Exercício.
Hipersensibilidade às Catecolaminas Circulantes.
Resposta Exagerada à Acetilcolina.
w
50
Aumento da Secreção de Peptídeo Atrial Natriurético (PAN).
Elevação das Catecolaminas Circulantes no Exercício.
Diminuição de peptídeos paracrine Circulantes (Endotelina).
Cardiovascular
Sciences Forum
3. O TRANSPLANTE
Os receptores de coração são pacientes
portadores de disfunção miocárdica severa, com
capacidade física muito limitada e perspectiva de
sobrevida curta. As principais indicações para o
transplante em nosso meio são: cardiomiopatia
dilatada, isquêmica, chagásica, congênita,
reumática e outras.As principais contra-indicações
para o transplante são: idade superior a 60-70
anos, resistência vascular pulmonar superior
a 6U Wood, disfunção hepato-renal, infecção
ativa, diabetes melitus insulino-dependente e
condições psicossociais desfavoráveis. KIRKLIN
et al.(14) têm observado sobrevida ao fim de 1 e 3
anos de evolução de 78% e 53%, respectivamente,
para pacientes com valores inferiores a 5U Wood,
e 55% e 23% com resistência superior a 5U Wood.
Estas observações confirmam que a hipertensão
pulmonar constitui-se no principal fator de risco
pós-operatório no transplante cardíaco.
A reatividade vascular pulmonar merece
destaque especial, considerando-se que diferentes
fatores podem interferir no cálculo da resistência,
quando se adota o modelo hidráulico clássico. A
insuficiência ventricular esquerda acentuada,
as valvopatias e a doença vascular pulmonar
podem conduzir a erros na sua determinação,
A
dificultando a interpretação do quadro clínico.
A caracterização do componente fixo e dinâmico
é de fundamental importância nos candidatos
ao transplante. Diferentes técnicas têm sido
propostas para avaliação do comportamento
vascular pulmonar, como: alteração do fluxo
pulmonar com exercício, oclusão unilateral da
artéria pulmonar e a infusão de vasodilatadores
ou cristalóides.
Os corações doadores são provenientes
de pacientes jovens hígidos com lesão cerebral
irreversível, com compatibilidade sanguínea
ABO, peso corpóreo não inferior a 20% do
receptor e com estabilidade hemodinâmica no
momento da cardiectomia. Inclui-se na avaliação
do doador o exame clínico, a radiografia de tórax,
o eletrocardiograma, o ecocardiograma e, em
situações especiais, o estudo hemodinâmico.
4. TÉCNICA OPERATÓRIA
4.1 Transplante Ortotópico
No estudo do comportamento do coração
desnervado é de fundamental importância o
conhecimento básico das diferentes modalidades
técnicas que envolvem o transplante. A técnica
B
C
Figura 1 – Transplante ortotópico pela técnica clássica. (A) O coração nativo foi retirado
mantendo-se apenas os cotos atriais que receberão o enxerto. Inicia-se a anastomose pelo
átrio esquerdo, progredindo em direção ao direito (B). Finaliza-se o transplante com as
anastomoses arteriais (C). O nó sinusal do coração doador determinará a freqüência cardíaca
do enxerto e o nó sinusal do receptor ficará totalmente inoperante.
Cardiovascular
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51
proposta por LOWER e SHUNMAY(8), também
denominada de técnica clássica ou ortotópico com
anastomose bi-atrial, caracteriza-se pela retirada
dos ventrículos nativos no receptor, incluindo as
valvas atrioventriculares e as ventrículo-arteriais,
com manutenção das veias cavas e pulmonares
unidas aos cotos atriais remanescentes direito e
esquerdo, respectivamente. Esses cotos serviram
de suporte para receber o coração doador, onde
os átrios homolaterais serão anastomosados
entre si, assim como, os vasos arteriais (Figura
1). Nesta modalidade técnica os átrios resultantes
estarão aumentados, pois, resultam da somatória
de parte do átrio do receptor e parte do doador.
A distorção das câmaras atriais é mais freqüente,
predispondo ao aparecimento de insuficiência
valvar, principalmente tricúspide.
Outra modalidade técnica é o transplante
ortotópico total, descrito inicialmente por
YACOUB et al.(15), em 1989, e posteriormente
apresentada por DREYFUS et al.(16), em 1991.
A razão básica para o seu emprego apoia-se
na hipótese de que as anastomoses diretas das
veias pulmonares e das veias cavas mantêm
intactos os átrios do doador oferecendo maior
estabilidade elétrica e maior capacidade de
A
bomba. A distorção das câmaras cardíacas é
menor e, portanto, haveria menor incidência de
insuficiência valvar tricúspide e mitral no pósoperatório. Esta técnica transforma duas grandes
anastomoses atriais em quatro anastomoses
venosas menores, cujos princípios técnicos são
teoricamente superiores, porém, os resultados
clínicos ainda são controversos e requerem
maior experiência clinica. Uma variante técnica,
mais freqüentemente empregada, refere-se à
anastomose do átrio esquerdo em orifício único,
como ocorre no método convencional e as veias
cavas do receptor são ligadas diretamente nas
cavas do doador, porém, com vantagens também
discutíveis (Figura 2).
Normalmente, a contração atrial contribui com
15% a 20% do débito cardíaco e no transplante
a dinâmica atrial encontra-se alterada,
principalmente, na técnica clássica, onde existem
assincronismo entre o átrio do doador e o coto de
átrio nativo. O tamanho final dos átrios é variável
e dependa das proporções resultantes entre
doador e receptor. Recentemente, com a maior
difusão da técnica bicaval diferentes relatos têm
apontado melhora do padrão hemodinâmico,
com redução das arritmias atriais e menor
incidência de disfunção valvar.
B
C
Figura 2 - A – Manutenção das quatro veias pulmonares em coto atrial esquerdo único para
realização do transplante com anastomose uniatrial esquerda e bicaval (Técnica Clássica).
B – Retirada do coração nativo mantendo-se as veias pulmonares homolaterais unidas em
coto único para realização do transplante com anastomose bipulmonar e bicaval.
C – Aspecto final do transplante pela técnica bicaval e bipulmonar (Técnica Ortotópico Total).
52
Cardiovascular
Sciences Forum
4.2 TRANSPLANTE HETEROTÓPICO
•O transplante heterotópico tem sido
reservado para situações especiais, como:
·
•Receptor com resistência vascular
pulmonar elevada, acima de 6 a 8 Unidades
Wood,
·
•Quando o receptor encontra-se em
estado crítico e existe grande desproporção de
tamanho com o coração do doador,
·
•Quando a viabilidade do coração
doador pode estar comprometida por tempo
de anóxia prolongado ou proteção miocárdica
comprometida,
·
•Quando é possível a recuperação do
coração receptor, como nas miocardites ou após
cirurgia cardíaca, modalidade pouco usual.
A insuficiência valvar severa ou presença
de prótese cardíaca são critérios específicos de
exclusão para o transplante heterotópico, devido
aos riscos de endocardite ou tromboembolismo
no pós-operatório. O transplante heterotópico
não modifica substancialmente a função do
coração nativo, sendo que o débito cardíaco de
cada um deles depende fundamentalmente da sua
própria contratilidade, distensibilidade, da pré e
pós-carga sistêmica. O transplante heterotópico
não é o método de eleição, suas indicações tem
sido restritas e poucos centros apresentam larga
experiência com este procedimento. O transplante
heterotópico funciona como assistência ventricular
biológica, podendo oferecer apoio exclusivamente
ao ventrículo esquerdo ou a ambos. O transplante
heterotópico total, com assistência biventricular,
é a modalidade mais empregada, pois, em geral
nas cardiomiopatias ocorre comprometimento
variável de ambos os ventrículos. RAZA et al.(17)
tem sugerido em situações especiais a utilização
do transplante heterotópico como potencial ponte
biológica para o transplante ortotópico. ONUZO
et al.(18), em 2000, descreveu com sucesso o
emprego combinado do transplante heterotópico
e da operação de Batista no coração nativo.
Cardiovascular
Sciences Forum
No transplante heterotópico, não existe
sincronismo no funcionamento do coração
doador e do nativo. Quando os corações
apresentam batimentos sincrônicos ocorre
competição máxima, no enchimento e na
ejeção. O coração nativo devido a sua pequena
distensibilidade apresenta menor enchimento
diastólico, favorecendo o coração doador. Na
sístole, como o coração do receptor apresenta
volume de enchimento menor, produz menor
tensão na parede do ventrículo e, portanto,
a ejeção ventricular desprezível. No entanto,
quando os batimentos forem assincrônicos a
competição entre eles é mínima e o enchimento do
ventrículo do receptor é máximo. Pois, enquanto
o coração do doador esta em fase de sístole, com
a sua valva mitral fechada, o enchimento do
receptor é máximo. Durante a diástole do doador
a pressão na aorta é reduzida progressivamente,
favorecendo a sístole do coração do receptor.
A eficiência hemodinâmica deste tipo
de transplante pode ser observada pela melhora
clínica dos pacientes, tolerando arritmias, fibrilação
ventricular ou mesmo parada do coração nativo.
Com a melhora clínica após o transplante, observase tardiamente redução da hipertensão pulmonar
e o ventrículo direito nativo adquire padrões
hemodinâmicos semelhantes aos observados no
transplante ortotópico. Resultados semelhantes
têm sido descritos em séries selecionadas de
pacientes portadores de doença isquêmica com
revascularização prévia do miocárdio ou com
aneurismectomia que receberam corações de
doadores pequenos de forma heterotópica. Em
termos práticos, a técnica consiste na anastomose
entre os átrios esquerdos, átrios direitos, tronco
pulmonares e aortas, obtendo-se deste modo
fluxo sangüíneo em todas as câmaras cardíacas.
No transplante heterotópico total os corações, do
doador e receptor, estão conectados em paralelo,
trabalhando de forma independente com ampla
comunicação entre os átrios.
53
A
B
Figura 3 –A – No transplante heterotópico total, o átrio esquerdo do enxerto é anastomosado
ao átrio esquerdo do receptor. A veia cava superior do coração doador é anastomosada à veia
cava superior do receptor. A aorta do doador é anastomosada à do receptor. Entre os troncos
pulmonares do doador e receptor é necessário à interposição de um tubo vascular. Esta
modalidade técnica de transplante heterotópico oferece assistência biventricular ao coração
nativo. B – Na radiografia nota-se que o coração transplantado em posição heterotópica
(linhas pontilhadas) é implantado no hemitórax direito. Os clipes metálicos orientam o
local da anastomose na veia cava superior (setas) e auxiliam na realização das biopsias
endomiocárdicas. Nota-se, também, a desproporção de tamanho entre os dois corações.
5. INERVAÇÃO NORMAL DO
CORAÇÃO
O entendimento do comportamento do
coração transplantado frente a desnervação requer
uma breve revisão da atuação funcional do sistema
nervoso sobre o coração. O miocárdio apresenta
um sistema autônomo onde o ritmo normal de
contração é determinado pelo nó sinusal, todavia,
a freqüência e a contratilidade, a despeito da autoregulação, são modulados pelo sistema nervoso
autônomo e pelas catecolaminas endógenas.
O coração origina-se embriologicamente na
região cervical e posteriormente migra para
o mediastino, conseqüentemente muito dos
nervos simpáticos e parassimpáticos que o
suprem nascem do pescoço. Ambos os nervos
carregam fibras aferentes e eferentes. As fibras
aferentes são responsáveis pela condução dos
impulsos sensoriais dos receptores cardíacos
para o sistema nervoso central. Os receptores
cardíacos estão localizados fundamentalmente
no endocárdio ao redor dos orifícios das veias
cavas e das veias pulmonares. As fibras eferentes,
provenientes do tronco cerebral, hipotálamo e
centros cerebrais altos, carregam impulsos do
sistema nervoso central para o coração. Esses
impulsos são modulados pelos reflexos aferentes
cardíacos, aórticos e das artérias pulmonares.
As fibras aferentes e eferentes do coração e dos
grandes vasos caminham para a medula espinal
via nervos cardíacos simpáticos e para medula
oblonga do tronco cerebral por via vagal. Todos
os nervos cardíacos simpáticos e parassimpáticos
convergem para o plexo cardíaco, o qual encontrase localizado entre a porção posterior da aorta
ascendente distal e arco aórtico e a bifurcação
da traquéia. No coração as fibras cardíacas
54
Cardiovascular
Sciences Forum
Figura 4 – Esquema simplificado da
inervação simpática e parassimpática do
coração. Observa-se que somente as fibras
do sistema nervoso simpático atingem as
fibras miocárdicas dos ventrículos.
acompanham as artérias coronárias. A Figura
4 expressa de forma esquemática a inervação
normal do coração.
As fibras simpáticas chegam ao coração
através do plexo cardíaco e correspondem as
fibras pós-ganglionares que nascem do tronco
ganglionar torácico simpático superior e cervical.
Três pares de nervos cardíacos simpáticos
nascem do gânglio cervical do tronco simpático e
outros originam se do gânglio torácico superior.
O nervo simpático cervical superior desce pela
porção posterior das carótidas e, é formado
por fibras simpáticas que nascem do gânglio
cervical superior e por fibras vagais cardíacas
cervicais superiores. O nervo simpático cervical
mediano recebe fibras dos gânglios simpático
mediano e vertebral. O nervo simpático cervical
inferior recebe fibras do gânglio estrelado e
avança em direção ao plexo cardíaco. O nervo
simpático torácico consiste de quatro ou cinco
ramos que se originam dos gânglios simpáticos
torácicos superiores correspondentes (T1 a T4)
e dirigem-se medialmente ao plexo cardíaco.
Estas terminações pós-ganglionares atingem as
fibras miocárdicas próximas ao nó sinusal e AV,
nos átrios e nos ventrículos, liberando adrenalina
Cardiovascular
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e nor-adrenalina que aumentam a freqüência
cardíaca.
Os nervos vagos, sistema parassimpático,
são constituídos por fibras dos nervos cardíacos
vagais torácicos, cervicais superiores e inferiores.
O nervo cardíaco vagal cervical superior é formado
fibras da região cervical superior e caminham
junto com o nervo simpático correspondente
até o plexo cardíaco. O nervo cardíaco vagal
inferior nasce do terço distal da região cervical
e une-se a fibras do nervo simpático mediano e
vertebral e dirigem-se ao plexo cardíaco. O nervo
cardíaco vagal torácico nasce de fibras do nervo
vagal torácico e dirigem-se ao plexo cardíaco.
Ao contrário dos gânglios simpáticos que estão
distantes do coração os gânglios parassimpático
estão no plexo cardíaco ou mesmo no próprio
órgão.
As fibras pós-ganglionares vagais atingem
o miocárdio próximo ao nó sinusal, nó AV e feixe
comum, não se estendendo as demais regiões
do coração e liberando acetilcolina que reduz a
freqüência cardíaca.
Os centros primários nervosos que
regulam o coração situam-se no assoalho do
quarto ventrículo, no bulbo, com inibição
fisiológica recíproca. O hipotálamo e o sistema
límbico também participam no controle do
débito cardíaco, provavelmente compensando os
efeitos da lei de Frank-Starling. Perifericamente,
os baroreceptores localizados no seio coronário e
na aorta ascendente são sensíveis aos processos
de distensão, cujas fibras aferentes dos IX e X
pares cranianos emitem informações aos centros
bulbares. O aumento da pressão sangüínea
determina reflexamente a redução da freqüência
cardíaca, também conhecido como fenômeno de
Bainbridge.
55
6. O CORAÇÃO DESNERVADO
O coração transplantado tem sua
inervação simpática e parassimpática totalmente
interrompida, criando-se um estado de total
desnervação. A perda da inervação aferente é
responsável pela ocorrência de angina silenciosa,
tão freqüente nos pacientes que desenvolvem
doença vascular do enxerto após o transplante,
mesmo na presença de severa coronariopatia
obstrutiva, o que dificulta o seu diagnóstico
clínico.
A desnervação aferente e eferente
modifica a homeostase neurohormonal normal. A
interrupção das fibras aferentes altera a regulação
do sistema renina-angiotensina-aldosterona,
com liberação crônica da atividade simpática
sobre esse sistema e favorecendo a retenção
hídrica. Após o transplante instala-se um estado
de volume expandido com aumento do volume
sangüíneo total(19). Observa-se também resposta
diurética e natriurética débil após expansões da
volemia. A redução do efeito inibitório vagal
sobre o sistema simpático pode potencializar a
tendência à hipertensão após o transplante, que é
agravada pela ciclosporina.
A inervação cardíaca aferente tem
participação na homeostase do volume
circulatório, através de receptores sensoriais
localizados predominantemente nos ventrículos
e, em menor quantidade, nos átrios e pulmões.
Esses receptores sensoriais cardíacos utilizam
as fibras vagais aferentes para exercerem sua
ação reflexa sobre o tônus simpático no coração
e na circulação periférica. Os parâmetros de
enchimento cardíaco estão alterados e a abolição
da variação normal diurna sobre a pressão arterial.
Assim, a redução na pressão de enchimento ou
no volume ventricular diminui a atividade desses
receptores sensoriais com conseqüente inibição
da atividade vagal e estimulação do sistema
nervoso simpático. No coração transplantado
existe ausência desse arco reflexo com redução da
resistência vascular periférica e lentidão reflexa
para reduções abruptas da pressão no átrio
direito.
A parada total da atuação direta do
sistema nervoso autônomo sobre a freqüência
cardíaca promove a ausência da sua modificação
conforme a respiração, diante das manobras de
Valsava, com a massagem do seio carotídeo ou
ação da atropina. Portanto, a atropina não deve
ser utilizada no transplante cardíaco, pois, não
modifica a freqüência cardíaca nas bradicardias,
bloqueios ou mesmo na assistolia. A eliminação
da atividade vagal sobre o coração predispõe a
ação de catecolaminas endógenas e ao aumento
da freqüência cardíaca em repouso, todavia,
com menor variação durante o dia em relação ao
normal. Da mesma forma, a variação da freqüência
observada normalmente durante o sono não
ocorre com o coração desnervado. As respostas
centrais de modificações rápidas da freqüência
cardíaca durante o exercício, hipovolemias ou
vasodilatação também estão ausentes.
A reinervação tem sido discutida e
apontada de forma evidente em alguns pacientes
após o transplante. Esses achados sugerem que a
reinervação possa incluir o retorno da atividade
neural simpática da freqüência cardíaca,
contratilidade ventricular e modulação do tônus
vasomotor arterial. Talvez a melhor evidência
clínica da reinervação é o aparecimento de angina
de peito observada durante episódios de isquemia.
A tiramina administrada por via endovenosa
promove próximo as terminações simpáticas a
liberação de norepinefrina. A concentração de
norepinefrina pode ser medida no plasma, no
seio coronário e na aorta ascendente, antes e
após a administração de tiramina. O aumento
no gradiente da concentração de norepinefrina
é indicativo de reinervação simpática. WILSON
et al.(20), em 1992, aplicando o teste da tiramina,
descreveram a reinervação simpática em cerca de
70% dos pacientes após o um ano de transplante
cardíaco e em 80% após cinco anos. STARK et
al.(21), em 1991, observaram angina de peito após
o transplante em pacientes com coronariopatia
56
Cardiovascular
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e com teste de tiramina positivo. A reinervação
simpática tem sido demonstrada também pela
determinação de catecolaminas em terminações
nervosas no miocárdio e pela variação do intervalo
RR modulado pelos baroreceptores carotídeos. A
reinervação do nó sinusal e dos ventrículos não
ocorre uniformemente, onde se tem observado
que 50% dos pacientes demonstram inervação
do ventrículo esquerdo e do nó sinusal, 20%
somente do ventrículo esquerdo e 20% somente
do nó sinusal.
A reinervação parassimpática também
ocorre e tem sido evidenciada pela inibição da
atropina na variação de freqüência induzida pela
estimulação de baroreceptores. A reinervação
vagal tem sido documentada, porém, em
proporções menores do que a simpática.
da depleção das catecolaminas do miocárdio,
porém, a contratilidade intrínseca do músculo
permanece inalterada. Observações semelhantes
têm sido constatadas em preparações isoladas
de músculo papilar. Na ausência de rejeição ou
vasculopatia do enxerto a função miocárdica
permanece preservada por longo tempo, com
função sistólica semelhante aos indivíduos
normais. A análise do perfil hemodinâmico
após o transplante cardíaco permite distinguir
dois períodos distintos: fase imediata, onde
predominam as disfunções mecânicas pela
adaptação do órgão ao novo território vascular;
e a fase tardia, caracteriza-se pela ação dos
imunossupressores e dos episódios de rejeição.
7. FUNÇÃO HEMODINÂMICA
Após o transplante, o coração
sofre invariavelmente redução dos índices
hemodinâmicos em repouso, a recuperação é
progressiva e a normalização ocorre em 3 a 4
dias. As alterações na contratilidade ventricular
associam-se ao edema celular, manifestandose mais intensamente na redução do índice
sistólico. Estudos realizados por STINSON et
al.(23) confirmaram, experimental e clinicamente,
esse padrão evolutivo. A isquemia celular durante
o transporte do órgão exerce efeito negativo na
disfunção miocárdica, contudo, outros fatores
devem participar na depressão miocárdica.
Transplantes realizados com isquemia de até
quatro horas são bem tolerados, devendo-se
evitar períodos maiores devido ao aumento da
mortalidade imediata.
Outros itens são igualmente importantes
na análise da contratilidade ventricular, merecendo
especial atenção: as condições morfofuncionais do
coração doador no momento da cardiectomia, o
método de preservação miocárdica empregada, a
técnica operatória empregada, a supressão aguda
da inervação simpática, a adaptação do órgão
ao novo território vascular e, principalmente,
a resistência vascular pulmonar elevada do
O
desempenho
hemodinâmico
adequado do coração transplantado talvez
seja o fato indicativo mais marcante de
sucesso após o transplante e diferentes fatores
concorrem para o ajuste do enxerto ao receptor.
O conhecimento da fisiologia do coração
transplantado e o reconhecimento precoce das
complicações geradas pelos imunossupressores
são fundamentais na condução adequada dos
pacientes após o transplante. A hipotensão
arterial habitualmente encontrada nos doadores
resulta da desorganização fisiológica que se
instala em conseqüência da morte encefálica e
interfere diretamente na qualidade do enxerto.
A perda do tônus vasomotor, a liberação
inadequada das catecolaminas endógenas e a
hipovolemia, agravada pela poliúria, exercem
papel negativo na microcirculação do enxerto.
Assim sendo, a hipotensão arterial prolongada,
por períodos superiores a 12-24horas, ou o uso
de fármacos vasoativos em altas doses, por igual
período, são fatores de exclusão de doadores, por
comprometerem a função miocárdica.
A desnervação do coração é acompanhada
Cardiovascular
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7.1. Fase Imediata
57
receptor.
No pós-operatório a monitorização
hemodinâmica invasiva dos parâmetros vitais é
imprescindível e deve ser complementada com
o auxílio do cateter de Swan-Ganz, colocado por
punção percutânea em uma das veias jugulares
ou subclávias, em geral à esquerda. Este último
cuidado é importante para preservar a veia jugular
direita, que é a via de acesso preferencial na
realização das biópsias endomiocárdicas. A partir
dos parâmetros vitais pode-se, então, determinar
as funções derivadas pelas fórmulas classicamente
conhecidas e apresentadas no Quadro 2. A
determinação seriada destes parâmetros é
primordial na análise evolutiva dos pacientes e na
administração de fármacos vasoativos. Por outro
lado, o controle das modificações anatômicas
do enxerto e da contratilidade ventricular são
melhores observadas pela ecocardiografia
bidimensional seriada.
Na Figura 5-A encontram-se expressos o
comportamento das variáveis hemodinâmicas no
período imediato ao transplante, onde se pode
notar tendência à taquicardia para compensar a
depressão do volume sistólico e preservar o débito
cardíaco adequado. Os fármacos inotrópicos
(Dopamina, Dobutamina ou Isoprenalina) são
utilizados de rotina no período imediato para
auxiliarem na estabilização da pressão arterial e
na adaptação do coração desnervado.
Após o transplante, as resistências
vasculares
normalizam-se
precocemente,
devido à melhora do padrão hemodinâmico. A
resistência vascular pulmonar elevada, mesmo
que transitória, pode desadaptar agudamente o
ventrículo direito do enxerto, que muitas vezes
não é suficientemente hipertrófico para vencer
esse obstáculo. O ventrículo direito do enxerto é
a câmara que sofre maior impacto e a sua falência
reduz o débito cardíaco e predispõe à disfunção
do ventrículo esquerdo, colocando em risco a
perda total do enxerto. A análise comparativa
da contratilidade ventricular (Figura 5-B), pelo
índice de trabalho sistólico, demonstra a maior
dificuldade de adaptação do ventrículo direito
em relação ao esquerdo, justificando o porque da
Quadro 2 – Principais parâmetros empregados na Monitorização Hemodinâmica do Transplante Cardíaco
Fórmulas
VS = DC / FC
IS = VS / SC
IC = DC / SC
RVP = (PAMP – PCP) . 80 / DC
RVS = (PAM – PAD) . 80 / DC
GTP = (PAMP – PCP)
TSVD = VS . (PMAP – PAD) . 0,0136
TSVE = VS . (PAM –PCP) . 0,0136
DCAV = 1,34 . Hb . (Sat.a O2 – Sat.vO2)
MVO2 = IC . DCAV . 10
Valores Normais
60 - 70 ml/bat
35 - 45 ml/bat.m2
2,5 - 3,5 ml/min.m2
80 - 120 dinas.seg.cm-5
900 - 1200 dinas.seg.cm-5
5 - 10mmHg
8 - 12 g/m2.bat
51 - 61 g/m2.bat
3,5 - 5,5 vol.%
87,5 - 157,5 ml/min
VS–Volume Sistólico, IS-Índice Sistólico, IC-Índice Cardíaco, RVP-Resistência Vascular Pulmonar, RVS-Resistência
Vascular Sistêmica, GTP-Gradiente trans-pulmonar, TSVD-Trabalho Sistólico do Ventrículo Direito, TSVE-Trabalho
Sistólico do Ventrículo Esquerdo, bat-batimento, DCAV-Diferença do Conteúdo Arteriovenoso de Oxigênio, Sat.a O2Saturação Arterial de Oxigênio, Sat.v O2-Saturação Venosa O2 de Oxigênio, Hb-Hemoglobina, vol-Volume, MVO2Consumo de Oxigênio do Miocárdio, PAMP-Pressão Arterial Média Pulmonar, .PCP-Pressão Capilar Pulmonar, PAMPressão Arterial Média e PAD-Pressão Átrio Direito
.
58
Cardiovascular
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Figura 5 – A - Na fase de adaptação imediata o índice sistólico apresenta redução de cerca de 50% e a manutenção do
índice cardíaco é garantido pelo aumento da freqüência cardíaca. B – Comportamento da Pressão Capilar Pulmonar
(PCP), Pressão no Átrio Direito (PAD), Índice do Trabalho Sistólico do Ventrículo Direito (ITSVD) e do Ventrículo
Esquerdo (ITSVE) no receptor (R), doador (D) e nos dias subseqüentes ao transplante, podendo-se notar a manutenção
das pressões elevadas nos átrios e a adaptação mais precoce do VE em relação ao VD, onde as linhas tracejadas
representam os valores normais
normalização mais precoce da resistência vascular
sistêmica e da pressão capilar pulmonar em
relação à resistência vascular pulmonar e a pressão
em átrio direito. Desta forma, mais importante
do que a idade, o estado hemodinâmico préoperatório e a etiologia da cardiomiopatia no
sucesso do transplante é o estado morfofuncional
do leito vascular pulmonar.
Nos primeiros dias que se seguem ao
transplante nota-se que as pressões em átrio
esquerdo e direito encontram-se aumentadas
(Figura 5-B), refletindo diminuição da
complacência diastólica. Esta anormalidade
geralmente é reversível e nos poucos casos que
persiste a disfunção é secundária a lesão sofrida
pelo enxerto, desproporções entre o tamanho
do doador e o receptor ou corações doadores
grandes colocados em cavidades pericárdicas
relativamente pequenas.Aanálise ecocardiográfica
Cardiovascular
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seriada no pós-operatório demonstra um padrão
sugestivo de restrição miocárdica fisiológica, que
se normaliza nos dias subseqüentes.
Tem-se questionado o valor da resistência
vascular pulmonar como parâmetro predititivo
de sobrevida pós-operatória, assim sendo,
outros índices têm sido testados na avaliação
pré-operatória dos pacientes. Deve-se destacar a
determinação do gradiente transpulmonar e da
pressão crítica de abertura da artéria pulmonar.
A incidência de baixo débito no pós-operatório
(IC<2,0ml/min.m2) mantém relação direta
com a hiperreatividade vascular pulmonar,
caracterizando a importância desse fator na
evolução hemodinâmica imediata. O uso de
fármacos vasodilatadores, com ação no território
pulmonar, apresenta efeito benéfico pela
diminuição da pós-carga do ventrículo direito.
Tem-se ressaltado a superioridade dos efeitos
59
Quadro 3 – Orientação nas Disfunções Ventriculares
* Excluir hipoxemia, acidose e causas de origem mecânica, como pneumotórax, tamponamento e
outras.
** Realizar biópsia miocárdica sempre que houver suspeita de rejeição hiperaguda.
Disfunção do Ventrículo Direito
Se a RVP estiver normal ou próxima do normal deve-se adicionar ou aumentar inotrópicos para
1. melhorar o desempenho do VD e aumentar a volemia.
Se a RVP estiver aumentada deve-se adicionar inotrópicos pela linha do átrio esquerdo e
2. vasodilatadores pulmonares pela linha do átrio direito.
3. Se as orientações 1 e 2 falharem, instalar assistência circulatória mecânica direita.
Disfunção do Ventrículo Esquerdo
Se a PAM<60mmHg e PCP<18mmHg deve-se aumentar a volemia e
4. adicionar ou aumentar inotrópicos para melhorar o desempenho do
VE.
5. Se a PAM<60mmHg e PCP>18mmHg deve-se aumentar inotrópicos
pela linha do átrio esquerdo.
6. Se as orientações 4 e 5 falharem, instalar assistência circulatória
mecânica esquerda.
RVP-Resistência Vascular Pulmonar e VD-Ventrículo Direito, PAM- Pressão Arterial Média, PCPPressão de Capilar Pulmonar e VE-Ventrículo Esquerdo.
hemodinâmicos da prostaciclina em relação ao
nitroprussiato e deste em relação à nitroglicerina,
porém, tem-se reservado aquele primeiro fármaco
aos casos graves e de mais difícil controle.
Rotineiramente, tem-se associado à
infusão contínua dos inotrópicos e vasodilatadores,
durante a circulação extracorpórea logo após a
reperfusão miocárdica e mantida até a completa
adaptação do enxerto. O manuseio na infusão
destes fármacos tem sido orientado em função
do padrão hemodinâmico evolutivo e o Quadro
3 apresenta de forma resumida a orientação
adotada na presença de disfunção precoce do
enxerto.
Alguns pacientes cursam após o transplante
com vasodilatação periférica acentuada, com
valores de resistência vascular sistêmica inferior
à 500dinas.seg.cm-5 e com débito cardíaco normal
ou elevado. Possivelmente, este estado clínico seja
secundário à liberação de substâncias vasoativas
durante a circulação extracorpórea, sendo
benéfico o uso de nor-adrenalina para corrigir
este distúrbio.
O aparecimento de baixo débito cardíaco
associado à hipotensão arterial é altamente
mórbido, em conseqüência da hipoperfusão
sistêmica e exige terapia mais agressiva com a
introdução de estimulantes de receptores alfa
e beta. O controle deste estado torna-se mais
60
Cardiovascular
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difícil quando o enxerto é marcado por tempo
prolongado de anóxia ou com preservação
inadequada. A hipertensão arterial aumenta a
resistência vascular sistêmica, o trabalho sistólico
do ventrículo esquerdo e eleva, indesejavelmente,
o consumo de oxigênio do miocárdio em
recuperação. O nitroprussiato de sódio é o
vasodilatador de escolha, posteriormente,
recomenda-se a introdução de outros fármacos,
tais como, hidralazina, prasosin ou inibidores da
enzima de conversão(24.25). O uso de balão intraaórtico deve ser considerado, em virtude do
seu importante papel no aumento da perfusão
miocárdica e na redução do trabalho cardíaco.
Se houver predomínio de disfunção direita,
refratária ao tratamento clínico e o emprego
da assistência circulatória direita com bomba
centrífuga não deve ser postergado. A assistência
biventricular estará reservada às disfunções
com comprometimento de ambas as câmaras
ventriculares e o retransplante agudo não
deve deixar de ser considerado. A duração e a
intensidade desta terapia dependerão do dano
sofrido pelo coração e da sua possibilidade de
recuperação.
7.2. Fase Tardia
Vencida a fase de adaptação imediata,
o enxerto passa a sofrer ação dos fatores
vasomotores das rejeições e da imunossupressão.
Os imunossupressores interferem negativamente
na evolução hemodinâmica do enxerto pela
predisposição à hipertensão arterial e a hipertrofia
miocárdica. A doença vascular do enxerto é outra
manifestação que corre por conta da agressão
imunológica crônica ao endotélio, produzindo
vasculite generalizada com obstrução progressiva
dos vasos.Acoronariopatia do enxerto, ao contrário
da doença aterosclerótica, acomete difusamente
leito coronariano, com espessamento da camada
média e, conseqüentemente, os vasos de menor
calibre exibem a doença mais precocemente.
Os pacientes que desenvolvem a doença
Cardiovascular
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vascular do enxerto de forma mais grave terão o
desempenho funcional do órgão comprometido
mais precocemente, porém, de forma variável.
Os pacientes pediátricos não são poupados desse
processo, pois, trata-se fundamentalmente de uma
resposta imunológica ao enxerto. Todavia, estudos
experimentais e clínicos com longos períodos de
observação têm demonstrado que a maioria dos
pacientes apresenta conservação das funções
hemodinâmicas do coração transplantado.
A aterosclerose precoce ocorre em graus
variáveis, onde cerca de 25% dos pacientes
apresentam algum grau de acometimento após
um ano de transplante e poucos estão livres após
o fim do terceiro ano. O mecanismo intrínseco
da etiopatogenia é desconhecido. No entanto,
admite-se que as alterações anatômicas tenham
início com uma agressão lenta e contínua
da íntima dos vasos, seguida de agregação
plaquetária e obstrução da artéria. Discute-se a
participação da hiperlipidemia e dos anticorpos
citotóxicos contra linfócitos B, unindo-se em
reação cruzada com células endoteliais do
doador. PETROSSIAN(26) encontrou 14% de
obstrução coronária na presença de anticorpos
citotóxicos e 2% na sua ausência. Essa mesma
associação ocorreu com a mortalidade, sendo,
33% na presença e 7% na ausência dos referidos
anticorpos citotóxicos. A obstrução dos ramos
epicárdicos e intramiocárdicos provoca necroses
focais múltiplas, deprimindo a função do órgão.
A evolução da enfermidade manifesta-se com
infarto silencioso no coração desnervado e até
morte súbita. A cinecoronariografia é o método
melhor controle dessa complicação, apesar de
que outros métodos não invasivos estão sob
avaliação. As medidas preventivas são discutíveis,
incluindo: controle da hiperlipidemia, doadores
jovens, uso de anti-agregantes plaquetários e
controle da hipertensão arterial.
Em estudo controlado, OLIVARI(27)
encontrou aterosclerose no enxerto em 5%
no primeiro ano, 24% no segundo e 44% no
terceiro ano de evolução pós-transplante com
61
esquema tríplice de imunossupressão. Não se
tem observando correlação entre incidência
da obstrução coronária e tipagem HLA, sexo,
idade, diabetes, colesterolemia e tabagismo.
Verificações semelhantes são observadas em
pacientes pediátricos submetidos ao transplante
por hipoplasia de ventrículo esquerdo.
A Tabela 2 apresenta a evolução
hemodinâmica de cinco anos de seguimento
após o primeiro ano de transplante cardíaco. As
determinações hemodinâmicas anuais foram
obtidas por cateterismo cardíaco completo e as
demais durante as biópsias endomiocárdicas
de rotina. As diferenças entre as diferentes
determinações das variáveis apresentadas são
menos pronunciadas, considerando-se que os
principais mecanismos de adaptação ocorrem nos
primeiros meses após o transplante. Nota-se que a
resistência vascular pulmonar mantém-se normal
após o transplante, enquanto a resistência vascular
sistêmica aumenta progressivamente a partir do
terceiro mês, acompanhando a hipertensão arterial
que se instala. A hipertensão tem acometido mais
de 69% dos pacientes em conseqüência dos efeitos
nefrotóxicos da ciclosporina. O mecanismo de
ação da ciclosporina na hipertensão é discutível.
Sabe-se que é dose dependente e reversível. A
atividade da renina e os níveis das catecolaminas
endógenas estão normais nos pacientes em uso
de ciclosporina. O comportamento do índice de
massa do ventrículo esquerdo (IMVE) e da relação
volume massa do ventrículo esquerdo (RVMVE)
aumentam gradativamente caracterizando a
hipertrofia sofrida pelo enxerto como mecanismo
de adaptação, entre outros fatores, à desnervação
e a hipertensão(28).
A ciclosporina não diminuiu a freqüência
das rejeições, mas diminuiu a morbidade dos
processos pela redução do edema intersticial
é menor disfunção do enxerto. A biópsia
Tabela 2 – Comportamento Hemodinâmico do Coração Transplantado em longo prazo (*)
1° Ano
2° Ano
3° Ano
4° Ano
5° Ano
PAM – mmHg
130,6
130,2
124,2
125,9
118,0
PSAP – mmHg
25,6
27,8
27,5
28,2
27,5
PCP - mmHg
10,3
10,9
10,3
10,7
12,4
Pd2VE – mmHg
12,9
12,8
11,3
14,2
13,9
IC - ml/min.m2
3,00
2,74
2,58
2,60
2,58
VS - ml
79,0
82,8
78,7
85,2
76,1
IS - ml/bat.m2
34,31
32,26
30,27
31,39
30,84
RVS - dinas.seg.cm-5
1877,4
2073,9
2112,6
2074,2
1884,2
RVP - dinas.seg.cm-5
96,2
133,9
138,4
132,5
123,0
ITSVE - g.m.m2
56,60
53,18
46,88
50,23
47,05
FEeco
0,74
0,72
0,68
0,70
0,71
EDS – cm
1,05
1,05
1,11
1,10
1,16
IMVE - g/m2
119,3
121,5
130,2
138,8
136,3
RVMVE - ml/g
0,51
0,53
0,50
0,53
0,46
(*) – Valores médios das variáveis analisadas. PAM-Pressão Arterial Média, PSAP-Pressão Sistólica da Artéria
pulmonar, PCP-Pressão Capilar Pulmonar, Pd2VE- Pressão diastólica final do Ventrículo Esquerdo, IC-Índice Cardíaco,
VS-Volume Sistólico, IS-Índice sistólico, RVP-Resistência Vascular Pulmonar, ITSVE_Índice do Trabalho Sistólico do
Ventrículo Esquerdo, FEeco-Fração de Ejeção pela ecocardiografia, EDS-Espessura Diastólica do Septo, IMVE-Índice
de Massa do Ventrículo esquerdo e RVMVE-Relação Volume Massa do Ventrículo Esquerdo.
62
Cardiovascular
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endomiocárdica passou, então, assumir destaque
especial no diagnóstico da rejeição pela escassez
de sinais clínicos e a carência de disfunção
ventricular. A análise do comportamento
hemodinâmico evolutivo demonstra que os
episódios de rejeição, desde que prontamente
diagnosticados e tratados, pouco interferem
função do enxerto.
7.3. Resposta Hemodinâmica ao Exercício
Físico
O coração normalmente inervado eleva o seu
débito no exercício pelo aumento significativo
da freqüência cardíaca, com ou sem aumento
do volume sistólico, e na ausência de rejeição,
coronariopatia ou formas graves de disfunção
diastólica os exercícios físicos são bem tolerados.
Aqueles pacientes que realizam condicionamento
físico de forma regular conseguem praticar
esportes normalmente, porém, apresentam
capacidade física inferior a dos atletas normais.
No transplante ocorre limitação da capacidade
cardíaca máxima durante o exercício e os
principais fatores envolvidos encontram-se
expressos no Quadro 4.
O coração desnervado apresenta
peculiaridades na resposta hemodinâmica durante
o exercício físico, em relação ao indivíduo normal.
A freqüência cardíaca do enxerto em repouso é
normalmente maior do que no indivíduo normal.
Com a desnervação ocorre redução da densidade
de receptores beta-adrenérgicos no miocárdio,
tornando-o mais sensível às catecolaminas
circulantes. Porém, tem-se observado que
pacientes que realizam regularmente exercícios
físico apresentam redução na freqüência cardíaca
de repouso. A integração entre os mecanismos
cardíacos e periféricos apresenta padrão anormal
de resposta ao esforço.
A ausência da inervação parassimpática
eleva a freqüência cardíaca de repouso, porém,
no exercício existe um retardo no aumento da
freqüência cardíaca em relação aos indivíduos
normais. O aumento de débito cardíaco na fase
inicial do esforço ocorre por aumento do retorno
Quadro 4 – Fatores que interferem na Capacidade Cardíaca do Enxerto ao Exercício
Fatores que reduzem o pico aumento do débito cardíaco no exercício
•Retardo no aumento da freqüência cardíaca no exercício.
•Desproporção entre a freqüência cardíaca e o retorno venoso.
•Aumento exagerado das pressões de enchimento intracardíacas durante os exercícios, caracterizando
a disfunção diastólica.
•Redução da reserva sistólica.
•Redução da reserva de fluxo coronário.
Fatores que aumentam o débito cardíaco no exercício
•O aumento do retorno venoso durante a fase inicial do exercício que aumenta a pressão de
enchimento ventricular e o aumenta a força de contração miocárdica (Lei de Frank-Starling).
•Aumento das catecolaminas circulantes pela adrenal produzindo aumento da freqüência cardíaca e
inotropismo.
•O aumento da freqüência auxilia no aumento do débito cardíaco.
•O aumento da força de contração auxilia no aumento do débito cardíaco.
•A liberação de peptídeo atrial natriurético promove vasodilatação com redução da resistência
vascular periférica
Cardiovascular
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63
Figura 6 – Comportamento da
freqüência cardíaca do coração
desnervado
em
relação
ao
normal quando submetido ao
exercício controlado. Nota-se que
a freqüência cardíaca de repouso
do coração desnervado é maior.
Durante o exercício o pico máximo
da freqüência é menor, assim
como, a sua ascensão e declínio
estão lentificados
venoso e maior distensão das fibras cardíacas,
obedecendo à lei de FRANK-STARLING. A
manutenção do exercício promove a elevação das
taxas de catecolaminas plasmáticas, aumentando
a freqüência e a contratilidade cardíaca, porém,
ambos com taxas inferiores àquelas encontradas
em indivíduos normais. O aumento da freqüência
ocorre mais tardiamente no exercício e a sua
recuperação, também, é mais lenta (Figura 6).
As pressões de enchimento intracardíaco são
superiores aquelas encontradas normalmente,
caracterizando um padrão de disfunção
diastólica(29,30). O volume sistólico aumenta em
função do aumento da pré-carga e intensifica-se
com a manutenção exercício (Figura
7). O resultado final da resposta é
similar, porém obedecendo a um
padrão fisiológico diferente.
A resposta ao exercício pode
estar limitada pela participação de
co-morbidades pré-existentes ao
transplante. A despeito da melhora da
capacidade funcional pulmonar após
o transplante com aumento da capacidade vital,
força expiratória e capacidade de difusão, estes
parâmetros encontram-se deprimidos em relação
aos indivíduos normais. O débito cardíaco não
difere significativamente durante o exercício entre
os indivíduos, porém, as determinações dos gases
e pH sangüíneo estão deprimidas nos pacientes
com transplante. A hipoxemia relativa secundaria
a disfunção pulmonar limita a capacidade ao
exercício após o transplante cardíaco. Pacientes
que se encontravam debilitados fisicamente
com perda da massa muscular pela insuficiência
cardíaca avançada terão sua capacidade limitada
ao exercício após o transplante, com recuperação
Figura 7 – Representação esquemática
dos mecanismos fisiológicos envolvidos na
adaptação do coração desnervado durante
o exercício.
64
Cardiovascular
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gradativa até o seu total restabelecimento.
7.4. Relação entre o Tamanho Doador e
Receptor
A orientação tradicional recomenda a
utilização de corações provenientes de doadores
com peso não inferior a 20% do receptor, com
risco de disfunção do enxerto no pós-operatório
imediato, principalmente naqueles pacientes
com resistência pulmonar elevada. Todavia, o
assunto é discutível e existem relatos isolados
de transplantes com sucesso da utilização de
doadores com baixo peso. Quando os receptores
são grandes e apresentam peso superior a 100120Kg tem-se empregado corações de doadores
masculinos com peso 70-80Kg. Os corações
doadores provenientes de mulheres devem ser
utilizados em receptores com peso igual ou
inferior, pois, proporcionalmente os corações
femininos são menos desenvolvidos que os dos
homens. O Registro Internacional da Sociedade
de Transplante identifica que receptores grandes e
a desproporção entre o peso do doador e receptor
são fatores preditivos de mau prognóstico de
sobrevida.
Nos pacientes pediátricos a possibilidade
é maior do emprego de doadores com maior peso
que o receptor, porém, deve-se ter especial atenção
pela dificuldade no fechamento do esterno,
predisposição ao desenvolvimento de atelectasias
ou compressão de estruturas vasculares. Tem-se
observado também que o enxerto cresce com o
desenvolvimento da criança.
8. ELETROFISIOLOGIA DO CORAÇÃO
TRANSPLANTADO
A eletrocardiografia é a forma mais
simples de acompanhamento do ritmo cardíaco
e foi também o primeiro método de controle de
rejeição na era pré-ciclosporina, pela redução
da voltagem do complexo QRS. O edema do
miocárdio encontra-se atenuado na presença de
Cardiovascular
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ciclosporina e, portanto, determina menor variação
na amplitude dos complexos eletrocardiográficos.
Dessa forma, a biopsia endomiocárdica passou
assumir papel de destaque. Deve-se enfatizar
que as alterações eletrocardiográficas no pósoperatório do transplante cardíaco não guardam
relação direta com a idade do doador, tempo de
anóxia ou o uso de fármacos vasoativos.
No transplante cardíaco pela técnica
clássica (Figura 1) pode-se observar no
eletrocardiograma a presença de duas ondas P,
onde uma delas não está associada ao complexo
QRS, refere-se ao nó sinusal do receptor, e
a outra seguida do complexo QRS, é a do
doador. Ao contrário, na técnica bicaval (Figura
2) o eletrocardiograma normalmente exibe
complexo QRS regular. O coração transplantado
exibe, via de regra, ritmo sinusal ou juncional.
As taquiarritmias supraventriculares são as
arritmias mais freqüentes após o transplante, em
geral associadas aos episódios de rejeição, muito
embora, a fibrilação atrial e o flutter possam
ocorrer na sua ausência31,32. As arritmias
ventriculares são menos freqüentes e geralmente
estão associadas aos distúrbios metabólicos,
como: hipopotassemia, hipomagnesemia, acidose
ou hipotermia.
O desempenho do nó sinusal depende,
entre outros fatores, do estado eletrofisiológico
intrínseco do nó sinusal, da condução sinoatrial e
de fatores extrínsecos, como a atuação do sistema
nervoso autônomo. A disfunção do nó sinusal
não é infreqüente no coração transplantado e tem
como fatores determinantes as injúrias sofridas
pelo enxerto, o tempo de anóxia, traumatismo
cirúrgico, distorção do átrio, lesão da artéria
do nó sinusal, distúrbios metabólicos e, mais
tardiamente, aos episódios de rejeição. A disfunção
do nó sinusal é freqüente no pós-operatório
do transplante, acometendo cerca de 20% dos
pacientes com arritmias supraventriculares. A
disfunção precoce do nó sinusal geralmente é
reversível, regredindo com a redução do edema
local e com a correção dos distúrbios eletrolíticos.
65
Esse distúrbio representa a principal causa de
bradiarritmia na fase imediata de adaptação do
enxerto, seguindo-se os distúrbios da condução
atrioventricular.
A presença de bradicardia persistente
no pós-operatório com freqüência cardíaca
inferior a 70 batimentos/minuto é indicativo de
disfunção prolongada do nó sinusal. Pacientes
que fazem uso crônico de amiodarona no préoperatório podem cursar após o transplante
com bradicardia, porém, totalmente reversível.
O coração desnervado apresenta menor
capacidade de acionar mecanismo de escape
de áreas inferiores na presença de bradicardias,
conferindo a esta entidade maior risco. A
disfunção do nó sinusal pode estar associada de
forma não evidente a casos de morte súbita no
pós-operatório de transplante sem outras causas
aparente e na ausência de coronariopatia. Em
pacientes submetidos ao transplante cardíaco
que apresentam quadro de sincope ou présincope, na ausência de coronariopatia, tem-se
recomendado o implante de marcapasso, mesmo
sem a confirmação documentada de disfunção
do nó sinusal. A estimulação cardíaca artificial
temporária deve ser aplicada no pós-operatório
imediato nos casos onde a bradicardia é mais
acentuada, porém, na sua persistência indica-se
o implante de marcapasso definitivo.
As taquiarritmias supraventriculares são
menos freqüentes que as bradiarritmias e, em
geral, estão associadas aos episódios de rejeição,
muito embora, a fibrilação atrial e o flutter
também possam ocorrer na sua ausência.
Os tempos da condução atrioventricular no
coração transplantado não são significativamente
diferentes daqueles observados em pacientes
normais, em repouso ou sob estimulação artificial.
Os intervalos entre o átrio e o feixe de His, assim
como, feixe de His e ventrículo são semelhantes aos
dos indivíduos normais. A inervação autonômica
exerce menor influência no impulso elétrico no
nó átrio ventricular, onde controle intrínseco
exerce papel mais importante. Nos pacientes que
cursam com bloqueio completo atrioventricular
intermitente tem-se indicado a estimulação
definitiva mais precoce, considerando-se a alta
morbidade desta anomalia. Diferentes centros de
transplante têm observado que cerca de 10% a
15% dos pacientes requerem o uso de marcapasso
em alguma fase do pós-operatório. Em nossa
experiência 12,3% dos pacientes operados
necessitaram de estimulação cardíaca temporária
e 3,5% de marcapasso definitivo. Nesta última
situação tem-se dado preferência à estimulação
do tipo DDDR, com o eletrodo atrial posicionado
no átrio do enxerto e o gerador instalado na região
subclávia esquerda.
As arritmias ventriculares no coração
transplantados são menos freqüentes que as
bradicardias, sugerindo que a desnervação parece
exercer no ventrículo efeito antiarritmico e
geralmente esse tipo de arritmia está associada aos
distúrbios metabólicos, como: hipopotassemia,
hipomagnesemia, acidose ou hipotermia. Durante
a ocorrência de arritmias malignas é imperativo
a realização de biopsia endomiocárdica para
excluir a possibilidade de rejeição aguda. Nos
pacientes com longa evolução de transplante que
desenvolvem arritmias ventriculares sem causa
evidente, deve-se excluir a presença de rejeição
ou coronariopatia como fatores etiológicos dos
eventos.
66
Cardiovascular
9. ALTERAÇÕES ENDÓCRINAS
O coração ao lado de ser um órgão
estritamente muscular apresenta produção
hormonal. O peptídeo atrial natriurético
(ANP) é produzido, estocado e liberado pelo
átrio direito em resposta ao estiramento dos
cardiomiócitos. O peptídeo natriurético cerebral
(BNP) é estocado e liberado pelos ventrículos
com o estiramento das fibras em resposta ao
aumento da pressão ou volume ventricular. Esses
hormônios participam na homeostase do sódio
e água, inibindo a secreção da aldosterona e da
vasopressina e, conseqüentemente, aumentado
Sciences Forum
a excreção de sódio e água em estado de
hipervolemia.
Concomitantemente,
esses
hormônios participam na vasodilatação arterial.
Após o transplante ocorre aumento dos valores
de ANP, possivelmente, em resposta ao aumento
volume circulante. A hipertrofia ventricular que
se instala após o transplante parece exercer papel
estimulante pela distensão das fibras musculares
do coração. Durante o exercício ocorre aumento
também das taxas de ANP, indicando a habilidade
de resposta na liberação do hormônio após o
transplante(33,34).
A ciclosporina induz ao aparecimento
de hipertensão arterial sistêmica e parece
que endotelina contribui de forma variável
no desenvolvimento dessa complicação. A
endotelina é produzida pelas células musculares
dos vasos e exerce atividade vasoconstritora e
ação miogênica. A endotelina é um peptídeo
multifuncional e exerce uma atividade pleiotrófica,
incluindo vasoconstrição venosa e arterial, efeito
inotrópico e cronotrópico cardíaco, exerce papel
no crescimento das células musculares dos vasos,
fibroblastos e cardiomiócitos. A endotelina é
um potente vasoconstritor sendo liberada em
resposta a diferentes citocinas inflamatórias após
o transplante cardíaco, durante os episódios de
rejeição, muito embora, esteja mais relacionada
a injuria isquêmica e vasculopatia. Os valores de
endotelina encontram-se elevados na insuficiência
cardíaca e melhoram com o emprego de assistência
ventricular mecânica e após o transplante.
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N° 01 - Cardiovascular Sciences Forum

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