Discussão
A resposta que o transdutor de pressão diferencial apresenta não é totalmente linear, seja com a membrana “3-22” ou com a membrana “3-34”. Modelar o seu comportamento, em ambos os casos, incluindo também as regiões não lineares da curva de calibração, é extremamente importante uma vez que a diferença de pressão entre as câmaras cardíacas do sistema duplicador de pulsos mostra-se, em alguns casos, superior às correspondentes na faixa de resposta linear do transdutor. O levantamento das curvas de calibração dos transdutores de pressão absoluta mostra que ambos apresentam linearidade além da faixa de trabalho utilizada neste caso e, além disso, a análise das suas especificações técnicas mostra sua adequação a este propósito. Portanto, foi decidido que seriam utilizados os transdutores de pressão absoluta ao invés do de pressão diferencial.
Mesmo sendo possível modelar toda a sua faixa de trabalho, os resultados obtidos nos testes realizados com o transdutor de pressão diferencial mostram-se incompatíveis com o exigido pela norma. Isso se deve às faixas de não linearidade deste transdutor, o que gera deformações nas curvas instantâneas de pressão. Essas variações acarretam em análise incorreta dos dados, prejudicando os cálculos por parte do software. Os resultados apresentados no item 8.2.1 mostram que o gradiente de pressão transvalvar é muito acima do esperado, para os testes com a membrana “3-22”. É possível perceber que há um decréscimo deste gradiente quando a membrana foi substituída pela “3-34”. Porém, esta melhora ainda não foi suficiente para que os resultados fossem compatíveis com as exigências da norma internacional. De acordo com a
Figura 52 – B1 e B2 – os valores obtidos para a AEOMédia se mostram discrepantes com relação aos apresentados na Tabela 1.
Os resultados mostrados no item 8.2, obtidos em testes realizados com transdutores de pressão absoluta mostram adequação ao esperado quando comparado com as normas internacionais e com a literatura especializada.
Uma das grandes vantagens do sistema criado com relação ao programa de captação e análise de dados fornecido pelo fabricante é justamente alteração dos transdutores de pressão utilizados. Enquanto o novo sistema utiliza transdutores cujas especificações técnicas e propósitos são ideais para esta aplicação, o sistema anterior utiliza um transdutor cuja linearidade de resposta é inferior a faixa de trabalho. Aparentemente o sistema anterior não é capaz de apresentar modelagem real do comportamento do transdutor de pressão diferencial, uma vez que, o método de calibração sugerido pelo fabricante leva em consideração apenas dois pontos para relacionar a pressão com a tensão. Apenas com dois pontos não possível fazer uma correta modelagem de seu comportamento em toda a faixa de trabalho.
O procedimento experimental utilizado para realizar a calibração do transdutor de fluxo apresentou uma limitação quanto ao número de pontos utilizados para construção da curva de calibração. Com este procedimento só foi possível coletar 4 pontos impossibilitando uma análise estatística mais detalhada do comportamento do fluxômetro. Na tentativa de minimizar o possível erro gerado por esta limitação, foram levantadas 5 curvas, de modo que pudesse ser feito um tratamento estatístico de tais dados. A resposta do transdutor de fluxo mostrou-se linear em toda a faixa de trabalho utilizada, apesar de apresentar flutuações relativamente grandes, por volta de 15% da tensão média, quando o fluxo é contínuo e menor que aproximadamente 10 l/min.
A correta calibração dos transdutores é um dos avanços proporcionados pelo novo sistema criado. Além disso, o novo programa proporciona maior velocidade na realização dos testes, uma
vez que o tempo necessário para que um teste seja realizado é atribuído somente ao número de ciclos e freqüência cardíaca que será utilizada.
Uma grande vantagem do novo sistema é que a implementação dos cálculos é toda baseada em estudos recentes de vários pesquisadores, tornando-o mais atualizado quando comparado ao sistema anterior. O fato do código fonte do novo programa ser aberto representa uma evolução, já que o sistema antigo não permitia aos usuários e/ou especialistas, analisar os métodos e equações utilizadas na realização dos cálculos.
A geração de um arquivo em EXCEL para a apresentação do relatório contendo os resultados dos testes proporciona uma grande facilidade, tanto para armazenar como para utilizar seus dados com outras finalidades, como por exemplo, em pesquisas científicas sobre comportamento de próteses valvares.
Os gráficos mostrados no item 5.3 ilustram algumas possibilidades de estudos voltados para pesquisas. A comparação destes gráficos com os elaborados por pesquisadores da área, cujos estudos são citados nos itens 3.3 e 3.4, mostra que certo padrão, mantidas as devidas proporções, é seguido. Desta maneira é possível afirmar que a ferramenta desenvolvida está dentro dos padrões esperados, uma vez que os dados por ela obtidos são compatíveis com os encontrados na literatura.
Capítulo 10
Conclusão
Podemos concluir que os objetivos foram alcançados e que:
1) O condicionador de sinais construído para o transdutor de pressão diferencial atende aos requisitos necessários para excitá-lo, interpretar seu sinal de resposta e fornecer um sinal otimizado para as características da placa de aquisição utilizada.
2) A modelagem do comportamento do transdutor de pressão e sua calibração possibilitaram a sua utilização em toda a sua faixa de trabalho, inclusive as não lineares, apresentando pequenos desvios na faixa linear e desvios relativamente grandes nas não lineares. Mesmo após a correta modelagem do transdutor de pressão diferencial, a criação de circuitos otimizados para sua excitação e interpretação de seus sinais de resposta e dos testes realizados com as duas membranas diferentes, as curvas de pressão instantâneas apresentaram modificações na sua forma, o que impossibilitou a utilização de tais transdutores.
3) Os transdutores de pressão absoluta mostraram-se ideais para esta aplicação e os testes realizados em próteses valvares com estes transdutores apresentaram resultados compatíveis tanto com a norma internacional quanto com dados da literatura especializada.
4) A calibração do transdutor de fluxo mostrou sua linearidade na faixa de trabalho necessária, apesar de apresentar flutuações para fluxos contínuos relativamente baixos. 5) O estudo da literatura especializada proporcionou a construção de um programa
6) A utilização da plataforma de programação LabVIEW® proporcionou grande facilidade no desenvolvimento do programa e na aquisição dos sinais provenientes dos transdutores, já que a placa de aquisição utilizada é totalmente compatível e desenvolvida para trabalhar especialmente com esta plataforma.
7) O programa desenvolvido proporciona maior facilidade, velocidade e agilidade na realização dos testes, quando comparado ao programa anteriormente utilizado.
8) A visualização do código fonte e dos métodos utilizados para programação permite que especialistas na área de estudos de próteses valvares cardíacas analisem os resultados de acordo com o método utilizado e realizem melhorias caso seja necessário.
Referências Bibliográficas
1. ABDALLAH, S. S.; SU, C. S.; HWANG, N. H. C. Dynamic performance of heart valve
prostheses and testing loop characteristics. Trans. Am. Soc. Artif. Inter. Organ,
Hagerstown, v.29, p. 269-300, 1983.
2. AMERICAN NATIONAL STANDARD., “Cardiovascular Implants – Cardiac Valve
Prostheses” ISO, 5840:2005 - ANSI/AAMI/ISO 5840
3. ANDRADE, A. J. P.; DISNER, F.; BISCEGLI, J. F.; GOMÉZ H.C.; ARRUDA, A.C.F.
Simulador cardíaco para teste de próteses valvares. Rev. Bras. Eng. Rio de Janeiro, v.
6, n. 2, p. 480-487, 1989.
4. BRAILE,D. M.; BILAQUI, A.; ANACLETO, J.C.; ARDITO, R. V.; GRECO, O. T.; KORUDA, G.; BAUCIA, J. A.; WITCHTHENDAHL, R. C.; PAULETE, J.; PAULETE, S. S.; CARVALHO, G. Manufacturing of heart valvar prostheses with purified
glutaraldehyde-preserved bovine pericardium. In Simpósio Internacional de Órgãos
Artificiais. São Paulo; Centro Cultural Hospital das Clínicas, p. 49, 1979.
5. BRAILE,D. M.; BILAQUI, A.; ARDITO, R. V.; GRECO, O. T.; GARZON, S. A. C.; NICOLAU, J. C.; JACOB, J. L. B.; AYOUB, J. C. A.; FEDOZZI, N. M.; ANGELONI, M. A.; LORGA, A. M. Bioprótese cardíaca de pericárdio bovino. Arq. Bras. Cardiol., Rio de Janeiro, v. 39, n. 4, p. 247-257, out. 1982.
6. BRAILE, D. M. Prótese valvar de pericárdio bovino. Desenvolvimento e Aplicação
Clínica em Posição Mitral. São Paulo, Tese (Doutorado) Escola Paulista de Medicina,
1990.
7. BUTTERFIELD, M.; FISHER, J.; DAVIES, G. A.; SPYT, T. J. Comparative study of
hydrodynamic function on the CerboMedics valve. Ann. Thorac. Surg. New York, v.
8. CALVERT, G.; DRABBLE, J.; SERAFIN, R.; TEMPLE, L. J. An aortic pulse
duplicator of simple design. J. Thorac. Cardivasc. Surg., Sanit Louis, v. 47, n. 5, p. 633-
643, maio 1964.
9. CANNON, S. R.; RICHARDS, K. L.; CRAWFORD, M. Hydraulic estimation of
stenotic orifice area: A correction of the Gorlin formula. J. Am. Heart Assoc., v. 71, p.
1170-1178, 1985.
10. CARPENTIER, A.; LEMAIGRE, G.; ROBERT, L.; CARPENTIER, S.; DUBOST, C.
Biological factors affecting long-term results of valvular heterografts, J. Thorac.
Cardivasc. Surg., Saint Louis, v. 58, n. 4, p. 467-483, out. 1969.
11. CHANDRAN, K. B. Experimental evaluation of flow characteristics shows that an
ideal valve yet to be design. Mech. Eng., New York, v. 1, n. 1, p. 53-58, jan. 1986.
12. COSTA, F. D. A. Desempenho Hidrodinâmico “in vitro” de próteses de pericárdio
bovino. Análise em sistema de fluxo contínuo. Tese de Mestrado, Curitiba, Dissertação
(mestrado). Escola Paulista de Medicina, 1987.
13. COSTA, F. D. A. Desempenho hidrodinâmico de próteses valvares aórticas e porcinas
e de pericárdio bovino sem anel de suporte. Tese de Doutorado, Curitiba, Dissertação
(Doutorado). Universidade Federal do Paraná, 1994.
14. DAVILA, J. C.; TROUT, R. G.; SUNNER, J. E.; GLOVER, R. P. A simple mechanical
pulse duplicator for cinematography of cardiac valves in action. Ann. Thorac. Surg.,
New York, v. 143, n. 4, p. 544-551, abr. 1956.
15. DELLSPERGER, K. C.; WEITING, D. W.; BAEHR, D. A.; BARD, R. J.; BRUGGER, J.; HARRISON, E. C. Regurgitation of prosthetic heart valves: dependence on heart rate
16. GABBAY, S.; MCQUEEN, D. M.; YELLIN, E. L.; FRATER, R. W. M. In vitro
hydrodynamic comparison of mitral valve prostheses at high flow rates. J. Thorac.
Cardivasc. Surg., Saint Louis, v. 76, n. 6, p. 771-787, dez. 1978.
17. GABBAY, S.; YELLIN, E.L; FRISHMAN, W.M.; FRATER, R. W.M. In vitro
hydrodynamic comparison of St. Jude, Bjork-Shiley and Hall-Kaster valves. Trans
Am Soc. Artif. Intern. Organs. Heagerstown Md., v. 36, p. 231-235, 1981.
18. GABBAY, S.; FRATER, R. W. In vitro comparison of the new generation of mitral
bioprosthetic valves. Trans. Am. Soc. Artif. Int. Organ., Hagerstown, v. 28, p. 143-147,
1982.
19. GABBAY, S.; KRESH, J. Y. Bioengineering of mechanical and biologic heart valve
substitutes, In: MORSE, L. Guide to Prosthetic Cardiac Valves, Berlim Springer Verlag,
p. 239-256, 1985.
20. GABBAY, S.; FRATER, R. W. M. In vitro comparison of the newer heart valve
bioprostheses in the mitral and aortic positions. In: BODNAR, E.; IACOUB, m. (Ed.) Biologic end bioprosthetic valves. New York: York Medical Books. p. 456-467, 1986.
21. GAO, B. Z.; HOSEIN, N.; HWANG, N. H. C. Hydrodynamics of a long-body bileaflet
mechanical heart valve. Am.Soc. Artif.Internal Organs.,v. 43, p. 396 - 401, 1997.
22. GARCIA, D.; KADEM, L. What do you mean by aortic valve area: Geometric orifice
area, effective orifice area, or Gorlin area? J. Heart Valve Dis., v. 15, n. 5, p. 601-608,
2006.
23. GIULIATTI, S.; GALLO Jr., L.; ALMEIDA FILHO, O. C.; SCHMIDT, A.; MARIN NETO, J. A.; PELÁ, C. A.; MACIEL, B. C. A pulsatile flow model for in vitro
quantitative evaluation of prosthetic valve regurgitation. Braz. J. Med. Bio. Research,
24. GORLIN, R.; GORLIN, S. G. Hydraulic formula for calculation of the area of the
stenotic mitral valve other cardiac valves, and central circulation shunts. I. Am. Heart
J., Siant Louis, v. 41, n. 1, p. 1-29, jan 1951.
25. GUYTON, C. A.; Fisiologia Humana. Guanabara Koogan – Ed. 6, 1988.
26. IONESCU, M. I. Heart Valve replacement with autologous fascia lata. Lancet, London, v. 2, n. 7616, p. 335-340, ago. 1969.
27. IONESCU, M. I.; TANDON A. P. Long-term clinical and hemodynamics evaluation of
Ionescu-Shiley pericardial xenograft heart valve. Artif. Organs, New York, v. 4, n. 1, p.
13-19, 1980.
28. IONESCU, M. I.; SMITH, D. R.; HASAN, S. S.; CHIDANBARAM, M.; TANDON, A. P.
Clinical durability of the pericardial xenograft valve. Ten years experience with mitral replacement. Ann. Thorec. Surg., New York, v. 34, n. 3, set. 1982.
29. HEILIGER, R.; GEKS, J.; MITTERMAYER, C. Results of comparative in vitro study
of Duromedics and Bjork-Shiley monostrut mitral heart valve prostheses. J. Biomed.
Eng., Guildford, v. 9, n. 2, p. 128-133, abr. 1987.
30. JOHNSON, D. M.; CHWIRUT, D. J. REGNAUL, W. F. FDA’s requirements for in-
vitro performance data for prosthetic heart valves. J. Heart Valve Dis. Pinner, v. 3, n.
3, p. 228-234, maio 1994.
31. KITAMURA, T.; AFFELD, K.; MOHNAUPT, A. Design of a new duplicator system for
prosthetic heart valves. J. Biomedical Eng., New York, v. 109, n. 2, p. 43-47, 1987
32. KNOOT, E.; REUL, H.; KNOCH, M.; STEINSEIFER, U.; RAU, G. In vitro comparison
of aortic heart valve prostheses. J. Thorac. Cardiovasc. Surg., Saint Louis, v. 96, n. 6, p.
33. LAXMINARAYAN, S.; KADAM, P.; GABBAY, S. A pulse duplicator model for
testing of heart valves. Ann. Conf. Eng. Med. Bio. Soc.., v. 9, n. 86, p. 102-123, 1986.
34. MacDONALD, I.; FISHER, J.; EVANS, A. L.; WHEATLEY, D. J. A microcomputer –
based data acquisition system for a prosthetic hear valve, apparatus. J. Med. Eng.
Technol. London UK, v.10, n.6, p. 321-324, 1986
35. MARTIN, T. R. P.; BLACK, M. M. Problems of in-vitro testing of heart valve
replacements. Proc. Eur. Soc. Artif. Organ., v. 3, p. 131-138, 1976.
36. MARTIN, T. R. P.; TINDALE, W. B.; NOORT, R.; BLACK, M. M. In-vitro heart valve
evaluation: Fact or fantasy?. Trans. Am. Soc. Int. Artif. Organ., Hagerstown, v. 27, p.
475-479, 1981.
37. PESARINI, A. Simulador de Pulso para Testes de Próteses Valvares Cardíacas. Curitiba, 1991, Dissertação (Mestrado). Setor de Ciências da Saúde, Universidade Federal do Paraná.
38. ROSEN, J. J.; WRIGHT, J. T. M.; MYERS, D. J.; JAHSNSEN, J. Hydrodynamic
performance of a new pericardial heart valve. Trans. Am. Soc. Artif. Int. Organ.,
Hagerstown, v. 27, p. 151-154, 1981.
39. ROSS, D.N. Homograft replacement of the aortic valve. Lancet, London, v. 2, n. 7253, p. 487, set. 1962
40. SILVERTHORN, D. U.; Fisiologia Humana: uma abordagem integrada. 2. ed. Manole, 2003. p. 403-473
41. SCOTEN, L. N.; WALKER, D. K.; BROWNLEE, R. T. Construction and evaluation of
a hydromechanical simulation facility for assessment of mitral valve prostheses. J.
42. SAWNSON, W. M.; CLARCK, R. E.; A simple cardiovascular system simulator: Design and performance. J. Bioeng., New York, v. 1, n. 1, p. 135-145, jan. 1977.
43. TURINA, J.; HESS, O. M.; KRAYENBUEHL, H. P. Cardiac Bioprostheses in the
1990s. J. Am. Heart. Assoc. Circ., Dallas-TX, v. 88, n. 2, p. 775-781, ago. 1993.
44. VIEIRA, P.F.; TSUZUKI, S.; MELLO, C.P. DE; MELLO, S.; ZERBINI, E.J. Ensaio de
próteses no simulador cardíaco. Rev. Bras. Med., São Paulo, v.32, n.4, p. 195-198, 1976
45. WIETING, D.W.; HALL, C.W.; LIOTTA, D.; DE BAKEY, M.E. Dynamic flow
behavior of artificial heart valves. In: BREWER, L.A. Prosthetic heart valves.
Springfield III. : Charles C. Thomas, 1969. p. 35-51
46. WALKER, D. K.; SCOTTEN, L. N.; MODI, F. J.; BROWNLEE, R. T. In-vitro
assessment of mitral valve prostheses. J. Thorac. Cardiovasc. Surg., Saint Louis, v. 79,
n. 5, p. 680-688, maio 1980.
47. WALKER, D. K.; SCOTTEN, L. N.; BROWNLEE, R. T. The MitroflowTM
pericardial heart valve. Scand J. Therac. Cardiovasc. Surg., Stockholm, v. 19, n. 2, p. 131-138, 1985.
48. WEESSEL, H. U.; KEZDI, P.; LEWIS, J. A simple external pulse duplicator for
evaluation of cardiac valvular action. J. Thorac. Cardiovasc. Surg., Saint Louis, v. 43, n.
4, p. 513-516, abr. 1962
49. WRIGHT, J.T. M.; BROWN, M. C. A method for measuring the mean pressure drop
gradient across prosthetic heart valves in vitro pulsatile flow conditions. Med.
Instrum., Baltimore, v.11, n.2, p. 110-113, 1977
50. YOGANATHAN, A .P. - Cardiovascular Fluid Mechanics – Tese de Doutorado - Calafornia Intitute of Technology - 1978).
51. YOGANATHAN, A. P.; CORCORAN, W. H. Pressure drops across prosthetic aortic
heart valves under steady and pulsatile flow – in-vitro measurements. J. Biomech.,
Elmsford, v. 12, p. 153-164, ago, 1979.
52. YOGANATHAN, A. P.; ZHAOMING, H.; JONES, S. C. Fluid mechanics of heart
valves. Annu. Rev. Biomed. Eng. 2004. 6:331–62
Anexos
Anexo I
Tabela completa contendo os dados de calibração dos transdutores de pressão absoluta.
Pres.(mm__) Tensão (V) Pres.(mm__) Tensão (V) Pres.(mm__) Tensão (V)
H2O Hg Tran.1 Tran.2 H2O Hg Tran.1 Tran.2 H2O Hg Tran.1 Tran.2
1000 ‐73,56 ‐5,058 ‐5,059 ‐320 ‐23,54 ‐4,811 ‐4,802 360 26,48 ‐4,572 ‐4,563 ‐980 ‐72,08 ‐5,05 ‐5,042 ‐300 ‐22,07 ‐4,803 ‐4,799 380 27,95 ‐4,565 ‐4,557 ‐960 ‐70,61 ‐5,042 ‐5,04 ‐280 ‐20,6 ‐4,796 ‐4,79 400 29,42 ‐4,559 ‐4,556 ‐940 ‐69,14 ‐5,035 ‐5,034 ‐260 ‐19,12 ‐4,789 ‐4,781 420 30,89 ‐4,552 ‐4,55 ‐920 ‐67,67 ‐5,027 ‐5,018 ‐240 ‐17,65 ‐4,781 ‐4,772 440 32,36 ‐4,544 ‐4,535 ‐900 ‐66,2 ‐5,02 ‐5,017 ‐220 ‐16,18 ‐4,774 ‐4,774 460 33,84 ‐4,536 ‐4,531 ‐880 ‐64,73 ‐5,012 ‐5,009 ‐200 ‐14,71 ‐4,767 ‐4,763 480 35,31 ‐4,528 ‐4,526 ‐860 ‐63,26 ‐5,004 ‐5,001 ‐180 ‐13,24 ‐4,76 ‐4,755 500 36,78 ‐4,521 ‐4,516 ‐840 ‐61,79 ‐4,997 ‐4,987 ‐160 ‐11,77 ‐4,753 ‐4,752 520 38,25 ‐4,513 ‐4,504 ‐820 ‐60,32 ‐4,989 ‐4,989 ‐140 ‐10,3 ‐4,746 ‐4,744 540 39,72 ‐4,505 ‐4,501 ‐800 ‐58,84 ‐4,982 ‐4,982 ‐120 ‐8,83 ‐4,739 ‐4,729 560 41,19 ‐4,498 ‐4,498 ‐780 ‐57,37 ‐4,975 ‐4,966 ‐100 ‐7,36 ‐4,731 ‐4,724 580 42,66 ‐4,49 ‐4,486 ‐760 ‐55,9 ‐4,968 ‐4,965 ‐80 ‐5,88 ‐4,724 ‐4,716 600 44,13 ‐4,482 ‐4,476 ‐740 ‐54,43 ‐4,961 ‐4,953 ‐60 ‐4,41 ‐4,717 ‐4,71 620 45,6 ‐4,475 ‐4,47 ‐720 ‐52,96 ‐4,954 ‐4,948 ‐40 ‐2,94 ‐4,71 ‐4,708 640 47,08 ‐4,467 ‐4,462 ‐700 ‐51,49 ‐4,947 ‐4,941 ‐20 ‐1,47 ‐4,703 ‐4,696 660 48,55 ‐4,46 ‐4,455 ‐680 ‐50,02 ‐4,941 ‐4,935 0 0 ‐4,699 ‐4,696 680 50,02 ‐4,452 ‐4,449 ‐660 ‐48,55 ‐4,934 ‐4,933 20 1,47 ‐4,695 ‐4,695 700 51,49 ‐4,445 ‐4,445 ‐640 ‐47,08 ‐4,927 ‐4,922 40 2,94 ‐4,688 ‐4,679 720 52,96 ‐4,437 ‐4,432 ‐620 ‐45,6 ‐4,92 ‐4,919 60 4,41 ‐4,68 ‐4,679 740 54,43 ‐4,43 ‐4,423 ‐600 44,13 ‐4,913 ‐4,905 80 5,88 ‐4,672 ‐4,663 760 55,9 ‐4,423 ‐4,413 ‐580 ‐42,66 ‐4,906 ‐4,903 100 7,36 ‐4,664 ‐4,658 780 57,37 ‐4,415 ‐4,406 ‐560 ‐41,19 ‐4,898 ‐4,897 120 8,83 ‐4,656 ‐4,648 800 58,84 ‐4,408 ‐4,406 ‐540 ‐39,72 ‐4,891 ‐4,883 140 10,3 ‐4,648 ‐4,645 820 60,32 ‐4,4 ‐4,4 ‐520 ‐38,25 ‐4,884 ‐4,878 160 11,77 ‐4,64 ‐4,632 840 61,79 ‐4,392 ‐4,387 ‐500 ‐36,78 ‐4,876 ‐4,871 180 13,24 ‐4,632 ‐4,623 860 63,26 ‐4,385 ‐4,376 ‐480 ‐35,31 ‐4,869 ‐4,86 200 14,71 ‐4,624 ‐4,614 880 64,73 ‐4,377 ‐4,367 ‐460 ‐33,84 ‐4,862 ‐4,857 220 16,18 ‐4,617 ‐4,615 900 66,2 ‐4,369 ‐4,363 ‐440 ‐32,36 ‐4,854 ‐4,854 240 17,65 ‐4,611 ‐4,609 920 67,67 ‐4,362 ‐4,359 ‐420 ‐30,89 ‐4,847 ‐4,839 260 19,12 ‐4,604 ‐4,596 940 69,14 ‐4,354 ‐4,349 ‐400 ‐29,42 ‐4,84 ‐4,838 280 20,6 ‐4,598 ‐4,595 960 70,61 ‐4,346 ‐4,344 ‐380 ‐27,95 ‐4,832 ‐4,824 300 22,07 ‐4,591 ‐4,583 980 72,08 ‐4,338 ‐4,329 ‐360 ‐26,48 ‐4,825 ‐4,816 320 23,54 ‐4,585 ‐4,582 1000 73,56 ‐4,331 ‐4,329 ‐340 ‐25,01 ‐4,818 ‐4,817 340 25,01 ‐4,578 ‐4,576
Anexo II
Tabela com os dados das curvas de calibração do transdutor de fluxo.
Fluxo Tensão (V)
(l/min) Coleta 1 Coleta 2 Coleta 3 Coleta 4 Coleta 5 Média Desv. Pad
0 -0,049 -0,096 -0,072 -0,039 -0,084 -0,07 0,02 12 0,124 0,083 0,104 0,133 0,090 0,11 0,02 20 0,239 0,202 0,221 0,248 0,207 0,22 0,02 35 0,455 0,426 0,441 0,464 0,424 0,44 0,02 44 0,585 0,560 0,572 0,593 0,555 0,57 0,01
Anexo III
Tabelas contendo resumos dos dados dos relatórios emitidos para todos os testes realizados com as válvulas.
Complacência - 20% - Resistência - 27%
Frequência (bpm) Fluxo Grad. Press Volume (ml) Fração
Regurgitação Coeficiente AEO (cm2)
Estimada Medida RMS (L/mim) (mmHg) Ejeção Fechame nto Vazamen to (ml) (%) Descarga Performa nce Eficiênci a RMS Média 25 mm 70 71 7,8 8,1 72 2,6 0,5 3,1 4,3 0,314 0,163 0,156 0,891 0,675 80 83 9,3 9,9 72 2,7 0,2 2,9 4,0 0,336 0,174 0,167 0,953 0,754 90 93 10,6 14,9 73 3,1 0,3 3,4 4,7 0,311 0,161 0,154 0,882 0,721 100 102 11,5 16,9 72 2,6 0,5 3,1 4,3 0,318 0,165 0,158 0,902 0,776 27 mm 70 72 7,7 10,0 70 3,1 0,4 3,5 5,0 0,23 0,115 0,109 0,787 0,595 80 82 9,0 11,9 71 3,7 0,2 3,9 5,5 0,25 0,124 0,227 0,845 0,608 90 92 10,5 13,9 73 3,8 0,1 3,9 5,3 0,27 0,133 0,125 0,906 0,708 100 103 11,7 17,7 72 3,2 0,1 3,3 4,6 0,26 0,131 0,125 0,896 0,767 29 mm 70 71 7,8 10,2 72 2,6 0,0 2,6 3,6 0,201 0,095 0,092 0,784 0,660 80 82 9,2 12,3 73 2,2 0,1 2,3 3,2 0,216 0,102 0,099 0,842 0,664 90 93 10,5 16,7 73 2,7 0,1 2,8 3,8 0,211 0,100 0,096 0,825 0,674 100 102 11,6 19,1 73 2,6 0,0 2,6 3,6 0,219 0,104 0,100 0,856 0,726 31 mm 70 72 8,8 7,5 84 2,8 0,2 3,0 3,6 0,215 0,113 0,109 1,038 0,768 80 82 10,2 10,6 84 4,4 0,1 4,5 5,4 0,210 0,111 0,105 1,016 0,730 90 93 11,7 12,9 83 4,4 0,1 4,5 5,4 0,217 0,114 0,108 1,050 0,832 100 102 13,2 14,9 79 4,9 0,1 5,0 6,3 0,225 0,118 0,111 1,087 0,896
Complacência - 20% - Resistência - 45%
Frequência (bpm) Fluxo Grad. Press Volume (ml) Fração
Regurgitação Coeficiente AEO (cm2)
Estimada Medida RMS (L/mim) (mmHg) Ejeção Fechame nto Vazamen to (ml) (%) Descarga Performa nce Eficiênci a RMS Média 25 mm 70 71 7,8 8,1 72 2,50 0,40 2,90 35,8 0,312 0,162 0,155 0,886 0,666 80 82 9,2 11,3 73 2,60 0,30 2,90 25,7 0,310 0,161 0,154 0,879 0,690 90 93 10,5 14,0 73 2,90 0,10 3,00 21,4 0,321 0,166 0,159 0,910 0,747 100 102 11,7 16,5 73 2,50 0,10 2,60 15,8 0,327 0,170 0,164 0,928 0,800 27 mm 70 71 7,7 9,6 70 3,00 0,40 3,40 4,9 0,236 0,117 0,112 0,802 0,587 80 83 9,2 11,9 72 3,50 0,20 3,70 5,1 0,252 0,125 0,119 0,857 0,625 90 92 10,4 14,5 73 3,80 0,10 3,90 5,3 0,260 0,129 0,122 0,882 0,686 100 103 11,6 17,3 72 3,50 0,10 3,60 5,0 0,266 0,132 0,126 0,904 0,765 29 mm 70 71 0,2 8,9 73 1,70 0,20 1,90 2,6 0,218 0,103 0,101 0,853 0,721 80 82 0,2 12,7 74 1,80 0,10 1,90 2,6 0,213 0,101 0,098 0,830 0,666 90 93 0,3 16,2 75 2,40 0,10 2,50 3,3 0,218 0,103 0,100 0,850 0,693 100 102 0,3 18,5 73 2,80 0,10 2,90 4,0 0,224 0,106 0,102 0,876 0,738 31 mm 70 72 9,0 9,8 86 3,80 0,60 4,40 5,1 0,193 0,101 0,096 0,931 0,687 80 81 10,3 10,1 87 4,80 0,40 5,20 6,0 0,217 0,114 0,108 1,050 0,759 90 93 11,7 11,7 84 4,80 0,30 5,10 6,1 0,229 0,120 0,113 1,104 0,844 100 102 13,0 13,8 82 4,40 0,20 4,60 5,6 0,233 0,123 0,116 1,127 0,924
Complacência - 40% - Resistência - 27%
Frequência (bpm) Fluxo Grad. Press Volume (ml) Fração
Regurgitação Coeficiente AEO (cm2)
Estimada Medida RMS (L/mim) (mmHg) Ejeção Fechame nto Vazamen to (ml) (%) Descarga Performa nce Eficiênci a RMS Média 25 mm 70 72 7,8 8,3 68 2,60 0,50 3,10 4,6 0,309 0,160 0,153 0,875 0,762 80 82 8,7 10,4 66 2,30 0,60 2,90 4,4 0,307 0,159 0,152 0,871 0,726 90 92 9,9 12,7 67 2,70 0,40 3,10 4,6 0,318 0,165 0,157 0,901 0,762 100 102 11,3 13,7 69 2,80 0,30 3,10 4,5 0,348 0,180 0,173 0,987 0,842 27 mm 70 73 7,7 9,8 67 3,50 0,40 3,90 5,8 0,234 0,116 0,110 0,796 0,606 80 82 8,7 12,6 65 3,70 0,40 4,10 6,3 0,233 0,116 0,109 0,792 0,620 90 94 10,2 14,3 67 3,70 0,30 4,00 6,0 0,256 0,127 0,120 0,871 0,694 100 102 11,5 14,8 69 3,70 0,20 3,90 5,7 0,284 0,141 0,133 0,965 0,796 29 mm 70 72 7,8 9,8 69 2,20 0,30 2,50 3,6 0,205 0,097 0,094 0,802 0,657 80 83 8,9 12,3 69 2,10 0,30 2,40 3,5 0,209 0,099 0,095 0,816 0,694 90 93 10,2 15,1 69 2,20 0,20 2,40 3,5 0,218 0,103 0,100 0,850 0,751 100 102 11,4 14,8 70 2,70 0,10 2,80 4,0 0,245 0,116 0,112 0,959 0,834 31 mm 70 72 8,6 8,5 79 3,00 0,40 3,40 4,3 0,198 0,104 0,099 0,954 0,774 80 82 10,0 12,0 77 3,70 0,30 4,00 5,2 0,193 0,102 0,096 0,933 0,779 90 95 11,6 11,8 77 4,30 0,00 4,30 5,6 0,226 0,118 0,112 1,087 0,851 100 102 12,6 12,5 79 4,40 0,10 4,50 5,7 0,237 0,125 0,118 1,146 0,886
Complacência - 40% - Resistência - 45%
Frequência (bpm) Fluxo Grad. Press Volume (ml) Fração
Regurgitação Coeficiente AEO (cm2)
Estimada Medida RMS (L/mim) (mmHg) Ejeção Fechame nto Vazamen to (ml) (%) Descarga Performa nce Eficiênci a RMS Média 25 mm 70 73 7,8 9,5 66 2,90 0,80 3,70 5,6 0,287 0,149 0,141 0,825 0,684 80 82 8,7 11,7 65 2,60 0,70 3,30 5,1 0,289 0,150 0,142 0,819 0,727 90 93 10,0 15,0 66 3,00 0,60 3,60 5,5 0,294 0,152 0,144 0,834 0,705 100 103 11,4 16,0 68 3,00 0,40 3,40 5,0 0,324 0,168 0,160 0,920 0,799 27 mm 70 71 7,5 10,8 65 3,50 0,90 4,40 6,8 0,217 0,108 0,101 0,736 0,564 80 82 8,6 12,8 65 3,60 0,40 4,00 6,2 0,228 0,113 0,106 0,774 0,616 90 93 10,1 16,6 67 3,80 0,40 4,20 6,3 0,236 0,118 0,110 0,803 0,655 100 102 11,4 17,7 69 3,60 0,20 3,80 5,5 0,257 0,128 0,121 0,874 0,736 29 mm 70 71 7,6 10,0 69 1,70 0,30 2,00 2,9 0,199 0,094 0,092 0,778 0,641 80 83 8,9 12,8 68 2,00 0,30 2,30 3,4 0,207 0,098 0,095 0,807 0,692 90 93 10,2 14,7 68 2,20 0,20 2,40 3,5 0,220 0,104 0,101 0,861 0,761 100 102 11,5 15,1 70 2,60 0,10 2,70 3,9 0,244 0,116 0,111 0,954 0,832 31 mm 70 72 8,7 8,3 80 3,40 0,20 3,60 4,5 0,203 0,107 0,102 0,980 0,790 80 83 10,2 11,0 77 3,70 0,00 3,70 4,8 0,206 0,108 0,103 0,994 0,835 90 93 11,4 11,6 78 4,00 0,00 4,00 5,1 0,223 0,118 0,112 1,079 0,865 100 102 12,5 11,7 79 4,20 0,00 4,20 5,3 0,244 0,129 0,122 1,180 0,917