UNIVERSIDADE ESTADUAL DE CAMPINAS
FACULDADE DE ENGENHARIA ELÉTRICA E DE COMPUTAÇÃO
DEPARTAMENTO DE ENGENHARIA BIOMÉDICA
ATUALIZAÇÃO DE SISTEMA DUPLICADOR DE PULSOS
PARA TESTE DE PRÓTESES DE VÁLVULAS CARDÍACAS
Autor: Eduardo de Lima Cheade
Orientador: Prof. Dr. Eduardo Tavares Costa
Banca Examinadora:
Prof. Dr. Eduardo Tavares Costa (FEEC/UNICAMP)
Profa. Dra. Idágene Aparecida Cestari (INCOR/USP)
Prof. Dr. Sérgio Santos Mühlen (FEEC/UNICAMP)
Dissertação de Mestrado apresentada à Faculdade
de Engenharia Elétrica e de Computação como parte dos requisitos para obtenção do título de MESTRE em ENGENHARIA ELÉTRICA.
Área de concentração: Engenharia Biomédica.
Campinas, SP Agosto/2008
FICHA CATALOGRÁFICA ELABORADA PELA
BIBLIOTECA DA ÁREA DE ENGENHARIA E ARQUITETURA - BAE - UNICAMP
C41a Cheade, Eduardo de Lima Atualização de sistema duplicador de pulsos para teste de próteses de válvulas cardíacas / Eduardo de Lima Cheade. --Campinas, SP: [s.n.], 2008.
Orientador: Eduardo Tavares Costa.
Dissertação de Mestrado - Universidade Estadual de Campinas, Faculdade de Engenharia Elétrica e de Computação.
1. Válvula cardíacas artificiais . 2. Modulação (Eletrônica). 3. Engenharia biomédica. 4. Coração - Valvulas. 5. Hidrodinâmica. I. Costa, Eduardo Tavares. II. Universidade Estadual de Campinas. Faculdade de Engenharia Elétrica e de Computação. III. Título.
Titulo em Inglês: Upgrade of a pulse duplicator system for cardiac valve prostheses evaluation
Palavras-chave em Inglês: Cardiac valve, Hydrodynamic evaluation, Flow and pressure transducers, Pulse Duplicator, Biomedical Engineering
Área de concentração: Engenharia Biomédica Titulação: Mestre em Engenharia Elétrica
Banca examinadora: Sérgio Santos Mühlen, Idágene Aparecida Cestari Data da defesa: 08/08/2008
Programa de Pós Graduação: Engenharia Elétrica
RESUMO
A utilização de próteses de válvulas cardíacas tanto mecânicas quanto biológicas tem se tornado cada vez mais freqüente. Estas próteses devem ser avaliadas (testes in-vitro e in-vivo) para que sejam utilizadas clinicamente. Os testes de desempenho hidrodinâmico são realizados in vitro, e a análise dos resultados é importante para a classificação e caracterização de uma determinada prótese, sendo atualmente um dos requisitos obrigatórios exigido por órgãos reguladores para a aprovação de próteses a serem empregadas clinicamente. Os testes de desempenho hidrodinâmico são realizados por sistemas complexos, denominados duplicadores de pulso, cuja finalidade é reproduzir o comportamento hidrodinâmico do coração e simular as variáveis fisiológicas às quais as válvulas são normalmente submetidas em condições reais.
Neste trabalho foi desenvolvido, para uso na empresa Braile Biomédica, utilizando a plataforma de programação LabVIEW®, um programa capaz de fazer a aquisição e interpretação
dos sinais de fluxo e pressão provenientes de transdutores específicos, bem como a realização dos cálculos necessários e a geração de um relatório resultante do teste. Também foram desenvolvidos circuitos condicionadores de sinais para os transdutores de pressão e fluxo inerentes ao sistema duplicador de pulso existente na empresa. A partir das medidas e dos gráficos de pressão e fluxo é possível calcular os seguintes parâmetros: área específica do orifício, coeficiente de descarga, fração de regurgitação e índices de performance e eficiência da válvula.
ABSTRACT
It has become very frequent the use of mechanic or biological cardiac valve prostheses. These prostheses must be evaluated (in vitro and in vivo tests) in order to be used clinically. The hydrodynamic performance tests are carried out in vitro. The analyses of the test results are very important for the characterizations and classification of a given prosthesis, being one of mandatory requirements of the regulatory organs in order to approve its clinical use. The hydrodynamic performance tests are carried out by complex systems often called pulse duplicators, which must reproduce the heart hydrodynamic behaviour and simulate the physiological variables that the cardiac valves are submitted in real conditions.
In this work it has been developed a software program to be used at Braile Biomedica based on the LabVIEW® platform, capable of acquiring and processing flux and pressure signals from specific transducers, as well as all the necessary calculi and generation of the test results report. It has also been developed the signal conditioning circuits for the pressure and flux transducers inherent to the company pulse duplicator. The following parameters are calculated and reported with several graphics showing flux and pressure signals: orifice specific area, discharge coefficient, regurgitation fraction and valve performance and efficiency indices.
Agradecimentos
Em especial aos meus pais, que sempre incentivaram meus estudos, e que são
responsáveis por toda a minha formação moral, ética e profissional, e à minha
namorada Tamara que sempre esteve ao meu lado e que muito me apoiou e me
ajudou em vários momentos de dificuldade ao longo deste projeto.
Às minhas irmãs Claudia, Carla e Tais e ao meu sobrinho e afilhado Gabriel.
Ao meu orientador Eduardo que com o passar do tempo descobri ser uma
pessoa muito cativante e que julgo extremamente competente na realização de suas
atribuições.
A todas as pessoas da equipe do laboratório de testes e do departamento de
eletrônica da Braile Biomédica, que me recebeu com a máxima cordialidade e
nunca poupou esforços para que a realização deste trabalho fosse possível.
Ao Marden, ao Guilherme Agreli e ao Marcos Vinicius da Braile Biomédica
que sempre estiveram de prontidão para sanar quaisquer dúvidas e para me auxiliar
sempre que precisei.
Aos meus familiares mais próximos.
A todo o pessoal da república da Gruta, inclusive os agregados.
A todos os meus amigos.
Dedico este trabalho em especial
ao meu avô Vicente de Paula Lima
que foi um exemplo de pessoa
e de cidadão. Infelizmente nossa
convivência foi curta, mas com certeza,
deixou muitos ensinamentos.
“Por não saber que era impossível, alguém foi lá e fez”
Autor desconhecido
Sumário
Lista de Figuras ... xii
Lista de Tabelas ... xvi
Lista de Símbolos ... xvii
Capítulo 1 – Introdução ... 1
Capítulo 2 – Objetivos ... 3
Capítulo 3 – Sistema Cardivascular ... 5
3.1 Anatomia e Fisiologia Básica ... 5
3.1.1 Diástole Atrial ... 8
3.1.2 Sístole Atrial e Diástole Ventricular ... 8
3.1.3 Início da Sístole Ventricular ... 9
3.1.4 Ejeção Ventricular ... 9
3.1.5 Relaxamento Ventricular ... 10
3.2 Válvulas Cardíacas ... 11
3.2.1 Fisiologia e Anatomia Básica ... 11
3.2.2 Patologias Valvares ... 13
Capítulo 4 – Próteses de Válvulas Cardíacas ... 17
4.1 Sistemas de Teste de Válvulas ... 19
4.1.1 Testes de Desempenho Hidrodinâmico ... 19
Capítulo 5 – Duplicador de Pulsos ... 29 5.1 Partes Mecâncias ... 31 5.1.1 Ajustes Mecânicos ... 33 5.2 Transdutores ... 35 5.2.1 Transdutor de Fluxo ... 35 5.2.2 Transdutor de Pressão ... 37
Capítulo 6 – Circuito Condicionador de Sinais ... 41
6.1 Pressão ... 41
6.1.1 Transdutores Diferenciais ... 41
6.1.1.1 Gerador de Ondas Senoidais ... 43
6.1.1.2 Amplificador de Áudio ... 44
6.1.1.3 Gerador de Referência ... 44
6.1.1.4 Amplificador de Instrumentação ... 46
6.1.1.5 Detector de Envoltória ... 47
6.1.2 Transdutores de Pressão Absoluta ... 50
Capítulo 7 – O Programa Desenvolvido ... 53
7.1 Sistema de Aquisição de Dados ... 53
7.2 A Ferramenta Utilizada para Programação ... 54
7.2.1 A Máquina de Estados ... 55
7.3.1 Programas de Calibração ... 58
7.3.1.1 Calibração do Transdutor de Pressão ... 59
7.3.1.1.1 Procedimento Experimental ... 62
7.3.1.1.1.1 Resultado Transdutor Diferencial com Membrana “3-22” ... 65
7.3.1.1.1.2 Resultado Transdutor Diferencial com Membrana “3-34” ... 69
7.3.1.1.1.3 Resultado Transdutores Absolutos ... 71
7.3.1.2 Calibração do Transdutor de Fluxo ... 73
7.3.1.2.1 Procedimento Experimental ... 76
7.3.1.2.1.1 Resultado Transdutor de Fluxo ... 77
7.3.2 Realização do Teste de Válvulas Cardíacas ... 79
7.3.2.1 Aquisição dos Dados e Realização dos Cálculos ... 80
7.3.2.1.1 Cálculos do Teste – Realizados Ciclo a Ciclo ... 84
7.3.2.2 Relatório de Teste ... 90
Capítulo 8 – Aplicação - Testes Realizados ... 93
8.1 Protocolo Utilizado ... 93
8.1.1 Transdutor de pressão diferemcial ... 93
8.1.2 Transdutores de pressão absoluta ... 94
8.2 Apresentação dos Resultados ... 94
8.2.1 Transdutor de pressão diferemcial ... 94
Capítulo 9 – Discussão ... 101 Capítulo 10 – Conclusão ... 105 Referência Bibliográfica ... 107 Anexos ... 115 Anexo I ... 115 Anexo II ... 116 Anexo II ... 117
Lista de Figuras
Figura 1 Estrutura do coração e trajeto do fluxo sangüíneo pelas câmaras cardíacas (indicados pelas setas) - retirado de Guyton (1988).
06
Figura 2 Alça Pressão – volume de um ciclo cardíaco - adaptado de
Silverthorn (2003). 10
Figura 3 Eventos do ciclo cardíaco: variações das pressões atrial esquerda, ventricular esquerda e aórtica; volume ventricular esquerdo – adaptado de Guyton (1992).
11
Figura 4 Secções transversais do coração evidenciando as válvulas nas diferentes fases do ciclo cardíaco (Lado direito - Sístole Ventricular e Diástole Atrial e Lado esquerdo – Diástole Ventricular e Sístole Atrial) - modificado de Silverthorn (2003).
13
Figura 5 Representação do volume de fechamento e vazamento.
26 Figura 6 Representação esquemática do sistema duplicador de pulsos.
Retângulos tracejados representam o ventrículo e o átrio esquerdo, as flechas cinza mostram a direção do fluxo.
30
Figura 7 Circuito completo do duplicador de pulsos.
32 Figura 8 Foto do sistema duplicador de pulsos.
33 Figura 9 Desenho esquemático do funcionamento do fluxômetro
eletromagnético. A passagem de um fluido condutor pelo campo magnético gerado pela bobina de excitação induz uma força eletromotriz, captada pelos eletrodos A e B.
37
Figura 10 Desenho esquemático do transdutor de pressão diferencial LRVT Validyne dp-15.
38
Figura 11 Desenho esquemático do funcionamento do transdutor de pressão diferencial LRVT Validyne dp-15.
39
Figura 12 Diagrama em blocos dos circuitos construídos.
42 Figura 13 Esquema elétrico do gerador de ondas senoidais.
43 Figura 14 Esquema elétrico do amplificador de áudio e do gerador de
referência mostrado dentro do retângulo tracejado.
45
Figura 16 Gráfico da FFT do sinal de saída do amplificador de áudio. 46 Figura 17 Esquema elétrico do amplificador de instrumentação e do detector
de envoltória.
47
Figura 18 Tela do osciloscópio medindo o sinal de retorno do transdutor (em amarelo) e sua envoltória (em verde)
48
Figura 19 Gráfico de caracterização do circuito detector de envoltória. 50 Figura 20 Desenho esquemático completo do dispositivo que contém o
transdutor de pressão absoluta – Modificado de “Catálogo – Transdutor de Pressão Descartável” publicado com autorização da empresa Braile Biomédica.
51
Figura 21 Foto de circuito condicionador de sinais dos transdutores de pressão absoluta.
52
Figura 22 Fluxograma do programa desenvolvido em LabVIEW®.
57 Figura 23 Tela inicial do programa.
58 Figura 24 Fluxograma do “sub-processo 2”. 58 Figura 25 Tela do “sub-processo 2”. 59 Figura 26 Fluxograma do “sub-processo 2.1”.
60 Figura 27 Tela do programa de calibração do transdutor de pressão. 61 Figura 28 Manômetro de coluna de água – na direita, mostra-se detalho do
manômetro mostrado à esquerda.
63
Figura 29 Representação esquemática da montagem experimental para levantamento da curva resposta do transdutor de pressão diferencial.
64
Figura 30 Representação esquemática da montagem experimental para levantamento da curva resposta dos transdutores de pressão absoluta.
65
Figura 31 Gráfico da média de 9 curvas de pressão por tensão mostrando em cores diferentes as três partes do gráfico.
66
Figura 32 Gráficos de pressão x tensão – a: pressões menores que 20 mmH2O - b: pressões maiores que 340 mmH2O.
Figura 33 Gráfico da faixa de resposta linear do transdutor – pressões entre 20 mmH2O e 340 mmH2O.
68
Figura 34 Gráfico obtido no programa de calibração em LabVIEW®, mostrando a curva de calibração e as curvas obtidas através dos ajustes lineares obtidos para cada parte.
68
Figura 35 Gráfico da curva resposta do transdutor de pressão diferencial com menbrana “3-34”.
70
Figura 36 Gráfico da curva resposta dos transdutores de pressão absoluta.
72 Figura 37 Tela do programa de calibração do transdutor de fluxo. 74 Figura 38 Fluxograma do sub-processo 2.2. 75 Figura 39 Desenho esquemático da montagem experimental utilizada para a
calibração do fluxômetro.
76
Figura 40 Gráfico da curva resposta do transdutor de fluxo. 78 Figura 41 Tela onde são inseridos os dados para a realização dos testes. 79 Figura 42 Fluxograma do “sub-processo 1”.
80 Figura 43 Tela de realização dos testes.
81 Figura 44 Fluxograma do “sub-processo 1.1”. 85 Figura 45 Representação de uma curva de pressão sobre uma prótese de
válvula mostrando o gradiente de pressão e a pressão média.
86
Figura 46 Relação das curvas de pressão e fluxo. 87 Figura 47 Representação esquemática da curva de fluxo mostrando as partes,
positiva e negativa, separadamente. 87 Figura 48 Parte negativa do fluxo indicando o primeiro vale e primeiro pico. 88 Figura 49 Porção extraída da parte negativa do fluxo indicando a parte
utilizada para encontrar a reta de prolongamento.
89
Figura 50 Volumes calculados a partir da curva de fluxo. 89 Figura 51 Exemplo do relatório gerado em EXCEL. 91
Figura 52 Gráficos do gradiente de pressão e AOEMédia por freqüência cardíaca. Lado direito – testes realizados com a membrana “3-22”. Lado esquerdo – testes realizados com a membrana “3-34”.
95
Figura 53 Gráficos do gradiente de pressão transvalvar pela freqüência
cardíaca. 96
Figura 54 Gráficos do fluxo RMS pela freqüência cardíaca. 97 Figura 55 Gráficos da AEOrms pela freqüência cardíaca. 98 Figura 56 Gráficos do Índice de Eficiência pela Freqüência cardíaca. 99
Lista de Tabelas
Tabela 1 Requisitos mínimos de performance hidrodinâmica. 27
Tabela 2 Relações de resistências aórtica e periférica. 34
Tabela 3 Dados obtidos para a caracterização do circuito detector de envoltória.
49
Tabela 4 Especificações técnicas dos transdutores de pressão absoluta. 51
Tabela 5 Valores dos coeficientes obtidos para cada parte da curva de calibração do transdutor de pressão diferencial com membrana “3-22”.
69
Tabela 6 Valores de pressão e tensão da curva de calibração do transdutor de pressão diferencial com membrana “3-34”. 70
Tabela 7 Valores dos coeficientes obtidos para a curva de calibração do transdutor de pressão diferencial com membrana “3-34”.
71
Tabela 8 Valores de pressão e tensão da curva de calibração dos transdutores de pressão absoluta.
72
Tabela 9 Valores dos coeficientes obtidos para a curva de calibração dos transdutores de pressão absoluta.
73
Tabela 10 Valores de fluxo e tensão da curva de calibração do transdutor de
fluxo. 77
Tabela 11 Valores dos coeficientes obtidos para a curva de calibração do transdutor de fluxo.
Lista de Símbolos
AEO Área efetiva de orifício A Coeficiente angular AM Área de montagem da válvula Ao Área do orifício da válvula ARO Área real de orifício At Área de secção transversal AV Atrioventricular B Coeficiente linear C[n] Capacitor[número]c0 Coeficiente de contração do orifício cd Coeficiente de descarga cv Coeficiente de perda de energia D[n] Diodo[número]
DC Débito cardíaco Δπ Gradiente de pressão
Fb Freqüência de batimentos FFT Transformada Rápida de Fourier FR Fração de regurgitação G Constante gravitacional η Viscosidade H Altura IE Índice de eficiência IP Índice de Performance
L Comprimento dos vasos sanguíneos LRVT Linear Reluctance Variable Transducer Nc Número de ciclos
Np Número de pontos de cada ciclo Pc Período do ciclo
QRMS Fluxo RMS R Resistência R Raio dos vasos sanguíneos R[n] Resistor[número] T[s] Tempo de coleta de Nc ciclos Tmax Tensão máxima Tmín Tensão mínima TRANS[n] Transformador[número] TRIM[n] Trimpot[número]
U[n] Circuito integrado[número] V Velocidade do fluxo VDF Volume Diástolico Final Ve Volume de ejeção
ve Velocidade de escoamento do fluxo VF Volume de Fechamento
Vf Velocidade do fluxo Vp-p Tensão pico a pico
VSF Volume Sistólico Final VV Volume de vazamento
Y[p] Número de repetições do laço
Capítulo 1
Introdução
Atualmente a cirurgia de substituição de válvulas cardíacas tem se tornado uma das alternativas mais utilizadas para diversos tratamentos clínicos de muitos tipos de valvopatias.
Muitos estudos sobre próteses valvares cardíacas têm sido realizados desde a década de 60, quando ocorreu a primeira cirurgia de substituição de válvula em que se obteve sucesso. A partir de então vários tipos de próteses valvares têm sido desenvolvidos. A busca por válvulas que se assemelhem o máximo possível às válvulas cardíacas humanas, em aspectos funcionais, hidrodinâmicos e fisiológicos, é constante. Porém, não existe, ainda, um consenso que qualifique um determinado tipo como superior a outro. Atualmente a escolha da prótese valvar depende de cada caso e de cada paciente.
Para o desenvolvimento de novos tipos de próteses ou até mesmo para o aperfeiçoamento das existentes, é de fundamental importância que sejam realizados estudos in-vitro e in-vivo acerca de seu comportamento e resistência. Existem várias maneiras de se abordar estudos relacionados ao comportamento e características das próteses valvares cardíacas.
Uma das principais vertentes destes estudos realizados in-vitro são os testes de desempenho hidrodinâmico. A análise destes dados é de suma importância para a classificação e caracterização de uma determinada prótese, sendo atualmente um dos requisitos obrigatórios exigidos pela Food and Drug Administration (FDA) (Johnson et al, 1994) dos Estados Unidos da América para a aprovação de próteses a serem empregadas clinicamente. Estes estudos são realizados por sistemas complexos, denominados duplicadores de pulso, cuja finalidade é reproduzir o comportamento hidrodinâmico do coração e simular as variáveis fisiológicas às
quais as válvulas são normalmente submetidas em condições reais.
O correto funcionamento e o correto entendimento do sistema duplicador utilizado em cada estudo são de extrema importância para a devida interpretação dos resultados obtidos. Pensando nisso foi proposto um estudo aprofundado das alterações necessárias para aprimorar o duplicador de pulsos existente na empresa Braile Biomédica. A partir daí decidiu-se por aproveitar as partes mecânicas de tal sistema e as principais alterações no sistema estariam relacionadas à aquisição e processamento dos sinais dos transdutores de pressão e fluxo presentes no sistema, à interpretação dos dados e sua apresentação por meio de um novo software cuja interface facilitaria a sua utilização.
Capítulo 2
Objetivo
Os objetivos deste trabalho foram o desenvolvimento de um novo sistema de aquisição de dados e a criação de um programa utilizando a plataforma de desenvolvimento LabVIEW® para análise dos sinais provenientes dos transdutores de pressão e fluxo de um sistema duplicador de pulsos para teste de próteses de válvulas cardíacas.
Capítulo 3
Sistema Cardiovascular
3.1
Fisiologia e Anatomia Básica
O Sistema Cardiovascular é uma ampla rede de tubos de diferentes calibres, composições e complacências que atende a todas as partes do corpo. Por estes tubos circula o sangue, composto pelas células sanguíneas e plasma, impulsionado pelas contrações rítmicas do coração.
Sua principal função é o transporte de diferentes materiais para diferentes tecidos. As substâncias transportadas pelo sangue podem ser provenientes do meio externo, como, por exemplo, água, nutrientes e gases, ou provenientes do próprio organismo, como por exemplo, hormônios e resíduos metabólicos celulares.
Para que a função primordial deste sistema seja cumprida, é necessário que haja circulação do sangue ao longo de todo o organismo. A circulação sanguínea é dividida em duas grandes partes: a sistêmica e a pulmonar, sendo o coração a bomba propulsora que gera as diferenças de pressão existentes ao longo de todo corpo, responsáveis pela fluência do sangue.
O coração se localiza no interior do tórax, entre os pulmões em um espaço denominado mediastino. Possui uma forma cônica e situa-se na posição ventral com o ápice voltado para baixo repousando sobre o diafragma. É envolvido por um saco membranoso, o pericárdio. Seu tamanho é comparável ao de uma mão fechada e um coração adulto normal pesa de 280 a 350 g (Yoganathan, 1978). É composto principalmente por músculo cardíaco, ou miocárdio, e é dividido em câmaras: dois átrios - que compõem a sua base juntamente com os grandes vasos - e dois ventrículos. Os lados, esquerdo e direito, do coração são separados pelo septo intraventricular.
Figura 1 - Estrutura do coração e trajeto do fluxo sangüíneo pelas câmaras cardíacas (indicados pelas setas) - retirado de Guyton (1988).
Conforme mostrado na Figura 1, o sangue flui das veias para os átrios, que são as câmaras superiores, formadas por paredes delgadas. Dos átrios o sangue segue para os ventrículos, onde é propelido para os vasos. As veias cavas, superior e inferior, trazem o sangue venoso do corpo para o átrio direito, daí o sangue segue para o ventrículo direito onde é impulsionado para os pulmões através da artéria pulmonar. A veia pulmonar traz o sangue dos pulmões para o átrio
esquerdo, daí para o ventrículo esquerdo sendo então é impulsionado, para todo o corpo, através da artéria aorta.
O que faz o sangue circular ao longo de todo o sistema cardiovascular é a diferença de pressão existente entre os diferentes pontos. Segundo a mecânica de fluidos, gases e fluidos fluem devido a um gradiente de pressão, de regiões de pressão mais elevada para aquelas de menor pressão.
De acordo com a dinâmica dos fluidos, o fluxo em um dado tubo é diretamente proporcional à diferença de pressão existente entre as suas extremidades. A resistência do sistema se opõe ao fluxo de tal forma que este é inversamente proporcional a ela. A resistência do sistema cardiovascular pode ser descrita pela seguinte equação:
(1)
onde R é resistência do sistema, L o comprimento dos vasos sangüíneos, η a viscosidade do
sangue e r o raio dos vasos.
Considerando o comprimento dos vasos e a viscosidade do sangue constantes, tem-se que: ∆
(2)
onde Q é o fluxo sangüíneo e ∆p o gradiente de pressão.
Segundo a equação acima, a variação no calibre dos vasos sangüíneos (vasoconstrição e/ou vasodilatação) é a principal responsável por alterações de pressão e fluxo no sistema cardiovascular. Existem muitos outros mecanismos, associados às variações no calibre dos vasos, que são utilizados no controle do fluxo e pressão.
A contração cardíaca gera altas pressões no coração e faz com que o sangue flua para as artérias. A perda de energia ao longo da circulação e a complacência venosa fazem diminuir a
pressão nas veias, fazendo com que o sangue siga em sua direção. Finalmente o relaxamento do coração gera pressões ainda menores, de forma que o sangue retorne a ele. O sentido único da circulação é garantido pela presença de válvulas ao longo dos vasos sangüíneos e no interior do coração, uma vez que o fluxo é pulsátil.
O coração adulto se contrai e relaxa, em média, 115.000 vezes ao dia impulsionando aproximadamente 7.500 litros de sangue pelo corpo. O período compreendido entre uma contração cardíaca e a contração subseqüente é conhecido como ciclo cardíaco. Cada ciclo cardíaco é dividido em sístole, que representa o período no qual o coração está contraído, e diástole, período no qual o coração relaxa. As contrações atriais e ventriculares não ocorrem simultaneamente. Para efeito didático o ciclo cardíaco pode ser divido em cinco partes: 1) Diástole Atrial; 2) Sístole Atrial e Diástole Ventricular; 3) Início da Sístole Ventricular; 4) Ejeção Ventricular; e 5) Relaxamento Ventricular.
3.1.1
Diástole Atrial
Nesta fase, o ventrículo acabou de concluir uma contração e contém uma quantidade mínima de sangue que é mantida durante um ciclo. A pressão em seu interior está em seu menor valor. O átrio está se enchendo de sangue proveniente das veias. Conforme o átrio se enche, a sua pressão se eleva e ultrapassa a pressão ventricular. Neste ponto ocorre a abertura da válvula AV. O sangue, então, começa a entrar no ventrículo. Quando está totalmente relaxado, o ventrículo se dilata para acomodar o sangue que entra.
3.1.2
Sístole Atrial e Diástole Ventricular
AV estão abertas e os ventrículos relaxados (Silverthorn, 2003). Para que ocorra a expulsão deste sangue restante, os átrios sofrem uma contração, o que faz com que o ventrículo se encha completamente. Neste ponto os ventrículos estão completamente relaxados (diástole ventricular) e totalmente cheios. O volume de sangue contido em seu interior é denominado Volume Diastólico Final (VDF). Em condições normais, um homem de aproximadamente 70 Kg, em repouso, apresenta o VDF de aproximadamente 135 ml (Silverthorn, 2003), podendo variar devido a várias circunstâncias.
3.1.3
Início da Sístole Ventricular
A contração ventricular se inicia no ápice do coração, forçando o sangue em direção a sua base. Quando isso ocorre, as válvulas AV se fecham impedindo o retorno do sangue para o átrio. Neste momento, as válvulas semilunares também estão fechadas, porém a contração continua, gerando uma elevação da pressão, sem alterar o volume na cavidade ventricular, por isso essa fase é denominada contração ventricular isovolumétrica. Simultaneamente, os átrios, relaxados, começam a se encher de sangue.
3.1.4
Ejeção Ventricular
A contração ventricular isovolumétrica cessa quando a pressão no interior do ventrículo atinge valores suficientes para superar a pressão nas artérias e ocasionar a abertura das válvulas semilunares, permitindo que o sangue seja impulsionado através delas. Porém, nem todo o sangue contido nos ventrículos é propelido para as artérias. O volume de sangue que resta nos ventrículos após o término de sua contração é denominado Volume Sistólico Final (VSF) e representa a menor quantidade de sangue que os ventrículos contêm durante o ciclo cardíaco. O
VSF varia em torno de 65 ml em uma pessoa normal (Silverthorn, 2003).
3.1.5
Relaxamento ventricular
Ao terminar uma contração os ventrículos começam a relaxar, até que a pressão em seu interior se torne menor que a pressão nas artérias, ocasionando o fechamento das válvulas semilunares. Quando a pressão ventricular cai a níveis inferiores aos das pressões atriais, as válvulas AV se abrem e um novo ciclo se inicia.
A alça Pressão-Volume e o diagrama de Wiggers apresentados nas Figuras 2 e 3 respectivamente mostram as relações de pressão e fluxo no ventrículo esquerdo do coração durante um ciclo. Nota-se que a pressão atrial oscila entre 0 e 10 mmHg, a ventricular entre 0 e 120 mmHg e a aórtica entre 80 e 120 mmHg, considerando um humano normal em repouso.
Figura 3 - Eventos do ciclo cardíaco: variações das pressões atrial esquerda, ventricular esquerda e aórtica; volume ventricular esquerdo – adaptado de: Guyton (1992).
A quantidade de sangue bombeada pelo ventrículo durante um ciclo é denominada de volume de ejeção (Ve) que é dado pela subtração do VDF pelo VSF. Nas condições citadas acima, o Ve varia em torno de 70 ml.
Uma maneira de se aferir a performance do coração é pela medição do débito cardíaco (DC). Essa grandeza é uma medida da quantidade de sangue bombeada pelo coração durante um minuto e serve como um dos indicadores da perfusão tecidual. O DC é dado pelo resultado da multiplicação do Ve pela freqüência cardíaca em batimentos por minutos (bpm) e varia de 4 a 6 l/min.
3.2
Válvulas
Cardíacas
3.2.1
Anatomia e Fisiologia Básica
No coração existem quatro válvulas isolando os ventrículos. Essas válvulas são responsáveis por fazer o sangue fluir em um único sentido quando o coração se contrai.
Entre os átrios e os ventrículos localizam-se as válvulas atrioventriculares ou válvulas AV. Elas são formadas de folhetos finos de tecidos ligados à sua base por um anel de tecido conjuntivo. As extremidades dos folhetos, ou cúspides, são mais espessas e estão ligadas a cordas colagenosas - as cordas tendíneas. Essas, por sua vez, se ligam à musculatura dos ventrículos por meio dos músculos papilares. Quando ocorre a contração ventricular o sangue é empurrado de volta para o átrio. Neste momento as válvulas AV se fecham impedindo o seu retorno. As válvulas AV direita e esquerda diferem com relação à sua anatomia. A direita apresenta três cúspides e é denominada de tricúspide enquanto a esquerda apresenta apenas duas cúspides e é denominada bicúspide ou, mais comumente, mitral. O maior diâmetro da válvula mitral varia em torno de 35 mm em pessoas normais adultas (Yoganathan, 1978).
O outro par de válvulas presente no coração se localiza entre os ventrículos e as grandes artérias. Entre o ventrículo direito e a artéria pulmonar existe a válvula pulmonar, e entre o ventrículo esquerdo e a artéria aorta, a válvula aórtica, cujo tamanho varia entre 25 e 27 mm de diâmetro interno (Yoganathan, 1978). Estas válvulas são conhecidas como válvulas semilunares. Ambas são compostas por três folhetos em forma de cuia que se enchem de sangue quando a pressão no ventrículo é menor do que nas artérias. Ao se encherem de sangue, as cúspides das válvulas semilunares se fecham impedindo o retorno do sangue para as câmaras ventriculares. Essas válvulas não apresentam cordas tendíneas nem músculos papilares, porém seus folhetos são mais resistentes do que os das válvulas AV. A Figura 4 mostra a secção transversal do coração,
em duas diferentes etapas do ciclo cardíaco, evidenciando as válvulas cardíacas.
Figura 4 – Secções transversais do coração evidenciando as válvulas nas diferentes fases do ciclo cardíaco (Lado direito - Sístole Ventricular e Diástole Atrial e Lado esquerdo – Diástole
Ventricular e Sístole Atrial) - modificado de Silverthorn (2003).
3.2.2
Patologias Valvares
As patologias relacionadas às válvulas cardíacas podem ser ocasionadas por distúrbios congênitos ou ainda em decorrência de muitas doenças adquiridas. Tais patologias afetam diretamente a função primordial das válvulas cardíacas impossibilitando-as de realizarem de maneira adequada suas devidas funções. O mau funcionamento valvar pode estar relacionado tanto com a abertura quanto com o fechamento inadequado das cúspides podendo ocasionar refluxo sanguíneo entre as câmaras cardíacas (regurgitação ou insuficiência) ou ainda dificultando a passagem do sangue de uma câmara para a outra (estenose).
A causa mais freqüente da doença valvar cardíaca é a febre reumática decorrente de infecções por bactérias estreptocócicas. As reações do sistema imunológico a este tipo de bactéria podem atacar também o tecido valvar podendo ocasionar vários tipos de valvopatias. A válvula
mais freqüentemente afetada pela febre reumática é a válvula mitral seguida pela válvula aórtica. As válvulas do coração direito estão menos sujeitas a danos dessa natureza.
Muitas vezes as valvopatias não apresentam sintomas, principalmente quando estão no início, porém em casos mais graves o paciente pode apresentar sintomas como cansaço físico e dificuldades respiratórias.
Comumente é observado um estreitamento agudo do orifício valvar, o que resulta em estenose. Quando a válvula aórtica fica estenosada ocorre acúmulo de sangue no ventrículo esquerdo. De maneira análoga, se a válvula mitral é estenosada o sangue fica represado no átrio esquerdo e nos pulmões. E finalmente, a estenose das válvulas pulmonar e tricúspide acarreta em acúmulo de sangue no ventrículo direito e na circulação sistêmica. O aumento do volume de sangue em uma determinada câmara faz com que esta câmara se dilate e perca parte de sua função contrátil e, se esta dilatação for suficientemente grande, pode ainda atingir outras câmaras comprometendo seu funcionamento ou ainda gerar conseqüências patológicas em outros órgãos, como por exemplo, o acúmulo de líquido nos pulmões o que pode levar a um edema pulmonar.
Outro tipo de disfunção valvar muito freqüente é a insuficiência valvar, que ocorre devido à inadequação da função de contenção do fluxo retrógrado. Nesse caso, ao contrário do que ocorre na estenose, as válvulas ficam muito erodidas e impossibilitadas de fechar completamente. Na insuficiência aórtica, o sangue bombeado pelo ventrículo através da aorta, reflui para esta câmara durante sua diástole. De maneira análoga, na insuficiência mitral, o sangue bombeado do átrio para o ventrículo retorna ao átrio quando o ventrículo se contrai. A insuficiência valvar causa uma diminuição do débito cardíaco efetivo que passa pela válvula em questão apesar de o débito cardíaco total ser aumentado. Assim como na estenose, a insuficiência valvar pode não apresentar sintomas nos casos menos graves, mas também pode acarretar conseqüências graves como edema pulmonar nos casos mais agudos.
Atualmente o tratamento mais utilizado para as patologias cardíacas é a intervenção cirúrgica, seja para reparo das válvulas patológicas (valvoplastia) seja para substituição da válvula por uma prótese.
Capítulo 4
Próteses de Válvulas Cardíacas
A primeira cirurgia de substituição de válvula que obteve sucesso ocorreu em 1960 (Braile et al, 1982; Turina et al, 1993). Uma válvula mitral foi substituída por uma prótese mecânica de bola, obtendo bons resultados a longo prazo. A partir de então vários estudos culminaram na produção de diferentes tipos de válvulas mecânicas dentre elas a válvula de disco, a válvula de duas cúspides e a válvula de oclusores planos.
Devido a possíveis complicações, como tromboembolismo e contínuo uso de anticoagulantes, que são inerentes às próteses mecânicas, em meados de 1960 foram desenvolvidas válvulas utilizando tecidos menos trombogênicos, fabricadas com materiais biológicos - as válvulas biológicas ou biopróteses valvares.
Primeiramente fez-se uso de válvulas naturais. Essas válvulas compreendem as humanas de cadáveres ou receptores de transplantes cardíacos (homoenxertos), as de animais (heteroenxertos), além das do próprio paciente (autoenxertos). Em 1962 foi realizado o primeiro implante de uma bioprótese valvar utilizando um homoenxerto (Ross, 1962). Nos anos seguintes vários estudos clínicos foram relatados. Baixos índices de complicações tromboembólicas, propriedades hemodinâmicas adequadas e baixa degeneração estrutural observada durante os três primeiros anos após o implante, geraram grande entusiasmo acerca desta nova técnica. Porém, tornou-se evidente a dificuldade de obtenção, coleta e preservação de número suficiente de válvulas homólogas (Costa, 1994; Knoot et al, 1988). A utilização de autoenxertos mostrou resultados compensadores, entretanto as dificuldades cirúrgicas encontradas ao se trabalhar com autoenxertos fizeram com que os pesquisadores passassem a considerar a utilização, em
humanos, de válvulas de animais (porcos, bezerros e carneiros). Em 1965 foram relatados os primeiros casos de substituição de válvulas por próteses biológicas porcinas e bovinas (Pesarini, 1991). Apesar dos resultados bastantes satisfatórios obtidos com os heteroenxertos naturais, que foram amplamente utilizados em casos clínicos durante muitos anos, a incompatibilidade anatômica, a constituição e o diâmetro tornaram-se fatores limitantes para uso das biopróteses naturais.
Passou-se então a estudar um novo tipo de bioprótese: as fabricadas a partir de tecidos biológicos. Com as biopróteses de tecido biológico foi possível minimizar as diferenças anatômicas existentes entre as válvulas de animais e o paciente, bem como fabricar válvulas de diferentes diâmetros e diferentes constituições dependendo do tecido de que eram compostas. Existem biopróteses confeccionadas com tecido retirado do próprio paciente (tecidos autólogos), as de tecidos provenientes de cadáveres (tecidos homólogos) e as feitas de tecidos de origem animal (tecidos heterólogos).
A utilização de próteses de fascia lata autóloga montada em suporte, que é um tecido conectivo localizado na parte interior da coxa (Braile et al,1982; Costa, 1994; Ionescu, 1969) gerou expectativas que não foram correspondidas, devido à ocorrência de fibroses e retração tecidual.
As biopróteses de tecidos homólogos representaram um grande marco na evolução das próteses biológicas. Elas foram largamente empregadas em todo o mundo, especialmente a de dura mater, que é uma membrana de tecido conjuntivo do sistema nervoso. Porém, a dificuldade em se conseguir dura mater, dentre outros fatores, tornou sua utilização inviável, fazendo com que elas caíssem em desuso.
Próteses biológicas de tecido heterólogo, fabricadas a partir de pericárdio bovino, foram desenvolvidas no final da década de 60 (Braile, 1990; Ionescu et al, 1980; Ionescu et al 1982),
depois de introduzida a técnica de utilização de glutaraldeído de baixa concentração para conservação de tecidos biológicos (Carpentier et al, 1969; Braile et al, 1979). Após longos estudos ficaram evidentes os excelentes resultados clínicos obtidos com o uso de biopróteses de pericárdio bovino. A partir da apresentação destes resultados, vários laboratórios passaram a fabricar este tipo de válvula, tornando a sua utilização clínica muito difundida (Butterfield et al, 1991; Gabbay et al, 1981; Gabbay e Frater, 1986; Heiliger et al, 1987). No Brasil, em 1977, teve início o desenvolvimento e aplicação clínica de válvulas de pericárdio bovino conservadas em glutaraldeído (Braile et al, 1979). Atualmente, as válvulas de pericárdio bovino representam a maioria dos implantes realizados no Brasil.
4.1
Sistemas de Testes de Válvulas
Durante todos os anos de estudos de próteses de válvulas cardíacas, os estudos hidrodinâmicos in-vivo e in-vitro têm sido a maneira mais eficaz de se avaliar o desempenho das diferentes próteses (Vieira et al, 1976; Wieting et al, 1969; Walker et al, 1980; Rosen et al, 1981, Martin et al, 1981), sendo um dos requisitos necessários exigidos por normas internacionais para a utilização clínica dessas próteses clinicamente. Testes realizados em sistemas conhecidos como duplicadores de pulso são utilizados para avaliação das propriedades e comportamento hidrodinâmico das próteses, enquanto testes de fadiga revelam as características relacionadas à durabilidade das válvulas.
4.1.1
Testes de Desempenho Hidrodinâmico
Os testes de desempenho hidrodinâmico das próteses valvares são realizados por duplicadores de pulsos. A principal função de um duplicador de pulso é simular, da maneira mais
realista possível, as condições e comportamentos fisiológicos de partes do coração. Contudo, reproduzir artificialmente a fisiologia do sistema cardiovascular humano é uma tarefa de extrema complexidade. Por esse motivo, são várias as configurações de duplicadores de pulso existentes, bem como os protocolos de testes (Abdallah et al, 1983; Andrade et al, 1989; Calvert et al, 1964; Giuliatti et al, 2000; Kitamura et al, 1987; Laxminarayan et al, 1986; Scoten et al, 1979; Sawnson et al, 1977; Weessel et al, 1962; MacDonald et al, 1986). Assim, estudos realizados por diferentes autores utilizando diferentes duplicadores de pulso são de difícil comparação, havendo até casos de contradições. Todavia, dados obtidos em um mesmo sistema de testes estão sujeitos às mesmas variações inerentes ao sistema, o que torna a comparação das próteses, a partir de seus resultados, possível (Martin et al, 1976). Os duplicadores de pulso são também capazes de caracterizar os parâmetros hidrodinâmicos da válvula bem como possibilitar a visualização do comportamento da prótese durante todo o ciclo cardíaco.
A expressão “duplicador de pulso” foi utilizada pela primeira vez em 1956 (Davila et al, 1956) e desde então tem sido comumente empregada na literatura especializada. A construção deste sistema e sua padronização se tornam mais críticas à medida que cresce o número de variáveis que se deseja estudar (Davila et al, 1956).
Em um trabalho publicado em 1969 (Wieting et al, 1969) foram propostas metodologias práticas para a realização dos testes das válvulas. Dentre as conclusões, foram citadas características fisiológicas que um duplicador de pulso deve obrigatoriamente reproduzir, tais como: bombeamento pulsátil, durações diferentes da sístole e da diástole, possibilidade de variação da freqüência, volume sistólico e resistências periféricas, dimensões apropriadas dos canais de passagem do fluido, simulação da elasticidade dos vasos, variação da pressão nos diferentes pontos do sistema. Em um outro estudo afirmou-se ainda ser necessário que o equipamento disponha também de: sistema fotográfico, transdutores de pressão, fluxômetros ou
outros medidores de vazão e registradores gráficos (Vieira et al, 1976).
Basicamente, um sistema duplicador de pulsos é composto por um circuito por onde circula o fluido, algumas câmaras e/ou reservatórios que exercem diferentes funções em diferentes sistemas, um sistema de bombeamento responsável pelo deslocamento do fluido e geração do fluxo, transdutores que aferem as grandezas necessárias (na maioria das vezes fluxo e pressão), sistemas de cálculos dos parâmetros e visualização dos resultados.
Devido à diversidade de maneiras e possibilidades de se construir ou configurar qualquer uma das partes que compõem um sistema complexo como este, dificilmente sistemas construídos em laboratórios por pesquisadores diferentes serão semelhantes. Para que possa ser feita a caracterização de um sistema duplicador de pulso, é necessário atentar para alguns pontos críticos da sua construção.
Primeiramente deve-se atentar para a estrutura das câmaras que irão atuar como cavidades cardíacas no sistema. Existem relatos de autores que utilizaram ventrículo esquerdo de cadáver como câmara ventricular (Calvert et al, 1964). Também já foram utilizados moldes de ventrículo feitos de silicone (Abdallah et al, 1983; Martin et al, 1981), e há relatos da utilização de látex e poliuretano para criar câmaras a partir de moldes de ventrículos (Scotten et al, 1979). Também já foram utilizados tubos rígidos de vidro, acrílico, ou metal (Gabbay e Kresh, 1985; Gabbay et al, 1978), cujo desempenho e curvas obtidas se assemelham às fisiológicas.
Outro fator de grande importância na construção de sistemas duplicadores de pulso é a geração do fluxo pulsátil ou bombeamento do fluido. Existem várias formas de se bombear um líquido através de um circuito fechado. Alguns sistemas fazem uso de compressão pneumática. Já determinados estudos relatam a utilização de motores elétricos cujo bombeamento era feito por pistões conectados a câmaras rígidas, funcionando como êmbolos (Kitamura et al, 1987; Gabbay Kresh 1985; Gabbay et al, 1981). Foi mostrada ainda a utilização de um sistema com
bombeamento baseado em um motor elétrico com eixo excêntrico conectado a um diafragma de silicone (Andrade et al, 1989).
A fisiologia do sistema cardiovascular descreve alguns parâmetros de notável importância para o comportamento do fluxo sangüíneo. Tais parâmetros devem ser reproduzidos em sistemas cuja finalidade é criar comportamentos semelhantes aos fisiológicos de fluxo e pressão. Esses parâmetros são: complacência arterial, resistência do circuito, e resistência periférica. A realização de ajustes sobre estes parâmetros permite obter valores que se aproximam dos valores reais. Foram utilizados sistemas com aorta rígida (acrílico), estrangulamentos sobre alguns pontos do circuito e ar para simular estes parâmetros. A criação de pontos de estenose no circuito é a maneira mais comumente utilizada para obter a resistência periférica, enquanto a complacência é obtida pela introdução de ar em partes seladas do circuito. O correto ajuste destes parâmetros é muito critico para o funcionamento do sistema (Vieira et al, 1976).
O intuito final de se utilizar sistemas que reproduzem condições fisiológicas hidrodinâmicas é a obtenção das curvas de fluxo e pressão nas câmaras cardíacas simuladas. A partir de dados de pressão e fluxo são calculados todos os parâmetros necessários para a análise do comportamento hidrodinâmico da válvula (Wright e Brown, 1977; Yoganathan e Corcoran, 1979).
Muitos tipos de transdutores de pressão e fluxo são utilizados em diferentes sistemas duplicadores de pulso. A maneira de mostrar as curvas obtidas também varia muito de um sistema para outro. Alguns sistemas utilizam transdutores de pressão diferencial, enquanto outros utilizam transdutores de pressão absoluta. Isso resulta em diferença nas curvas de pressão obtidas por cada um deles. A curva resultante de transdutores diferenciais deve se assemelhar à subtração das curvas absolutas obtidas para os mesmos pontos de medidas.
coincidência das curvas de pressão e fluxo. Porém, por mais distintos que possam ser os duplicadores utilizados, a forma básica das curvas deve ser mantida de acordo com as curvas reais fisiológicas.
A caracterização hidrodinâmica das próteses valvares é feita através de parâmetros calculados a partir de dados extraídos das curvas monitoradas pelo duplicador de pulso. A análise do desempenho hidrodinâmico deve ser feita a partir dos seguintes parâmetros: Área Efetiva de Orifício (AEO – Média e RMS), Coeficiente de Descarga, Índice de Performance e Índice de Eficiência (Chandran, 1986; Costa, 1987; Gabbay e Frater, 1982; Gabbay et al, 1978; Gao et al, 1997; Walker et al, 1985).
Gorlin e Gorlin (1951) relataram resultados de um estudo realizado por eles sobre o cálculo da área de válvulas cardíacas. Os autores utilizaram equações já conhecidas de princípios hidráulicos para chegarem a uma fórmula utilizada até hoje (Equação 6), partindo das seguintes equações (3, 4 e 6):
(3)
onde Q representa fluxo sobre a válvula de orifício Ao e Vf a velocidade de fluxo. A constante c0 representa o coeficiente de contração do orifício. Este coeficiente está relacionado com as correções feitas devido à diferença de áreas existente entre a área real do orifício e a área efetiva de passagem do fluido.
As mudanças de velocidade através de orifícios são proporcionais à raiz quadrada da pressão de um determinado líquido, medida pela altura acima do orifício. Portanto, tem-se:
onde Vf é a velocidade de fluxo e Cv é o coeficiente que representa as perdas de energia na
conversão de pressão em fluxo devido a atritos e turbulências, g a constante gravitacional e h a altura acima do orifício. Combinando as equações 3 e 4 tem-se
Î
, ∆ (5)
onde Q é o fluxo sobre o orifício, Cd é o coeficiente de descarga que incorpora as constantes C0 e
Cv, o valor 44,5 é obtido a partir da constante e ∆p é o gradiente de pressão através do
orifício.
A constante Cd é obtida empiricamente e varia com a arquitetura e conformação
geométrica da prótese. Gorlin e Gorlin (Gorlin e Gorlin, 1951; Cannon et al, 1985; Garcia e Kadem, 2006) obtiveram diferentes valores para Cd a partir da comparação com medidas
realizadas em válvulas de cadáveres. Porém, não é possível estimar teoricamente o valor de Cd¸
devido à quantidade de variáveis que o influenciam. Portanto, para utilizar esta equação em próteses valvares considera-se, inicialmente, Cd fixo igual a 1 e, assim o valor teórico de Cd não
terá influência no cálculo final da AEO. Multiplica-se ainda, o valor 44,5 por 1,17, para converter a pressão em mmHg. Portanto, a fórmula resultante dos trabalhos de Gorlin e Gorlin (1951) e que, atualmente, é a mais utilizada é a seguinte:
, ∆ (6)
onde AEO é expresso em cm2, Q em ml/s e ∆p em mmHg.
Cd seja calculado para cada prótese. Para isso é feita a relação entre AEO e a área real de orifício da válvula (ARO), que é dada a partir do diâmetro interno medido. A AEO caracteriza, de maneira geral, o comportamento hidrodinâmico de cada prótese, enquanto o Cd é uma medida de
quão bem a válvula permite a passagem de fluxo por sua área de orifício real. Conclui-se que o Cd é a AEO normalizada pelo tamanho da válvula.
Î
. (7)
Para caracterização hidrodinâmica da prótese ainda é necessário calcular o Índice de Performance (IP). Este parâmetro é dado pela relação entre AEO e a área externa da válvula. Esta
área corresponde à área de montagem da válvula (AM). O IP é uma medida do aproveitamento da
área de montagem da válvula.
Î
. (8)
A completa análise do desempenho da prótese é obtida quando é calculado, além de todos os parâmetros acima citados, o Índice de Desempenho ou Eficiência. Contudo, para se encontrar este valor, é necessário primeiro analisar o comportamento da válvula com relação à direção do fluxo durante o ciclo cardíaco. Tanto as curvas de fluxo obtidas pelo duplicador de pulso quanto as curvas fisiologicamente reais mostram que, durante um determinado período do ciclo cardíaco, o fluxo é retrógrado. Isso se dá no momento de fechamento da válvula e enquanto ela está fechada. Esta fração do fluxo é chamada de Fração de Regurgitação (FR) e é expressa em porcentagem do volume de ejeção. O volume regurgitante é dividido em dois componentes: O
Volume de Fechamento (VF) que está associado com o fechamento dinâmico da válvula durante o ciclo cardíaco e o Volume de Vazamento (VV) que está associado com o vazamento através da válvula fechada durante o ciclo (Dellsperger et al, 1983; Yoganathan, 2004). A Figura 5 ilustra a curva de fluxo mostrando o fluxo anterógrado, o Volume de Fechamento e o Volume de Vazamento.
Figura 5 - Representação do volume de fechamento e vazamento.
Segundo Gabbay e Frater (1986) o Índice de Eficiência é dado pela seguinte fórmula:
100 (9)
Os testes hidrodinâmicos, assim como toda a produção e avaliações de qualidade das próteses de válvulas cardíacas, são regidos por normas internacionais.
4.1.2
Adequação á Norma Internacional
Atualmente, a norma que rege a produção, comercialização e utilização de implantes cardiovasculares é a ANSI/AAMI/ISO 5840, “Cardiovascular Implants – Cardiac Valve Prostheses” editada pela American National Standard (ISO, 5840:2005).
De acordo com essa norma, testes hidrodinâmicos devem ser realizados em pelo menos três próteses e mais uma de referência para cada tamanho de cada tipo de válvula a ser aplicada clinicamente. Os resultados devem ser compatíveis (menores ou iguais) com os valores mostrados na Tabela 1, retirada da norma em questão, em testes realizados com freqüência cardíaca simulada de 70 bpm e débito cardíaco simulado de 5,0 l/min.
Tabela 1 – Requisitos mínimos de performance hidrodinâmica
Posição Aórtica Mitral
Diâmetro Nominal (mm) 19 21 23 25 27 29 31 25 27 29 31 AEO (cm2) ≥ 0,70 ≥ 0,85 ≥ 1,00 ≥ 1,20 ≥ 1,40 ≥ 1,60 ≥ 1,80 ≥ 1,20 ≥ 1,40 ≥ 1,60 ≥ 1,80 Fração de Regurgitação (%) ≤ 10 ≤ 10 ≤ 10 ≤ 15 ≤ 15 ≤ 20 ≤ 20 ≤ 15 ≤ 15 ≤ 20 ≤ 20
Os testes devem ser realizados em sistemas duplicadores de pulso cujas especificações devem estar de acordo com aquelas mostradas na norma. Os equipamentos utilizados para aferição da pressão devem ter uma precisão mínima de 2 mmHg. As medidas devem ser realizadas para pelo menos 10 ciclos de batimento e devem ser apresentados, a média e, o desvio padrão de cada uma delas. Deve também ser especificado o fluido utilizado no teste, quanto à composição química, temperatura, densidade e viscosidade.
Ainda conforme a norma AAMI 5840, o relatório dos testes hidrodinâmicos deve conter as seguintes informações:
• Débito cardíaco
• Freqüência de batimentos
• Volume de ejeção • Fluxo médio e RMS
• Diferença de pressão média • Área de orifício efetiva
• Volume regurgitante, volume de fechamento e volume de vazamento, expressos em ml e % do volume de ejeção
Capítulo 5
O Duplicador de Pulsos
O Sistema Duplicador de Pulsos utilizado no presente trabalho é o “The Shelhigh Pulse Duplicator” fabricado pela SHELHIGH INC. em 1992. Este sistema foi desenvolvido para possibilitar a realização de testes hidrodinâmicos, bem como a visualização do comportamento das próteses valvares cardíacas durante tais testes.
É composto, basicamente, por partes mecânicas, transdutores, sistema de aquisição de dados e software de interpretação e apresentação dos resultados. O principal objetivo deste sistema é simular o comportamento hidráulico do “coração esquerdo”, sendo descrito como um circuito fechado simulando apenas a parte esquerda do coração.
Fisiologicamente, a parte esquerda do coração está submetida a maiores variações de pressão, pois é responsável pela geração do fluxo sanguíneo em toda grande circulação ou circulação sistêmica. Em contrapartida a parte direita do coração está normalmente submetida a menores variações de pressão, uma vez que ela é responsável por gerar fluxo em um circuito comparativamente menor que a circulação sistêmica, a circulação pulmonar. A grande variação de pressão no coração esquerdo é um dos fatores responsável pelo maior número de patologias cardíacas e principalmente valvares ocorridas na porção esquerda do coração. Por este motivo, sistemas cujo objetivo final é permitir a realização de estudos de valvopatias simulam, em sua grande maioria, o coração esquerdo.
A Figura 6 representa esquematicamente o sistema. Primeiramente o fluido contido no circuito fechado é bombeado, de forma pulsátil, pela bomba ventricular e, a partir daí, passa a circular. As válvulas – mitral e aórtica – são posicionadas, conforme mostrado no esquema, nos
suportes fixados ao sistema. Elas impedem que o fluido se desloque em ambos os sentidos. As pontas de prova do fluxômetro são colocadas após cada válvula, permitindo que o fluxo seja aferido por elas. A aorta é representada por um tubo de acrílico e as resistências, aórtica e periférica, por mangueiras passíveis de estenose, que a ligam à câmara de complacência e esta ao reservatório pré-atrial. O reservatório pré-atrial é ligado ao átrio esquerdo através de uma mangueira semelhante à das resistências. As flechas cinza mostram o sentido da circulação do fluido. As partes destacadas pelos retângulos tracejados mostram o átrio esquerdo e o ventrículo esquerdo.
Figura 6 - Representação esquemática do sistema duplicador de pulsos. Retângulos tracejados representam o ventrículo e o átrio esquerdo, as flechas cinza mostram a direção do fluxo
5.1
Partes Mecânicas
A câmara de maior volume é composta por uma caixa de acrílico. Esta caixa é dividida em duas partes separadas por uma estrutura do mesmo material, em forma de “L” e devidamente posicionada, onde se localiza a válvula mitral. A primeira parte consiste na câmara atrial de baixa pressão. A pressão nesta câmara é dada pela altura da solução contida em seu interior, computada a partir da linha do meio da válvula. Por exemplo, treze centímetros de água são equivalentes a 10 mmHg. A segunda parte desta câmara representa a primeira parte da câmara ventricular sujeita a altas pressões. As medidas de pressão são realizadas através das portas contidas nas câmaras. Estas portas são furos alinhados entre si e com a válvula, onde é conectado o transdutor de pressão.
A câmara ventricular é composta pela ponta de prova do Fluxômetro e ligada a uma extremidade de outra câmara acrílica quadrada. Na outra extremidade desta câmara fica a válvula aórtica e na sua porção inferior existe uma conexão com um tubo de acrílico. Este tubo é ligado a um fole e conectado a um pistão que é ligado a um motor de eixo excêntrico.
A câmara aórtica é formada por duas peças quadradas de acrílico. Na primeira se localiza um suporte onde é colocada a válvula. A segunda se conecta, formando um ângulo de 90 graus, a uma segunda ponta de prova do fluxômetro, cujas dimensões são equivalentes à primeira. A ponta de prova, por sua vez, é conectada a um tubo. Este tubo está sujeito a estenose, realizada por um grampo regulável, colocado ao seu redor.
O tubo que sai da câmara aórtica se conecta a câmara de complacência. Esta câmara é um cilindro de acrílico, contendo ar e solução, com uma torneira que permite regular a quantidade de ar e solução contida nele.
complacência ao reservatório pré-atrial. Ao redor de tal tubo também existe um grampo, cuja regulagem permite controlar a resistência periférica. O reservatório pré-atrial é um cilindro semelhante à câmara de complacência, porém aberto em uma extremidade.
A Figura 7 mostra um desenho de todo o sistema e a Figura 8 uma foto.
Figura 8 – Foto do sistema Duplicador de Pulsos.
O sistema utilizado para realizar o bombeamento do fluido ao longo do circuito é uma associação de um motor elétrico com um pistão. Este pistão é ligado a um eixo excêntrico e conectado a um fole que faz parte da câmara ventricular e está diretamente ligado ao circuito. O motor utilizado é um motor DC de ¼ de HP.
5.1.1
Ajustes Mecânicos
O sistema duplicador de pulsos utilizado nos testes de desempenho hidrodinâmico deve ser capaz de possibilitar que ajustes sejam realizados de forma a simular diferentes condições e variáveis fisiológicas reais.
Ajustes feitos no sistema de bombeamento do fluido permitem regular o volume de ejeção simulado, podendo variar de 0 a 110 ml e a freqüência cardíaca variando de 0 a 170 bpm. Desta forma, o débito cardíaco simulado pode ser controlado ajustando estes dois parâmetros, assim o sistema é capaz de realizar testes simulando débitos cardíacos de até 12 l/min.
amplitude de movimento vertical do pistão e, conseqüentemente, a quantidade de fluido bombeada por rotação, alterando assim o volume de ejeção. Um potenciômetro permite regular a velocidade de rotação do motor proporcionando, assim, ajustes para o número de batimentos cardíacos simulados, uma vez que uma rotação do motor representa um batimento.
Também é possível realizar ajustes que permitem variar as resistências, periférica e aórtica. Essas variáveis são controladas por grampos que submetem as mangueiras, que representam parte da aorta e parte da circulação sistêmica, a estenose. Estes grampos são regulados por parafusos que são apertados manualmente e dessa maneira causam uma variação na área interna das mangueiras. A quantificação da variação das resistências é feita a partir da medida em porcentagem da área interna relacionada com o número de voltas dado no parafuso do grampo. A Tabela 2 apresenta as relações de resistências, aórtica e periférica, de modo que a coluna “Resistência” é calculada baseada na proporcionalidade apresentada na equação (1). A primeira coluna desta tabela mostra o número de voltas do grampo de estenose. A primeira linha representa a mangueira livre do grampo, o que é diferente de quando o número de voltas é igual a zero, uma vez que mesmo nesta condição o grampo ainda exerce estenose sobre ela.
Tabela 2 – Relações de resistências aórtica e periférica
Número de Área Resistência
voltas (mm2) (%) (proporcional) (%) (%) Sem grampo 17,23 100 0,34 100 0 0 12,17 72 0,68 50 50 1 10,66 63 0,88 38 62 2 9,15 54 1,19 28 72 3 7,64 45 1,71 20 80 4 6,13 36 2,66 13 87 5 4,62 27 4,69 7 93 6 3,11 18 10,36 3 97 7 1,60 9 39,27 1 99
Além dos ajustes citados acima, também são realizados ajustes na complacência do sistema. Tal parâmetro é variado alterando-se a proporção de solução e de ar existentes na câmara de complacência. O ar é um fluido compressível, portanto quanto maior o volume de ar contido na câmara, maior a complacência do sistema. A quantificação da variação da complacência foi feita em porcentagem de volume de ar contido na câmara. Porém, como a área da base da câmara é constante, essa variação foi relacionada diretamente com a altura do nível de solução contido.
Devido à variedade de possibilidades de ajustes no sistema é possível realizar testes em várias condições fisiológicas.
5.2
Transdutores
5.2.1
Transdutor de Fluxo
Fluxo é definido como sendo o volume de um fluido que passa por uma dada secção transversal em um dado período de tempo. Existem várias maneiras de aferir fluxo e pressão e para isso são utilizados diferentes tipos de transdutores. A maior parte dos sistemas de medida de fluxo utiliza a velocidade de escoamento ou energia cinética do fluido e a área de secção transversal. A velocidade de escoamento depende da pressão diferencial que força a passagem do fluido pela tubulação. Muitas vezes a secção transversal é conhecida e constante, assim o fluxo pode ser aferido segundo a relação:
Î (10)
fluido.
O fluxo é afetado diretamente pela viscosidade e pela densidade do fluido. O atrito entre o fluido e as paredes do vaso também o alteram.
O fluxômetro eletromagnético é um equipamento com um transdutor de fluxo muito utilizado atualmente para fazer a monitoração de fluxo sangüíneo in-vivo e in-vitro. Este equipamento mede o fluxo instantâneo em um vaso qualquer. Seu funcionamento é baseado na lei de indução de Faraday. Segundo esta lei, se um condutor se move dentro de um campo magnético uniforme, uma força eletromotriz proporcional à sua velocidade é gerada. A monitoração desta força pode ser realizada através de uma medida de tensão e resulta na monitoração do fluxo. Essa técnica proporciona um instrumento de alta sensibilidade e resposta em freqüência adequada para aplicações biomédicas, sem influenciar significativamente o fluxo. A ponta de prova contém um eletromagneto que produz um campo magnético através do vaso no qual se deseja monitorar o fluxo. Nela também estão contidos os eletrodos que medem a tensão induzida gerada pela passagem do fluido condutor por esse campo, conforme mostrado na Figura 9. A tensão induzida, a velocidade do fluxo e a direção do campo magnético são perpendiculares entre si. Dessa maneira, variações no fluxo geram variações na tensão induzida e isto permite monitorar e gerar uma onda de fluxo praticamente em tempo real.
Figura 9 – Desenho esquemático do funcionamento do fluxômetro eletromagnético. A passagem de um fluido condutor pelo campo magnético gerado pela bobina de excitação induz uma força
eletromotriz, captada pelos eletrodos A e B.
5.2.2
Transdutor de Pressão
As medidas de pressão são feitas por transdutores de pressão absoluta, que medem a pressão em um único ponto ou por transdutores diferenciais, que medem pressões relativas entre dois pontos.
Um tipo de transdutor de pressão diferencial é o LRVT (Linear Reluctance Variable Transducer). O funcionamento desse transdutor é baseado na variação da relutância magnética de um diafragma metálico. Este transdutor consiste de um diafragma situado entre duas bobinas que envolvem a parte central de um núcleo ferromagnético em forma de E. Entre os núcleos e o diafragma existe um espaço (gap) que é preenchido pelo fluido cuja pressão se quer medir e ao qual o transdutor de pressão está conectado. A Figura 10 mostra um desenho esquemático deste transdutor.
Figura 10 – Desenho esquemático do transdutor de pressão diferencial LRVT Validyne dp-15.
Ao passar uma corrente alternada pelas bobinas gera-se um fluxo magnético cujas linhas de fluxo passam pelos núcleos, pelo gap e pelo diafragma retornando, através do gap, para os núcleos, fechando o seu caminho. O caminho percorrido pelas linhas de fluxo é conhecido por relutância magnética.
Quando a pressão em um lado do transdutor é maior do que a do outro lado, ocorre uma pequena deformação do diafragma, o que causa uma alteração no gap, aumentando-o do lado em que a pressão é maior e diminuindo-o do outro, conforme mostrado na Figura 11. Conseqüentemente tem-se uma alteração na relutância magnética. As bobinas são ligadas em oposição de fase e, dessa maneira, quando a pressão em ambos os lados do transdutor é diferente, a tensão nas bobinas se altera e pode ser lido um sinal de resposta proporcional à diferença de pressão.
Figura 11 – Desenho esquemático do funcionamento do transdutor de pressão diferencial LRVT Validyne dp-15 quando fora do equilíbrio.
