O implante valvar percutâneo (Transcatheter Aortic Valve Implantation - TAVI) foi apresentado por Cribier et al.1 como uma alternativa para o tratamento de indivíduos com estenose aórtica grave e alto risco cirúrgico. Com o desenvolvimento de novos sistemas de implante percutâneo, tem havido uma tendência mundial para o uso da TAVI em pacientes com risco cirúrgico intermediário.2^-4 Devido à natureza do procedimento de implante, é esperada uma variabilidade do posicionamento da prótese.5 Além disso, calcificações excêntricas presentes no ânulo aórtico podem influenciar a orientação final da prótese. O posicionamento da válvula definirá a posição espacial do seu orifício efetivo em relação ao ânulo aórtico e determinará a possibilidade de geração de fluxo excêntrico no lúmen vascular.6

Diversos estudos já demonstraram que as características anatômicas da raiz da aorta irão influenciar o fluxo sanguíneo no segmento ascendente.7 As modificações no padrão de fluxo após a TAVI também representam um importante aspecto que ainda não foi estudado em detalhes.5 Evidências na literatura sugerem que o fluxo sanguíneo excêntrico está relacionado ao processo de remodelamento aórtico, tais como dilatação e formações aneurismáticas.8^-10

Simulações in vitro que preservam a anatomia da aorta (paciente-específico) podem contribuir para uma melhor compreensão das alterações de fluxo produzidas por modificações na angulação do orifício efetivo. Contrariamente aos estudos in vivo, simulações in vitro permitem um controle adequado da geometria de fluxo e condições de contorno, o que possibilita uma avaliação sistemática da resposta do fluxo às variações de posicionamento da válvula.

Até o momento, apenas um estudo11 utilizando ressonância magnética sensível ao fluxo - 4D Flow,12 reproduziu a anatomia da aorta de um paciente e avaliou as alterações de fluxo produzidas por modificações na inclinação do orifício efetivo. O objetivo do presente trabalho foi implementar uma simulação in vitro do fluxo sanguíneo para caracterização do padrão hidrodinâmico associado a pequenas variações na inclinação do orifício efetivo.

Estudo descritivo de simulação in vitro do fluxo sanguíneo em modelo aórtico tridimensional (3D). Para tal propósito, um fantoma vascular foi construído a partir da angiotomografia de aorta de um paciente que foi submetido a TAVI. O presente trabalho foi aprovado pelo Comitê de Ética em Pesquisa da instituição participante. O paciente do estudo foi um homem de 77 anos, portador de estenose aórtica grave de etiologia degenerativa, apresentando disfunção ventricular leve e classe funcional III (New York Heart Association).

A angiotomografia de aorta foi realizada em um tomógrafo Somatom Sensation 64 canais (Siemens, Alemanha). Foram selecionados cortes tomográficos que contemplavam desde o ânulo aórtico até o segmento distal da aorta torácica. As imagens DICOM foram transferidas ao software Mimics (Materialise, Bélgica) para implementar a segmentação da região aórtica de interesse. Após o processo de segmentação, o arquivo digital foi exportado no formato. STL (stereolithography) para realização da impressão 3D, com o equipamento Stratasys Fortus 400 mc Systems (Stratasys, EUA), utilizando o material termoplástico ABS-M30 Affordable FDM (Stratasys, EUA). O modelo 3D foi impresso em escala real e suas dimensões confirmadas através das medidas adquiridas pela angiotomografia de aorta (Figura 1).

Figura 1

O modelo aórtico 3D foi utilizado para construção de um fantoma de silicone, através do qual a simulação in vitro do fluxo sanguíneo foi implementada. O modelo 3D foi posicionado em um reservatório retangular, constituído por placas de acrílico. O elastômero de silicone, em estado líquido, foi adicionado a este reservatório, envolvendo o modelo aórtico. Após 24 horas, o elastômero de silicone já se encontrava em estado sólido, permitindo o processo de retirada do modelo 3D do seu interior. Um corte longitudinal foi feito nas paredes laterais do bloco de elastômero, com o objetivo de permitir sua separação em duas metades. Após essa manobra, o modelo aórtico 3D foi removido do interior do fantoma de silicone. As duas metades do conjunto foram reconectadas. A fim de manter o alinhamento correto e preservar a anatomia original da aorta, cinco tirantes metálicos, que atravessaram todo o conjunto, foram utilizados para guiar a remontagem do fantoma. Após as duas metades do fantoma terem sido unidas, conectores do circuito hidráulico permitiram que a solução de teste fluísse para dentro do modelo de silicone.

O elastômero de silicone, Sylgard 184 (Dow Corning, EUA), foi selecionado devido às suas propriedades ópticas, uma vez que uma técnica de imagem com utilização de laser foi empregada para medição dos padrões de fluxo. Esse silicone possui um índice de refração (n = 1.417) próximo ao da solução de teste escolhida para os ensaios, uma mistura aquosa de glicerina (60%, glicerina, n = 1.420).13 A solução de teste escoava em circuito fechado pela instalação hidráulica, impulsionada por uma bomba de volume constante, NEMO 4501140 (NETZSCH da BRASIL, Brasil). A taxa de fluxo foi ajustada controlando a frequência de rotação da bomba, utilizando um inversor de frequência CFW 08 (WEG, Brasil).

O fluxo foi direcionado para o fantoma aórtico, com seu influxo no lúmen vascular ocorrendo na posição equivalente ao ânulo aórtico. Nesse ponto, um bocal foi conectado ao fantoma, representando a prótese aórtica com a abertura completa de seus folhetos. A área interna deste bocal era de 1,5 cm², baseado no orifício efetivo da prótese do paciente, obtido por meio de um exame ecocardiográfico transtorácico. O fantoma aórtico possuía os seguintes pontos de saída de fluxo: tronco braquiocefálico, artéria carótida comum esquerda, artéria subclávia esquerda e aorta torácica.

A técnica de Velocimetria por Imagens de Partícula (Particle Image Velocimetry, PIV) foi escolhida para a análise de fluxo.14 As partículas que serviam como traçadores do fluxo eram constituídas por esferas de vidro ocas revestidas de prata, de aproximadamente 13 µm de diâmetro, e foram adicionadas à solução de água-glicerina. Como fonte de iluminação, utilizou-se um laser de dupla cavidade (BIG SKY Nd: YAG, 120 mJ, Quantel, EUA), gerando um plano de luz com espessura de aproximadamente 0,5 mm. A câmara digital (PIVCAM 10-30, TSI, EUA) capturava imagens sincronizadas das partículas na região compreendida entre o ânulo aórtico e o segmento médio ascendente. Para cada estado hidrodinâmico implementado, foram capturadas 3000 imagens das partículas, produzindo 1500 campos instantâneos de velocidade. Os campos médios de velocidade e taxa de cisalhamento foram calculados a partir desses campos instantâneos. O processo de correlação cruzada foi utilizado para determinar o deslocamento das partículas traçadoras, através do software INSIGHT 3G (TSI, EUA). Cada vetor velocidade era obtido para uma área de 32 x 32 pixels na imagem, correspondendo a uma resolução de medição de 2 x 2 mm no fluxo real.14

A técnica PIV produziu campos bidimensionais de velocidade. Para caracterização 3D do fluxo na aorta, as medidas foram realizadas em quatro diferentes planos. O plano de medição central foi posicionado de modo a coincidir com a linha de centro do orifício efetivo, atravessando o óstio coronariano direito e contemplando o fluxo principal no interior do fantoma aórtico. Além desse, as medições de velocidade foram realizadas em três outros planos, distando 4 mm entre si. Dois desses planos foram posicionados em direção à região dorsal e um em direção à região ventral.

Devido à rápida aceleração do fluxo sanguíneo no início da sístole ventricular, foi formulada a hipótese de que mudanças significativas no estresse de cisalhamento ocorrem durante esse período.15 Desse modo, o presente estudo foi projetado para caracterização do fluxo no terço inicial da sístole ventricular. Para esse fim, foram utilizados os seguintes valores de fluxo contínuo: 0,8; 1,6; 2,6; 3,3; 4,0 e 5,3 litros por minuto (l/min). Considerando as propriedades da solução de teste e o diâmetro interno do orifício efetivo, os números de Reynolds correspondentes a cada nível de fluxo foram, respectivamente, 195, 390, 630, 800, 970 e 1285.

A variação da inclinação do orifício efetivo foi possível graças à construção de um mecanismo chamado fuso de inclinação, constituído por uma haste roscada acoplada a um micrômetro de 0-25 mm (Mitutoyo, Japão). Em uma das extremidades dessa haste, uma junta permitia o acoplamento do fuso de inclinação ao bocal de entrada que estava conectado ao fantoma aórtico. Ao impor um movimento de translação no fuso de inclinação, era obtida uma alteração na inclinação do orifício efetivo. Para as vazões de fluxo de 2,6 e 3,3 l/min, os seguintes ângulos de inclinação foram implementados: -4º, -2º, 0º, +1º, +3º e +5º. O ângulo zero de inclinação correspondia à coincidência da linha de centro do orifício efetivo com a linha de centro do ânulo aórtico. Os ângulos com valores negativos inclinavam o fluxo principal em direçãoao óstio coronariano direito. Por outro lado, ângulos com valores positivos direcionaram o fluxo principal para a parede posterior (Figura 2).

Figura 2

Os resultados da análise de fluxo entre o ânulo aórtico e o segmento médio ascendente serão agora apresentados. A Figura 3 foi preparada para auxiliar na interpretação dos resultados. Uma vez que o software utilizado para implementação da técnica PIV não fornece informações sobre os limites físicos que limitam o fluxo, uma imagem do modelo vascular foi sobreposta em um campo de velocidade típico. As legendas na Figura 3 indicam as estruturas anatômicas na vizinhança da área de fluxo no fantoma aórtico.

Figura 3

A apresentação dos resultados que se seguem abrangerá os campos de velocidades e taxa de cisalhamento para os quatro planos de medição descritos. Para cada plano, os resultados são apresentados para seis valores de vazão de fluxo, variando de 0,8 a 5,3 l/min. Subsequentemente, para o plano central, os resultados irão explorar o efeito da variação do ângulo de inclinação do orifício efetivo.

No presente estudo, foi realizada uma simulação in vitro para caracterização do padrão hidrodinâmico do fluxo sanguíneo durante a sístole ventricular em um modelo aórtico 3D, representativo da anatomia de um paciente submetido a TAVI. Além disso, foram identificadas as alterações de fluxo através do campo de velocidade e taxa de cisalhamento devido à variação de seis ângulos de inclinação do orifício efetivo.

A otimização do implante da prótese percutânea, além do seu posicionamento de acordo com o padrão de fluxo nativo do paciente, pode ser um meio de garantir seu melhor desempenho após a TAVI.16^,17 A geração de um fluxo sanguíneo com um padrão hemodinâmico mais próximo ao fisiológico pode ter um impacto benéfico na sobrevivência dos pacientes.18^,19

A análise qualitativa do campo de velocidade e da taxa de cisalhamento para cada plano analisado no presente estudo revela claramente a natureza 3D do fluxo no interior do modelo aórtico. Esses dados destacam a importância de empregar modelos realistas da geometria da aorta e as limitações de estudos in vitro que representam a aorta utilizando modelos circulares e axissimétricos.5

Groves et al.5 estudaram o efeito das variações do posicionamento axial da prótese percutânea. Como representação da aorta, utilizou um tubo circular de acrílico com 30 mm de diâmetro interno. Para a vazão de 4 l/min, apenas o posicionamento a 5 mm abaixo do ânulo aórtico resultou em baixos valores de cisalhamento, além de uma distribuição simétrica.5 No presente estudo, o orifício efetivo permaneceu posicionado a menos de 5 mm do ânulo aórtico. No entanto, como nosso modelo preservou a anatomia da aorta, os resultados diferiram sobre os planos avaliados, não sendo axissimétricos como no estudo de Groves et al.5

Groves et al.5 e Wilton e Jahangiri20 consideram a hipótese de que o cisalhamento elevado, além de sua distribuição assimétrica, estaria relacionado à dilatação aórtica e maior chance de dissecção.5^,10^,20^,21 Com base nessa hipótese, seria desejável otimizar o posicionamento axial e a inclinação do orifício efetivo, de modo que seriam obtidas distribuições de tensão de cisalhamento simétricas e de baixa magnitude. Nesse contexto, um posicionamento axial a menos de 5 mm do ânulo aórtico, associado a ângulos de inclinação positivos, seriam os valores sugeridos nesse caso particular. Groves et al.5 também reiteram que altos níveis de tensão de cisalhamento, a jusante da prótese, poderiam contribuir para a redução da sua durabilidade, devido ao maior estresse mecânico, o que enfatiza a importância da otimização do posicionamento da prótese.

Trauzeddel et al.7 avaliaram os padrões de fluxo sanguíneo na aorta ascendente dos pacientes após TAVI, comparando-os com aqueles de pacientes submetidos a troca valvar aórtica convencional (TVAo) e de indivíduos saudáveis. Esse estudo mostrou que tanto a TAVI quanto a TVAo resultaram em valores máximos de cisalhamento na parede anterior direita, enquanto valores mínimos foram encontrados na parede posterior esquerda. Os indivíduos saudáveis, entretanto, exibiram um fluxo fisiológico centralizado e uma distribuição simétrica de tensões de cisalhamento ao longo da circunferência aórtica.7 A distribuição do cisalhamento máximo na parede anterior de pacientes submetidos a TAVI e TVAo coincide com os resultados de simulação in vitro do presente estudo para as inclinações negativas do orifício efetivo. No modelo experimental, foi possível modificar essa inclinação em busca de uma configuração que produzisse um padrão de fluxo centralizado. Como os resultados apresentados indicam, uma diminuição da ação do cisalhamento na parede anterior foi obtida através de pequenas inclinações positivas. Por exemplo, no ângulo de +3°, a região que exibe os valores máximos de cisalhamento permaneceu confinada à porção central do fantoma aórtico. Quando a inclinação foi aumentada para +5°, a região de máximo cisalhamento aproximou-se da parede posterolateral.

A presente análise foi limitada aos achados da anatomia de um paciente. No entanto, esta simulação representou uma anatomia real e 3D, promovendo uma avanço significativo em relação aos modelos circulares e axissimétrico utilizados nos estudos anteriores.5^,6

Na presente pesquisa, apenas o terço inicial da sístole ventricular foi representado. No entanto, sabe-se que durante a sístole ocorre a maior prevalência de valores de cisalhamento elevado na aorta ascendente. Além disso, como esse período do ciclo cardíaco é caracterizado por mudanças abruptas dos valores de velocidade, consequentemente, também é esperada uma variação rápida nos valores de cisalhamento.15 Além disso, neste estudo, um segmento de um fluxo pulsátil, mais precisamente, o terço inicial da sístole ventricular, foi representado por seis diferentes níveis de fluxo contínuo. Através dessa abordagem, é possível que algumas estruturas de fluxo secundário não tenham sido capturadas. No entanto, na ciência cardiovascular, é comum modelar os vários estágios de um fluxo pulsátil, por uma sequência crescente de valores de fluxo contínuo.11^,22

Com base nesses achados, podem ser propostos novos projetos de próteses, com a capacidade de alteração da inclinação de seu orifício efetivo, possibilitando a geração de um fluxo centralizado na aorta ascendente, mimetizando um padrão hemodinâmico fisiológico.

O presente estudo evidenciou o caráter 3D do padrão de fluxo no interior do fantoma vascular, além de identificar uma faixa de valores otimizados para o ângulo de inclinação do orifício efetivo. Para pequenas inclinações positivas, foi obtido um fluxo fisiológico centralizado no segmento aórtico médio ascendente, eliminando os altos valores de tensão mecânica da parede anterior, que prevaleceram para as orientações negativas do orifício efetivo (-4° e -2°). Nos posicionamentos com inclinações positivas, as regiões que apresentaram níveis elevados de cisalhamento foram mantidas próximas à linha de centro do fantoma vascular.