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Monografía

El ovillo de Ariadna: el acoplamiento ventrículo-arterial en la práctica clínica

María Teresa Politi

Revista del Consejo Argentino de Residentes de Cardiología 2015;(128):0024-0039 


El acoplamiento ventrículo-arterial se define como la relación entre la elastancia arterial y la elastancia ventricular. Esta relación fue propuesta inicialmente como un método para evaluar la eficiencia mecánica del sistema cardiovascular y la interacción entre el rendimiento cardíaco y la función vascular. Se ha demostrado de manera consistente que la elastancia ventrículo-arterial es una medida confiable y efectiva de rendimiento cardiovascular. De este modo, el acoplamiento ventrículo-arterial es un índice efectivo del rendimiento mecánico del ventrículo izquierdo y de la modulación dinámica del sistema cardiovascular. Adicionalmente, el acoplamiento ventrículo-arterial es un reflejo de la eficiencia energética cardíaca, es decir, del balance entre el consumo miocárdico de oxígeno y la energía externa invertida en realizar ese trabajo. Dicho rendimiento cardíaco pareciera ser óptimo cuando el corazón y el sistema vascular se encuentran acoplados, es decir, cuando la entrega de energía mecánica entre un sistema y otro es máxima. Se ha evaluado el rol diagnóstico y pronóstico del acoplamiento ventrículo-arterial en diversos escenarios de la patología cardiovascular. Dicho modelo podría ofrecer una explicación fisiopatológica para la IC-FEc. También podría ser un marcador pronóstico de la IC-FEr. 


Palabras clave: acoplamiento ventrículo arterial, elastancia arterial, elastancia ventricular,

Arterioventricular coupling is defined as the relationship between arterial elastance and ventricular elastance. This relationship was first proposed as a method for evaluating the mechanical efficiency of the cardiovascular system and the interaction between cardiac output and vascular function. It has been consistently demonstrated that ventricular-arterial elastance is a reliable and effective measure of cardiovascular performance. Thus, the ventricular-arterial coupling is an effective index of left ventricular mechanical performance and dynamic modulation of the cardiovascular system. Additionally, the ventricular-arterial coupling is a reflection of cardiac energy efficiency, i.e. the balance between myocardial oxygen consumption and external energy invested in making this work. Such cardiac output seems to be optimal when the heart and vascular system are coupled, i.e., when delivering mechanical energy from one system to another is maximum. We evaluated the diagnostic and prognostic role of ventricular-arterial coupling in various stages of cardiovascular disease. This model could provide a pathophysiological explanation for the HF-PEF. It could also be a prognostic marker of HF-REF.


Keywords: arterioventricular coupling, arterial elastance, end-systolic elastance,


Los autores declaran no poseer conflictos de intereses. Monografia ganadora, Congreso CONAREC XXXIV - Mar del Plata 2014

Fuente de información Consejo Argentino de Residentes de Cardiología. Para solicitudes de reimpresión a Revista del CONAREC hacer click aquí.

Recibido 2014-12-02 | Aceptado 2015-02-15 | Publicado 2015-04-30

Tabla 1. Abreviaturas

Figura 1. Izquierda. Correlación del flujo sanguíneo aórtico (I(t)) y de la presión intraventric...

Figura 2. Bucles de presión-volumen instantáneos del ventrículo izquierdo canino aislado. Las fle...

Figura 3. A. Concepto del modelo arterial de Windkessel. B. Modelo didáctico del efecto de un frent...

Figura 4. A. La relación entre la presión de fin de sístole (Pes) y el volumen sistólico (VS) ex...

Figura 5. A. Bucle de presión volumen. El trabajo externo (EW) se corresponde con el área delimita...

Figura 6. Curva de sobrevida de Kaplan-Meier para mortalidad global, trasplante cardíaco o colocaci...

Figura 7. Utilizando los datos de la Tabla 2 de Ky et al. (Ky B, French B, Khan AM, et al. Ventricul...

Figura 9. A y B. Ángulo de twist (giro) del ventrículo izquierdo (A) y acoplamiento ventrículo ar...

Figura 10. Luego de 6 semanas de inducción experimental de hipertensión pulmonar (HTP), la presión...

INTRODUCCIÓN

 

“Hasta lo más simple se puede decir de manera difícil. Y es fácil.

Hasta lo más difícil se puede decir de manera simple. Pero es difícil.”

Soya

 

 

En la mitología griega, Ariadna era la hija de Minos, el rey de Creta que había invadido a Atenas. Minos tenía escondido en las profundidades de un laberinto al Minotauro, a quien había que alimentar cada año con siete varones jóvenes y siete doncellas atenienses, a cambio de la paz. Un año, Teseo −hijo de Egeo, el rey de Atenas− marchó voluntariamente con los jóvenes para matar al Minotauro y así liberar a su pueblo del tributo. Ariadna se enamoró perdidamente de Teseo a primera vista, de modo que decidió ayudarlo dándole un ovillo del hilo para que fuera desenrollando y pudiera servirle al regreso para indicar el camino de salida del laberinto tras matar al Minotauro.

En nuestra práctica cotidiana encontramos numerosas condiciones clínicas para las cuales no contamos con un tratamiento óptimo bien establecido, y otras tantas con una terapéutica “heredada”, de evidencia inconclusa, a las que nos hemos habituado. En nuestro accionar médico, avanzamos sumergidos en las tinieblas de preguntas aún sin respuestas. Pareciera que nos hemos adentrado en las profundidades del laberinto y que hemos perdido el camino de regreso.

Reiteradas veces nos hemos encontrado con la mención de la “alteración en el acoplamiento ventrículo-arterial” como explicación fisiopatológica de muchos trastornos de nuestra práctica diaria. Ahora bien, ¿qué significa exactamente esto? ¿Qué es el acoplamiento ventrículo-arterial? ¿Cuáles son las bases de este modelo? ¿Cómo fue concebido y llevado a la práctica clínica en humanos? ¿Cuáles son las patologías que dice explicar y cómo? Por último, ¿qué terapéuticas podrían ser comprendidas a través de este modelo? ¿Será este el ovillo de Ariadna que nos guiará a la salida, pudiendo reunir nuestra comprensión de la patología cardíaca en un modelo claro que nos ofrezca, al fin, respuestas? Es a estas preguntas a las que se dirige el siguiente trabajo.

MATERIALES Y MÉTODOS

 

La búsqueda bibliográfica fue realizada principalmente a partir de los motores de búsqueda de Pubmed y de Cochrane, utilizando como palabras claves: arterio-ventricular coupling, ventricular elastance, arterial elastance, pressure-volume loops, cardiac energetics, single-beat. Para la obtención de los textos completos se acudió a la biblioteca de la Sociedad Argentina de Cardiología y de la Facultad de Medicina de la Universidad de Buenos Aires. Luego de esta primera búsqueda se realizaron otras, basándose en el material encontrado.

Se delimitó la selección a artículos publicados entre 1969 y septiembre de 2014. Se prefirieron los artículos originales, tanto básicos como clínicos, y las revisiones sistemáticas. Entre los artículos tempranos de investigación básica, se priorizaron aquellos que ofrecieran un aporte significativo para la construcción del modelo de análisis de presión-volumen ventricular. Entre los artículos más recientes, se escogieron aquellos que mostraran la utilidad de la aplicación práctica del modelo de acoplamiento ventrículo-arterial en la cardiología clínica.

 

OBJETIVOS

 

La siguiente monografía encierra dos grandes objetivos materializados en dos partes. La primera es revisar los fundamentos teóricos del modelo de acoplamiento ventrículo-arterial y analizar la evolución del modelo desde sus orígenes hasta alcanzar aplicabilidad clínica en humanos. La segunda es explorar los escenarios de patología cardiovascular en los que el modelo podría ofrecer respuestas fisiopatológicas y clínicas, indagando en su rol en la cardiología actual.

 

DESARROLLO

 

PARTE I: BASES DEL MODELO DE ACOPLAMIENTO

VENTRÍCULO-ARTERIAL

 

A. DESARROLLO DEL MODELO CON MÉTODOS INVASIVOS

EN ANIMALES Y HUMANOS

La primera caracterización de la mecánica ventricular a partir de un análisis de las relaciones de presión y volumen del ventrículo izquierdo fue dada por el médico fisiólogo alemán Otto Frank en 18951.

El estudio de la relación presión-volumen intraventricular fue heredado por numerosos discípulos, entre ellos, el entonces joven médico japonés, Hiroyuki Suga, quien a fines de los años sesenta asentó las bases del modelo de acoplamiento ventrículo-arterial.

El acoplamiento ventrículo-arterial (Ea/Ees) se define como la relación entre la elastancia arterial (Ea) y la elastancia ventricular de fin de sístole (Ees). A modo general, puede comprenderse el concepto de elastancia (E) como la energía (valorada como presión) insumida en una deformación (variación de volumen). Esta relación Ea/Ees fue propuesta por Suga como indicador de la eficiencia mecánica del sistema cardiovascular, es decir, de la interacción entre el rendimiento cardíaco y la función vascular2,3.

1. ELASTANCIA VENTRICULAR DE FIN DE SÍSTOLE (Ees o Emax)

 

Modelo analítico de la mecánica cardíaca

Como punto de partida, Suga interpretó a la bomba ventricular como un modelo paramétrico lumped (o amortiguado), es decir, como un sistema en el que las variables dependientes son sólo una función del tiempo y en el que existen parámetros que caracterizan al sistema4. Este tipo de análisis se adecúa apropiadamente a las propiedades mecánicas ventriculares que son tiempo-dependientes y que varían cíclicamente, de manera tal que el período del ciclo cardíaco es el intervalo entre latidos. En el modelo de Suga las variables dependientes son la presión (P) y el volumen (V) instantáneo intraventricular, cuya relación se encuentra descripta por la elastancia (E) ventricular (es decir, el recíproco de la complacencia ventricular), siendo E=P/V. Dado que la presión y el volumen intraventricular son variables en función del tiempo, la elastancia también podría ser una función del tiempo5. Asumiendo una relación de linealidad entre presión y volumen, podría describirse la actividad de la bomba ventricular como:

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(Ec. 1)

siendo E(t) la elastancia ventricular en función del tiempo, P(t) la presión intraventricular en función del tiempo y V(t) el volumen intraventricular en función del tiempo. Para realizar los cálculos matemáticos, dicha ecuación se expresa como:

7526.png 

(Ec. 2)

donde I(t) es el flujo sanguíneo aórtico y V(0) es el volumen inicial o volumen de fin de diástole [siendo V(0)=V(t) a t=0]. Esta última variable a su vez se puede expresar como:

7552.png 

(Ec. 3)

donde ρ es el volumen residual fraccional (siendo ρ = volumen de fin de sístole / volumen de fin de diástole) y VS es el volumen sistólico [o la integral del flujo sanguíneo aórtico I(t) en un ciclo cardíaco]. Las ecuaciones 2 y 3 se pueden expresar conjuntamente como:

7576.png 

(Ec. 4)

La ecuación 4 es la resolución matemática que dará el fundamento teórico a los resultados experimentales descriptos a continuación.

 

Modelo experimental in vivo en corazones aislados de perros

En cada serie experimental se anestesiaron con fenobarbital 7-15 perros mestizos, realizándose una toracotomía transversal en el tercer espacio intercostal bajo presión positiva respiratoria artificial. Se colocó un catéter con un medidor electromagnético de flujo en la raíz aórtica. Otro catéter con un sensor de temperatura fue colocado a unos pocos centímetros distal a la válvula aórtica (por vía de la arteria carótida común o de la arteria mamaria interna). Un tercer catéter conectado a un manómetro para medir presión P(t) y a una jeringa para inyectar pequeños volúmenes de solución salina fría para realizar el método de termodilución, se colocó en el ventrículo izquierdo a través del ápice o por la orejuela de la aurícula izquierda. Asimismo, un cuarto catéter con balón se ubicó en la vena cava inferior, con acceso por la vena femoral derecha, para controlar el retorno venoso y, de este modo, el volumen de fin de diástole [V(0)]. Los corazones se encontraban aislados, es decir, separados de los nervios del sistema nervioso autónomo (por ejemplo, del ganglio estrellado y de los nervios vagales) y/o se administraron betabloqueantes para aislar al corazón de efectos autonómicos reflejos. Los valores de presión [P(t)], flujo sanguíneo aórtico [I(t)] y termodilución fueron asentados por un registro continuo. Los registros de termodilución se utilizaron para estimar el volumen residual fraccional (ρ). En las series experimentales en las que se modificaba la poscarga, la raíz aórtica era ocluida mecánicamente entre el medidor de flujo y la arteria braquiocefálica.

A partir de este modelo experimental, se estimaron las relaciones entre presión y volumen intraventricular en función del tiempo. La presión [P(t)] se midió con el catéter conectado al manómetro eléctrico. El volumen [V(t)] se midió de manera indirecta a través del registro del flujo sanguíneo aórtico [I(t)] con el medidor electromagnético de flujo y a partir de el volumen residual fraccional (ρ = volumen de fin de sístole / volumen de fin de diástole) estimado mediante el método de termodilución.

En una serie experimental5 se estudió la elastancia ventricular en función del tiempo [E(t)] para un amplio rango de valores de volumen de fin de diástole [V(0)], controlados por la oclusión de la vena cava. Se constató que a valores mayores de volumen de [V(0)], las amplitudes del flujo aórtico [I(t)] y de la presión intraventricular [P(t)] aumentaban considerablemente, si bien la tendencia de sus cursos temporales no se modificaba (Figura 1A). Asimismo, a valores mayores de V(0) se observó un menor volumen residual fraccional (ρ) (es decir, un volumen sistólico proporcionalmente más grande, como manifestación de la ley de Frank-Starling)1. Con estos datos se calculó la E(t) para un amplio rango de V(0), observándose que esta se mantenía inalterada (Figura 1D) y que describía una función relativamente estable con una gran pendiente creciente inicial, el valor máximo en la segunda mitad de la curva y luego una pendiente decreciente que era aún mayor que la pendiente inicial. De este modo, se concluyó que la E(t) se mantiene constante a pesar de cambios en las condiciones de precarga [expresada aquí V(0)].

En otra serie experimental6, se estudió la E(t) para un amplio rango de grados de oclusión de la aorta ascendente, manteniendo esta vez el volumen de fin de diástole [V(0)] constante mediante el catéter con balón colocado en la vena cava inferior. Los resultados mostraron que frente a grados crecientes de oclusión de la aorta ascendente, el volumen residual fraccional (ρ) y el valor máximo de presión [P(t)] aumentaban significativamente, mientras que el valor máximo de flujo sanguíneo [I(t)] se reducía (Figura 1B). Nuevamente se constató que la E(t) presentaba un curso temporal y una magnitud que se mantenían relativamente inalterados (Figura 1E). De este modo, era posible identificar un valor medio de elastancia pico (lo que años más tarde Suga llamaría “elastancia de fin de sístole”, Ees o Emax) y un valor medio de tiempo a la elastancia pico (que también años más tarde Suga bautizaría con el término de Tmax). Estos resultados permitieron arribar a la conclusión de que la E(t) puede considerarse una variable estable (y por ende, un parámetro) que es característica de la mecánica ventricular del corazón aislado de perro.

Una tercera serie experimental7 evaluó la E(t) bajo un estado inotrópico positivo (en el que el ganglio estrellado no se había aislado y la estimulación del mismo generaba el efecto inotrópico positivo). Los resultados se compararon con un estado de control (aislado del sistema autónomo) en el que se mantuvieron constantes el V(0) (mediante el catéter con balón en la vena cava inferior) y la poscarga (mediante la regulación del flujo a través de un cortocircuito arteriovenoso femoral). Los resultados indicaron que, bajo un estado inotrópico positivo, disminuía el volumen residual fraccional (ρ), aumentaba la presión del ventrículo izquierdo y disminuía la duración de la sístole (Figura 1C). Asimismo, bajo la estimulación del ganglio estrellado, la E(t) aumentaba su valor máximo (ulteriormente llamado Ees o Emax) y disminuía el tiempo necesario para alcanzar dicho valor (ulteriormente llamado Tmax), manteniendo relativamente estable la morfología de su curso temporal (Figura 1F). Estos estudios se realizaron a lo largo de un amplio rango de condiciones de precarga y poscarga, manteniendo las condiciones de carga constantes en cada experimento. También se evaluaron estos resultados para distintos valores de frecuencia cardíaca, controlada por marcapasos. Por este motivo, los cambios en la E(t) fueron considerados únicamente una manifestación del efecto inotrópico positivo inducido por la estimulación del ganglio estrellado. El autor concluyó que en la E(t) es un buen indicador hemodinámico del estado inotrópico del ventrículo izquierdo.

Estos tres trabajos tempranos de Suga realizados en la Universidad de Tokio entre 1969 y 1971 revolucionaron el análisis de las propiedades mecánicas de la contracción ventricular a partir de la relación instantánea entre presión y volumen intraventricular. Su gran aporte fue el de proponer un nuevo parámetro característico del rendimiento y de la función inotrópica ventricular izquierda que se mantiene constante a pesar de cambios en las condiciones de precarga y poscarga y que describe una función estable en relación al tiempo: E(t) 5-7.

Ya en los laboratorios de la Universidad de John Hopkins en Estados Unidos y bajo la dirección del Dr. Kiichi Sagawa, Suga repitió los experimentos in vitro en corazones caninos aislados, similares a los que había realizado en Tokio, pero esta vez utilizando instrumentos de medición más sofisticados y un modelo experimental ligeramente más complejo, en busca de mejorar la validez de sus resultados. En esta oportunidad, Suga volcó sus datos a gráficos de presión intraventricular instantánea en función del volumen intraventricular instantáneo (los llamados “bucles de presión-volumen”). Este tipo de representación gráfica sería clave para determinar los valores de los parámetros y las variables que más tarde caracterizarían a la función ventricular en el modelo de acoplamiento ventrículo-arterial.

Suga denominó “volumen de fin de sístole” (Ves) al punto correspondiente al ángulo superior izquierdo de cada uno de los bucles de presión-volumen. Mediante una curva rectilínea se unió el ángulo superior izquierdo de cada uno de los bucles de presión-volumen correspondientes a un mismo estado contráctil. Luego se realizó una extrapolación de estas líneas rectas al eje de las abscisas (Figura 2A). Se encontró que el punto de intersección de estas líneas rectas con el eje de las abscisas coincidía en un único valor mayor a cero y de manera prácticamente independiente del estado contráctil. Dicho punto se denominó volumen de corrección (Vd). Si se expresara la ecuación 1 primero incorporando el concepto de Vd y luego aplicado al caso particular del momento del ciclo cardíaco de fin de sístole, se obtendrían las siguientes ecuaciones:

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(Ec. 5)

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(Ec. 6)

donde Pes es la presión en fin de sístole, Ees (o Emax) es la elastancia máxima o relación presión-volumen máxima correspondiente al final de la sístole y Ves es el volumen de fin de sístole.

De este modo quedaría definida la curva de relación presión-volumen de fin de sístole (RPVFS) como un indicador de la función contráctil de manera independiente de las condiciones de carga. Clásicamente puede asumirse que la curva RPVFS describe una relación lineal y por ende se encuentra definida por una pendiente y una intersección con el eje. Si bien muchos trabajos hacen hincapié solamente en la pendiente, son necesarias tanto la pendiente (denominada la elastancia máxima Emax o elastancia de fin de sístole Ees) como la intersección con eje de las abscisas (es decir, el volumen de corrección Vd) para describir la contractilidad del ventrículo izquierdo.

Si uno volviera a los primeros gráficos de Suga realizados en la Universidad de Tokio, observaría que en los gráficos de elastancia en función del tiempo bajo distintos estados inotrópicos, el punto que más difiere entre ambas curvas es el valor pico de elastancia (correspondiente al valor de fin de sístole) (Figura 2F), lo que Suga en esta segunda etapa denominaría “Ees o Emax” y que se encuentra francamente aumentado al incrementar el estado inotrópico. Los trabajos tempranos de Suga también muestran que el tiempo necesario para alcanzar la Emax (llamado Tmax) se acorta notoriamente bajo un estado contráctil mayor. El resto de los puntos de las curvas de elastancia en función del tiempo [E(t)] mantienen una morfología general similar, a pesar de sus diferencias en altura y duración. Para comparar rigurosamente la forma básica de las curvas de E(t) bajo distintos estados de contractilidad, estas curvas fueron normalizadas de manera tal que la Emax y la Tmax adquirieran valores de unidad (Figura 2C). La Figura 2C pone de manifiesto que las curvas normalizadas de elastancia en función del tiempo [E(t)] obtenidas bajo diversas condiciones de carga y de frecuencia cardíaca y bajo distinto estado de contractilidad tienen la misma forma general.

A partir del análisis de similitudes, Suga concluyó que todas las curvas de elastancia en función del tiempo [E(t)] si son normalizadas con respecto a la Emax y a la Tmax se reducirían a una única curva de elastancia normalizada en función del tiempo normalizado [EN(tN)] con una única forma que resultaría independiente de las condiciones de carga, de la frecuencia cardíaca o del estado de contractilidad. De este modo, Emax y Tmax podrían ser considerados parámetros característicos de la curva de relación instantánea de presión-volumen, siendo independientes de las condiciones de carga, pero muy sensibles a cambios en el estado inotrópico.

La normalización de la curva de elastancia en función del tiempo [E(t)] y su caracterización a partir de los parámetros Emax y Tmax son las que más adelante abrirían la posibilidad de aplicar el modelo de acoplamiento ventrículo arterial a métodos no invasivos, tal como el ecocardiograma por el método de latido único.

 

3. ELASTANCIA ARTERIAL (Ea)

Con la descripción de las propiedades mecánicas del ventrículo izquierdo a partir de la relación instantánea entre presión y volumen intraventricular, surgiría la pregunta de si otros sistemas −por ejemplo, el árbol vascular arterial− también podrían describirse en términos de presión y volumen. Esto fue desarrollado a principios de los años ochenta por el equipo de Sagawa2, aplicando para este análisis el modelo de Windkessel. Se explicará brevemente de qué se trata este modelo, antes de proseguir con su aplicación al modelo de acoplamiento ventrículo-arterial.

Según citan Wetterer y Kenner8, fue Weber (Weber EH, 1827) el primero en proponer la comparación entre la elasticidad de las grandes arterias y la cámara de aire (en alemán, windkessel) de las mangueras utilizadas por los bomberos en el siglo XVIII (Figura 4A). Sin embargo, sería Otto Frank9 el primero en formular cuantitativamente y popularizar el modelo a fines del siglo XIX.

El modelo de windkessel se ha utilizado para explicar el significativo componente diastólico del flujo total a nivel de las grandes arterias elásticas, lo que resulta en gran medida de la alta complacencia de las paredes vasculares y de la expansión radial de los vasos durante la eyección ventricular, lo que les permite almacenar y entregar cíclicamente energía durante la aceleración y desaceleración del flujo. Podemos alcanzar una comprensión intuitiva de la contribución de este fenómeno a través del modelo didáctico explicado por Boron y Boulpaep (Figuras 3B y 3C)10.

Las Figuras 3B y 3C comparan dos ramas de un sistema hidráulico que son idénticas en términos de radio y longitud. Una rama es rígida y hecha de vidrio. La otra rama es elástica y hecha de goma. Ambas ramas terminan en una canilla, que ofrece una resistencia al flujo en la salida del circuito, que es analogable a la resistencia de las arteriolas. (Asumiremos que la resistencia de las canillas es mucho mayor que la de los caños, de manera tal que podremos ignorar los pequeños cambios en el diámetro del tubo de goma respecto a la resistencia total). Si aplicáramos una presión continua sobre ambas ramas, el flujo a través de ellas será continuo e idéntico (Figura 3B). Sin embargo, si se aplica la presión en pulsos de onda cuadrada, el flujo en ambas ramas será muy distinto (Figura 3C). El flujo por el tubo de vidrio instantáneamente aumenta hasta un valor máximo con el inicio de la onda de presión, y luego disminuye instantáneamente hasta cero cuando la onda de presión disminuye a cero. De este modo, en el tubo de vidrio, la curva del gráfico de flujo en función del tiempo remeda casi perfectamente a la de presión en función del tiempo, al aplicar una onda cuadrada de presión. En cambio, el perfil del flujo en el tubo de goma es muy diferente. Durante el intervalo de presión máxima, el tubo de goma se dilata gradualmente, almacenando un volumen de fluido. De este modo, el flujo asciende lentamente hasta alcanzar su valor máximo. Durante el intervalo del ciclo en el que la onda de presión disminuye a cero, el tubo de goma expandido entrega el volumen almacenado corriente-abajo, lo que resulta en un flujo anterógrado, a pesar de la ausencia de un frente de presión en el inicio del circuito. De este modo, el flujo promedio a la salida del tubo de goma es mayor que el del tubo de vidrio.

Este modelo didáctico de Boron y Boulpaep ilustra cómo la complacencia de un vaso puede convertir un flujo discontinuo en uno más continuo. De este modo, la aorta y los grandes vasos se comportarían como el tubo de goma de la Figura 3C. Las presiones oscilantes al inicio del circuito (entre cero y valores pico) representarían la presión ventricular. El mantenimiento del flujo durante la interrupción de la onda de presión sería equivalente al mantenimiento del flujo desde la aorta hacia los vasos periféricos durante la diástole, a pesar de estar cerrada la válvula aórtica. Este modelo es fácilmente trasladable al modelo arterial de windkessel, en el que se reemplaza el tubo de goma distensible por una cámara con aire compresible por encima del nivel líquido (Figura 3A). El efecto windkessel del sistema arterial mejoraría considerablemente la eficiencia de la bomba cardíaca, dado que permitiría que los vasos sean capaces de convertir un flujo fásico en un flujo más continuo.

El modelo clásico de windkessel de dos elementos describe hemodinámicamente al sistema arterial en términos de resistencia (R) y complacencia (C). La R vascular es descripta por la ley de Poiseuille como inversamente proporcional al radio vascular elevado a la cuarta potencia, localizándose en mayor medida a nivel de las arteriolas. La C vascular es determinada fundamentalmente por la elasticidad de las grandes arterias de conducción, principalmente la aorta. Estableciendo una analogía con los circuitos eléctricos, el modelo de windkessel de dos elementos se comporta como un circuito RC (resistor-capacitor) en el que estos dos elementos se encuentran conectados en serie. Este modelo predice que durante la diástole, cuando la válvula aórtica se encuentra cerrada, la caída de la presión diastólica (Pd) podría aproximarse a una función exponencial, cuyo tiempo característico se encontraría dado por el producto entre la resistencia periférica (R) y la complacencia arterial (C) (Figura 3E).

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(Ec. 7)

Con el desarrollo del medidor de flujo electromagnético en los años 1930-40, surgiría la posibilidad de medir directamente el flujo aórtico, volviéndose evidente que la relación entre presión y flujo durante la sístole era pobremente predicha por el modelo de windkessel clásico de dos elementos11. A la vez, el incipiente desarrollo de tecnología informática permitiría aplicar el análisis de Fourier (es decir, la representación de una función periódica a partir de funciones trigonométricas, tales como seno o coseno) a las ondas de presión y flujo. Estos avances harían posible el cálculo de la impedancia característica (Zc) de un circuito hidráulico, variable que se incorporaría al modelo de windkessel de tres elementos. Nuevamente estableciendo una analogía con un sistema eléctrico, podemos describir a la impedancia eléctrica como una medida del grado de oposición que ofrece un circuito ante el flujo de una corriente generada por una diferencia de voltaje, es decir, como un tipo de resistencia al flujo. La impedancia se describe en términos de magnitud y de fase (a diferencia de la resistencia, que se describe solamente en términos de magnitud), pudiendo comprenderse como una extensión del concepto de resistencia a circuitos de corriente alterna. En circuitos de corriente continua, no hay diferencia entre impedancia y resistencia (pudiendo interpretarse a esta última como una impedancia con ángulo de fase cero) (Figura 3D). El modelo de windkessel de tres elementos aproximaría mejor los datos experimentales de flujo y presión a nivel aórtico, si bien a costa de complejizar el modelo (Figura 3E). La caracterización del sistema arterial en términos de presión y volumen por el equipo de Sagawa2, se hizo justamente aplicando el modelo de windkessel de tres elementos. [Como comentario adicional, el modelo de windkessel de cuatro elementos introduce el concepto de inductor (L), cuya explicación excede los objetivos de esta revisión.]

La descripción del árbol vascular en términos de presión y volumen fue realizada por el equipo de Sagawa primero de manera teórica y luego experimentalmente2. Como partieron de un modelo de windkessel de tres elementos, idearon un circuito vascular conformado por la resistencia periférica (R), la complacencia arterial (C) y la impedancia característica (Zc), donde el flujo arterial medio (FAM) en relación con la presión arterial media (PAM) a lo largo de un ciclo cardíaco, podría expresarse como:

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(Ec. 8)

Dado que el FAM es equivalente al volumen sistólico (VS) dividido la duración promedio de un ciclo cardíaco (T) y que la presión arterial media (PAM) podría estimarse a partir del área total bajo la curva de presión (AT) a lo largo de un ciclo cardíaco (Figura 3F), dicha ecuación podría reescribirse como:

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(Ec. 9)

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(Ec. 10)

La estimación del área total bajo la curva de presión (AT) es relativamente sencilla si es valorada a partir de las áreas correspondientes a la fase sistólica (As) y diastólica (Ad) (tal que AT=As+Ad):

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(Ec. 11)

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(Ec. 12)

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(Ec. 13)

Siendo Ps la presión sistólica, ts el tiempo sistólico, td el tiempo diastólico y RC el tiempo característico (resistor-capacitor). (Nótese la similitud entre la ecuación 12 y la ecuación 7, siendo que ambas describen la caída exponencial de la presión aórtica durante la fase diastólica). De este modo, la buscada descripción del sistema arterial en términos de presión y volumen se consigue fácilmente uniendo las ecuaciones 10 y 13 y reordenando los términos hasta arribar a la siguiente expresión matemática:

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(Ec. 14)

Esta ecuación establece que la presión sistólica aumenta linealmente con el volumen sistólico si los parámetros vasculares impedancia (Zc), resistencia (R) y complacencia (C); y los tiempos sistólico (ts) y diastólico (td) permanecen constantes. Si a la pendiente de dicha relación presión-volumen la denominamos elastancia arterial efectiva (Ea), podemos reescribir a la ecuación 14 de la siguiente manera:

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(Ec. 15)

Este valor es una medida integradora de la carga arterial impuesta al ventrículo izquierdo. Representa cómo la compleja asociación de diferentes propiedades vasculares, incluidas en esta variable, modifican la relación presión-volumen vascular. Dado que su validación experimental fue realizada conjuntamente con la del modelo de acoplamiento ventrículo-arterial, será expuesta en la sección siguiente.

 

4. ACOPLAMIENTO VENTRÍCULO ARTERIAL (Ea/Ees)

El concepto de acoplamiento ventrículo-arterial fue inicialmente concebido por Piene y Sund para describir la interacción entre el ventrículo derecho y el sistema arterial pulmonar12,13. Dado que este primer trabajo se enfocó simplemente en un análisis numérico de las relaciones de presión y volumen de ambos sistemas, junto con la impedancia hidráulica de la arteria pulmonar, no ofreció un modelo conceptual acerca de la relación entre los determinantes individuales del volumen minuto, ni proponía una hipótesis acerca de los mecanismos por los que estos determinantes afectarían dicha interacción2. Fue entonces el equipo de Sagawa el que analíticamente derivaría una ecuación que relacionaría el volumen sistólico con las propiedades del ventrículo y del sistema arterial, en un intento de comprender la interacción ventrículo-arterial2,3.

El modelo de acoplamiento ventrículo-arterial es un modelo de análisis que permite predecir el volumen sistólico a partir de la compleja interacción mecánica entre el ventrículo izquierdo y su sistema arterial. Según este análisis, ambos sistemas son caracterizados a partir de sus relaciones presión-volumen de fin de sístole. De este modo, el volumen sistólico puede predecirse a partir de la intersección entre ambas líneas de relación.

El modelo ofrece una ecuación que permite predecir el VS a partir de una precarga dada (V(0)), como función de las propiedades ventriculares (Ees y Vd) y las propiedades arteriales (modelado, como hemos visto previamente, en términos de Windkessel de tres elementos).

Sunagawa et al. nuevamente partieron de una expresión similar a la ecuación 6 [contemplando que Ves = V(0) – VS] para describir la elastancia ventricular (Ees):

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(Ec. 16)

De este modo, para una determinada precarga o volumen de fin de diástole V(0), la presión de fin de sístole (Pes) disminuye de manera inversamente proporcional al VS, siguiendo una función lineal, tal como habrían expuesto en sus trabajos previos (Figura 4A, panel del medio a la derecha).

Ahora bien, remitiéndonos a la ecuación 15, si se expresaran las propiedades del sistema arterial también a partir de la relación Pes-SV, la elastancia arterial efectiva (Ea) sería la recta de pendiente negativa que une el punto de la relación presión-volumen de fin de sístole (Pes, Ves) y el punto en el eje de las abscisas correspondiente al V(0) (Figura 4A, panel del medio a la izquierda).

El acoplamiento es posible al representar las funciones ventriculares y arteriales en términos de su relación Pes-VS. Dado que las pendientes de estas relaciones tienen dimensiones de elastancia (mmHg/ml), se estaría interpretando al sistema arterial como una cámara elástica con elastancia Ea y al ventrículo como una cámara elástica con elastancia Ees. El acoplamiento ventrículo-arterial (Ea/Ees) se definiría entonces como la relación entre la elastancia arterial (Ea) y la elastancia ventricular (Ees) y representaría la interacción neta entre ambos sistemas (Figura 4A, panel inferior). De este modo, la predicción del VS de equilibrio correspondiente al punto de acople entre ambos sistemas contestaría la siguiente pregunta: ¿qué volumen podrá ser transferido de una cámara elástica con elastancia (Ees), un volumen de corrección (Vd) y un V(0) conocidos, a una segunda cámara elástica con elastancia (Ea) también conocida? Dicho VS del sistema ventrículo-arterial acoplado puede estimarse resolviendo simultáneamente las ecuaciones 15 y 16, de modo tal que:

7873.png 

(Ec. 17)

Para evaluar la validez de este análisis, el equipo de Sagawa volvió a implementar el modelo experimental explicado previamente de ventrículos caninos aislados y con frecuencia cardíaca controlada por marcapaso; para correlacionar experimentalmente su modelo teórico (2, 3). Primero se determinaron las propiedades ventriculares bajo condiciones control de precarga, impedancia, complacencia y resistencia arterial. Una vez obtenidos dichos parámetros ventriculares, se utilizó la fórmula para predecir el VS bajo diversas condiciones de precarga, complacencia y resistencia arterial. Luego se compararon los valores de VS predichos por el modelo con los valores medidos bajo condiciones similares (Figura 4B). El valor promedio predicho presentó de coeficiente de correlación de 0,985±0,004, con una pendiente de 1,00±0,04 y una intersección con el eje “y” de 1,0±0,2 ml. Esta pendiente de regresión cercana a la unidad, con un valor pequeño de intersección con el eje “y”, indica una adecuada correlación entre los valores predichos y los medidos. Los autores concluyeron que la representación del ventrículo izquierdo y del sistema arterial a través de sus relaciones Pes-VS es útil para comprender cómo estos dos sistemas interactúan cuando se encuentran acoplados.

El enfoque del acople ventrículo-arterial permite rápidamente evaluar la contribución específica de los componentes ventricular y arterial en la determinación del volumen sistólico2 (Figura 4C). Por ejemplo, si incrementara el V(0), el punto de acople ventrículo-arterial se desplazaría a la derecha, dado que la Ees es relativamente insensible a cambios en la precarga. Si aumentara la contractilidad ventricular, la pendiente de la Ees aumentaría, desplazando el punto de acople hacia arriba y a la derecha. Si aumentara la resistencia vascular, la pendiente de la Ea aumentaría, desplazando el punto de acople hacia arriba y a la izquierda. En cada caso el VS se modifica al migrar el punto de acople desde el estado de control inicial (círculo cerrado) hacia el nuevo estado de equilibrio (círculo abierto).

Estos trabajos del equipo de Sagawa establecerían las bases del modelo de acoplamiento ventrículo-arterial, cuyo valor clínico como medida de rendimiento cardiovascular en términos energéticos y mecánicos se iría consolidando en los años subsiguientes de la mano de diversos equipos de investigación.

Los conceptos de eficiencia de trabajo (EW/APV) y eficiencia mecánica (EW/MVO2) fueron estudiados inicialmente por Suga a fines de los años setenta en corazones caninos aislados, a partir de gráficos de bucles de presión-volumen. Suga establecería que el área encerrada dentro del bucle de presión-volumen durante un único ciclo cardíaco representaría el trabajo externo (EW) realizado por el corazón durante dicho latido14. También establecería que el área de presión-volumen (APV) resultante de la suma del área del bucle (trabajo externo, EW) y del área triangular bajo el resto de la curva de relación presión-volumen de fin de sístole (energía potencial, EP) representaría la energía mecánica total durante dicho latido (Figura 5A). De este modo, acuñaría el término de eficiencia de trabajo (EW/APV) para describir la proporción de energía mecánica total (APV) que es transformada en trabajo externo (EW) en cada latido. A su vez Suga sería el primero en establecer una correlación lineal entre energía mecánica total (APV) y el consumo miocárdico de oxígeno (MVO2)15. Finalmente, acuñaría el término de eficiencia mecánica (EW/MVO2) para hacer referencia a la proporción de energía consumida que es transformada en trabajo externo en cada latido16,17. De esta manera la representación gráfica del bucle presión-volumen permitiría reunir el modelo de acoplamiento ventrículo-arterial con los conceptos de energía mecánica cardíaca. Este modelo luego tendría su validación en sujetos humanos a través de bucles presión-volumen medidos por cateterismo cardíaco18,19.

El equipo de Sagawa sería el primero en proponer que el máximo trabajo externo (EW) realizado por el ventrículo izquierdo ocurriría en condiciones en las que la elastancia del sistema arterial fuera equivalente a la del sistema ventricular (Ea=Ees). Burkhoff elaboraría un modelo analítico demostrando que la eficiencia mecánica (EW/MVO2) máxima se produciría cuando la relación Ea/Ees fuera cercana a la unidad. Luego confirmaría esta hipótesis en corazones caninos aislados demostrando que la eficiencia mecánica (EW/MVO2) es máxima si se alcanza una relación Ea/Ees = 0,8±0,16 20. Esta relación cercana a la unidad permitiría una máxima conversión de energía metabólica en energía mecánica y una óptima transferencia de energía potencial de una cámara elástica a la otra. Así, la eficiencia mecánica del sistema cardiovascular se encontraría optimizada cuando el corazón bombeara la sangre hacia el árbol vascular a una tasa y a un volumen que se igualara a la capacidad del sistema arterial de recibirlo, permitiendo de este modo un rendimiento cardiovascular óptimo21.

Starling et al. formularon la pregunta de si el corazón humano normal en estado hemodinámicamente basal se encuentra bajo condiciones óptimas de eficiencia mecánica. Para ello, evaluaron a 22 pacientes con cateterismo cardíaco, micromanómetro y angiograma por radionucléotidos, encontrando que el corazón humano normal opera con un grado de acoplamiento ventrículo-arterial (Ea/Ees) de 1,62±0,80 y que dicha relación estaría más fuertemente asociada a la Ea que a la Ees. De modo similar, en un estudio de corte transversal de 57 hombres y mujeres sanos, Chen et al. encontraron un valor de acoplamiento ventrículo-arterial (Ea/eEes) de 1,0±0,36 22.

De este modo, a fines del siglo pasado el modelo de acoplamiento ventrículo-arterial se encontraba sólidamente fundamentado en sus bases teóricas y experimentales, con relevancia constatada a través de su correlación con el rendimiento cardíaco y con una adecuada validación en seres humanos. La única e importante limitación para su implementación en la práctica clínica era la naturaleza invasiva de las técnicas de adquisición de datos.

 

B. VALIDACIÓN DEL MODELO CON MÉTODOS NO INVASIVOS

EN HUMANOS

 

Modelo de latido único o single-beat

El abordaje tradicional a la estimación de la relación presión-volumen ventricular a lo largo de un amplio rango de cargas se realizaba mediante métodos invasivos que frecuentemente involucraban la reducción de la precarga mediante la oclusión de la vena cava inferior. La necesidad de aplicar métodos invasivos limitaba su aplicación a grandes estudios clínicos, generando la necesidad de nuevos métodos menos cruentos.

En el año 2001, Chen et al. validaron un modelo ecocardiográfico de estimación de elastancia ventricular de fin de sístole a partir de un único latido (Eessb)23, abriendo las puertas al análisis no invasivo de la relación presión-volumen instantánea.

Si bien hubo intentos previos de estimación de la Ees mediante métodos no invasivos (llamados “de latido único”), el grupo de Chen fue el primero en desarrollar un modelo validado mediante la comparación de los datos no invasivos (de latido único) con datos invasivos medidos directamente (de múltiples latidos).

Para ello, se midieron la presión y el volumen intraventricular de 43 pacientes de manera invasiva y no invasiva simultáneamente. La medición invasiva requirió cateterismo de cavidades derechas y ventriculografía del ventrículo izquierdo. Se utilizó un catéter de conductancia/micromanómetro para el registro invasivo simultáneo de volumen y presión intraventricular. La medición invasiva de volumen por catéter de conductancia fue calibrada con el volumen sistólico estimado por el método de termodilución y por ventriculograma con contraste. La medición no invasiva requirió la estimación de cinco parámetros determinados mediante un tensiómetro braquial, el ecocardiograma Doppler y un electrocardiograma. Esos parámetros son: presión arterial diastólica (Pd), presión arterial sistólica (Ps), VS, fracción de eyección (FE) y el tiempo normalizado al comienzo de la eyección (tNd).

Los valores de Pd y Ps fueron medidos directamente con el tensiómetro braquial. La Ps fue utilizada para calcular la presión de fin de sístole (Pes), considerando Pes = Ps × 0,9 24. El VS fue determinado por ecocardiograma Doppler. Se midió el diámetro del tracto de salida del ventrículo izquierdo a nivel de la base de la válvula aórtica en el eje paraesternal largo, calculando a partir de este valor el área de sección transversal (AST). El volumen sistólico luego se calculó a partir del producto de la integral velocidad-tiempo (IVT) medida por flujo pulsado Doppler en la aorta proximal (en la vista apical de cinco cámaras) y el área de sección transversal (AST), considerando VS = IVT × AST 25. La FE fue determinada por el método estándar por ecocardiograma de dos dimensiones26. El tNd fue definido por electrocardiograma y ecocardiograma Doppler como la relación entre el período de preeyección (tiempo entre la onda R y el inicio del flujo aórtico) y el período sistólico total (tiempo entre la onda R y el fin de flujo aórtico), evaluando el tiempo de inicio y finalización del flujo aórtico a partir de la forma de onda de flujo por Doppler (Figura 5B).

De este modo, Chen permitiría la determinación no invasiva del acoplamiento ventrículo-arterial a partir de las siguientes ecuaciones:

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(Ec. 18)

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(Ec 19)

La presencia de desviaciones dependientes de la contractilidad y de las condiciones de carga hizo necesario desarrollar un modelo de regresión que mejorara la correlación con los valores invasivos, de modo similar a lo realizado por Shishido et al27. Ello se logró a partir de la elastancia normalizada estimada de comienzo de eyección [ENd(est)], basada en la medición no invasiva de FE, la poscarga (relación entre presiones arteriales diastólicas y sistólicas) (Pd/Pes) y la elastancia normalizada promedio de comienzo de eyección, calculada a partir de la media de un grupo de datos medido al mismo tiempo (en comienzo de eyección).

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(Ec. 20)

La ENd(avg) se encuentra dada por una función polinómica de siete términos, tal que:

7974.png 

(Ec. 21)

Donde ai es (0,35695; –7,2266; 74,249; –307,39; 684,54; –856,92; 571,95; –159,1) para i = 0 a 7, respectivamente, y el tNd ya fue explicado previamente. De este modo, y a pesar de la apariencia inicialmente compleja de las ecuaciones involucradas, la estimación del acoplamiento ventrículo-arterial por el método de latido único puede realizarse de una manera relativamente sencilla, a través de cinco variables fácilmente medibles, vinculadas entre sí por ecuaciones factibles de resolver mediante cualquier programa de cálculo.

El concepto implícito subyacente al modelo de latido único de Chen sería el de la normalización de la curva de elastancia en función del tiempo [EN(tN)] y su caracterización a partir de los parámetros Emax y Tmax. Dicho de otro modo, gracias a la caracterización previa de la elastancia en función del tiempo a partir de una única curva normalizada que resultaría independiente de las condiciones de carga, de la frecuencia cardíaca o del estado de contractilidad, Chen pudo prescindir de estimar una pendiente y limitarse a medir un único punto de un único latido. De este modo, con tan sólo cinco variables no invasivas pudo reconstruir la curva normalizada de elastancia en función del tiempo [EN(tN)], abriendo camino a una nueva era de aplicabilidad clínica del modelo de acoplamiento ventrículo arterial.

PARTE II: APLICACIONES CLÍNICAS DIAGNÓSTICAS

Y PRONÓSTICAS

Tanto Burkhoff como Sagawa, junto a muchos otros investigadores, han demostrado que cuando la relación Ea/Ees es cercana a la unidad, el sistema se encuentra en un nivel óptimo de eficiencia. Esto implicaría que el ventrículo izquierdo logre generar un volumen minuto apropiado con el nivel mínimo de consumo energético3,20. Distintos escenarios de disfunción cardiovascular se caracterizan por un desacople ventrículo-arterial. El sistema se desacopla cuando la relación entre la elastancia arterial y ventricular es mayor que la unidad (Ea/Ees > 1), lo que puede ocurrir debido a un aumento de la Ea o a una disminución de la Ees.

El desacople ventrículo-arterial puede presentarse por una disminución de la Ees (por ejemplo, debido a insuficiencia cardíaca aguda de diversas causas: isquémica, posoperatoria, miocardiopática o a shock séptico). También puede presentarse por un aumento de la Ea (por ejemplo, por hipertensión arterial aguda o por hipertensión pulmonar crónica)26. A continuación se describen algunos de los escenarios clínicos en los que el modelo de acoplamiento ventrículo-arterial cobraría mayor relevancia.

 

A. DESACOPLE VENTRÍCULO-ARTERIAL DEBIDO A UNA

DISMINUCIÓN DE LA ELASTANCIA VENTRICULAR (Ees)

 

1. INSUFICIENCIA CARDÍACA CON FRACCIÓN DE EYECCIÓN

REDUCIDA

En pacientes con insuficiencia cardíaca, la adecuada evaluación de la función ventricular es fundamental para orientar el pronóstico y evaluar la respuesta a intervenciones terapéuticas. En pacientes con insuficiencia cardíaca con fracción de eyección reducida (IC-FEr), la FE es una variable cuantitativa ampliamente utilizada como predictor de mortalidad y de otros eventos cardiovasculares de relevancia28. Si bien dicha variable es relativamente fácil de determinar, es una compleja medida de resumen que depende de numerosos componentes fisiológicos, entre ellos, la precarga, la poscarga y la contractilidad ventricular29. Recientemente, los investigadores norteamericanos Ky et al. evaluaron la importancia relativa de cada uno de los componentes de la FE en la determinación del pronóstico clínico de la insuficiencia cardíaca. En una cohorte prospectiva de 466 pacientes ambulatorios con IC-FEr, los investigadores estudiaron el rol del remodelamiento ventricular (definido a partir del volumen de fin de diástole, VFD), la contractilidad ventricular (definida a partir de la elastancia ventricular por método de latido único, Eessb, y de su intersección con el eje de las abscisas, Vd) y el acoplamiento ventrículo-arterial (Ea/Eessb) con respecto a diversos desenlaces clínicos a lo largo de 3,4 años. Los investigadores concluyeron que existe una fuerte asociación independiente entre la FE y el desenlace primario (un desenlace combinado de muerte, trasplante cardíaco o implante de dispositivo de asistencia ventricular) (hazard ratio ajustado [HR]=3,0; intervalo de confianza de 95% [IC95%]: 1,8-5,0 comparando el primer y el tercer tercilos). A la vez, encontraron que el VFD (HR=2,6; IC95%: 1,5-4,2), el volumen de corrección (Vd) (HR=3,6; IC95%: 2,1-6,1) y el acoplamiento ventrículo-arterial (Ea/Eessb) (HR=2,1; IC95%: 1,3-3,3) se encuentran asociados de manera independiente con el desenlace primario y también con el desenlace secundario (la internación de causa cardiológica) (Figura 7) y con la clase funcional según la clasificación de la New York Heart Association (NYHA)30. Sorprendentemente, en el análisis ajustado, la elastancia ventricular (Eessb) no presentó una asociación independiente significativa con ningún desenlace o variable clínica. Los autores concluyeron que el VFD, el Vd y el Ea/Eessb serían los determinantes fisiológicos de la FE que contribuirían de manera más significativa con el pronóstico de la IC-FEr. Esto demostraría de manera fisiopatológica que la elastancia ventricular por sí sola es menos relevante clínicamente que el adecuado acoplamiento de las elastancias ventricular y arterial. Tal como dan testimonio los pacientes con insuficiencia cardíaca con fracción de eyección conservada (IC-FEc), puede constatarse una Eessb normal aún en presencia de disfunción diastólica y de un pronóstico clínico reservado31,32.

En una revisión posterior, Burkhoff utilizó datos del trabajo de Ky et al. y, asumiendo algunos supuestos, graficó los bucles de presión-volumen y las curvas de Eessb y de Ea para pacientes con distintas clases funcionales, según la clasificación de la NYHA (Figura 6)29,30. Los gráficos muestran que a clases funcionales más bajas el bucle se angosta (es decir, disminuye el volumen sistólico) y disminuye en altura (es decir, disminuye la capacidad de generar presión). De manera concomitante, aumenta la Ea (indicando un aumento en la poscarga) y disminuye de manera no significativa la Eessb. Globalmente se observa una inclinación progresiva del bucle hacia la derecha, hacia volúmenes mayores, interpretada como manifestación de un remodelamiento ventricular progresivo. El autor de la revisión comenta que el trabajo de Ky et al. demostraría por primera vez con tanta claridad la relación directa entre la gravedad de la sintomatología de la insuficiencia cardíaca y el progresivo remodelamiento ventricular y desacople ventrículo-arterial.

Según demuestran estos gráficos de Burkhoff, los valores de FE significativamente menores encontrados en clases funcionales más bajas se deberían principalmente a un mayor VFD (por remodelamiento) y secundariamente a un menor VS. La reducción del VS se debería a un aumento en la Ea (determinada principalmente por el aumento de la resistencia periférica total), sin cambios significativos en la Eessb.

También se ha estudiado el rol del modelo a acoplamiento ventrículo-arterial en la evaluación de la respuesta terapéutica temprana de la insuficiencia cardíaca aguda33. En un estudio prospectivo de 19 pacientes internados por insuficiencia cardíaca aguda (habiendo excluido a pacientes en shock o con arritmias sostenidas), se observó una disminución significativa de casi el 30% de la Ea, sin cambios en la Eessb, con una consiguiente disminución significativa en la relación Ea/Eessb, como respuesta al tratamiento endovenoso temprano (4±1 días) con diuréticos del asa. Dicha mejoría en la relación Ea/Eessb se correlacionó con un descenso significativo del peso corporal y de los valores de péptido natriurético cerebral (BNP).

 

2. INSUFICIENCIA CARDÍACA CON FRACCIÓN DE EYECCIÓN

CONSERVADA

Como mencionamos en el apartado previo, la FE es un fuerte predictor de desenlaces cardiovasculares en pacientes con IC-FEr. Ahora bien, en pacientes con IC-FEc, la FE pierde su valor como predictor34 y es necesario buscar otras variables que den cuenta de la función ventricular y del pronóstico del paciente.

Si bien los mecanismos subyacentes a la IC-FEc aún no se encuentran dilucidados por completo, se cree que la disfunción diastólica juega un rol importante35. Sin embargo, tal como argumentan Kawaguchi et al., la disfunción diastólica no explicaría adecuadamente por sí misma la labilidad en la regulación de la presión arterial, la marcada sensibilidad a la precarga, y los síntomas paroxísticos característicos de la IC-FEc. Adicionalmente, la disfunción diastólica no es patognomónica de esta patología, ya que es un hallazgo frecuente en pacientes añosos con hipertensión arterial y sin insuficiencia cardíaca (36). Dichos razonamientos motivaron a estos autores a proponer como mecanismo fisiopatológico central de la IC-FEc al aumento de la rigidez vascular y ventricular. Para ello, evaluaron la Ea, la Ees y el grado de acoplamiento ventrículo-arterial (Ea/Ees) por métodos invasivos en un total de 48 pacientes que conformaban cuatro grupos: el grupo de pacientes con IC-FEc, el grupo de pacientes normotensos jóvenes (< 50 años de edad) (NJ), el grupo de pacientes normotensos con una edad similar al grupo con insuficiencia cardíaca (≥ 50 años de edad) (NE) y el grupo de pacientes con hipertensión arterial (HTA) (presión arterial sistólica ≥140 mmHg). Los autores encontraron que en pacientes control la Ea presentaba valores similares a la Ees, mientras que en pacientes con IC-FEc la Ees aumentaba desproporcionadamente con respecto a la Ea (ver Figura 8A). En el análisis por grupos se encontró que en pacientes con IC-FEc la Ees era casi 200% mayor que la de pacientes normotensos y 50% mayor que la de pacientes hipertensos (HTA) y que la Ea era ligeramente mayor que en el resto de los grupos. Sin embargo la relación Ea/Ees resultante era similar entre pacientes con IC-FEc y pacientes hipertensos (HTA) y significativamente mayor respecto a los grupos normotensos (NJ y NE) (ver Figura 8B). Este aumento combinado de la rigidez tanto arterial como ventricular incrementaría la sensibilidad del sistema ante cambios en las condiciones de carga, lo que conllevaría a grandes variaciones en la presión arterial. Esto fue demostrado a partir del registro de bucles de presión-volumen antes y después de una maniobra de handgrip (es decir, con el apriete de puños) en pacientes con IC-FEc, constatándose una marcada respuesta hipertensiva y una prolongación de la relajación ventricular. Esto explicaría la respuesta hipertensiva exacerbada de los pacientes con IC-FEc ante esfuerzos, y la labilidad ante disminuciones de precarga (por ejemplo, con el uso de diuréticos). Una última consecuencia de este fenómeno sería el mayor consumo miocárdico energético necesario para desplazar un volumen de sangre, a raíz del incremento en la Ea y Ees37. Esto se constató por los autores mediante un modelo teórico cuya representación gráfica puede observarse en la Figura 8C. A partir de dicha figura puede apreciarse que el costo energético miocárdico es mayor cuanto mayor sea la Ea y la Ees, alcanzando valores 50% mayores en pacientes con IC-FEc en relación a los grupos control, pudiendo actuar como factor limitante en pacientes con reservas disminuidas por enfermedad coronaria concomitante.

Por último, el acoplamiento ventrículo-arterial también ha sido utilizado como parámetro de evaluación de terapéuticas en pacientes con IC-FEc. Hummel et al. evaluaron el efecto de la dieta DASH/SRD (sodium-restricted dietary approaches to stop hypertension), una dieta restringida en sodio, con una ingesta objetivo de sodio de 50 mmol/2100 kcal) durante 21 días sobre los parámetros de acoplamiento ventrículo-arterial determinados por el método de latido único, en 13 pacientes con IC-FEc. En la comparación de los valores previos y posteriores a la dieta DASH/SRD, se encontró una reducción significativa en la Ea (2,0±0,4 a 1,7±0,4 mmHg/ml; ΔEa =−0,3±0,3 mmHg/ml; p = 0,007). Dado que la Ees prácticamente no cambió de manera significativa (2,9±0,4 a 2,8±0,5; ΔEes=−0,2±0,5 mmHg/ml; p =0,48), la inversa del acoplamiento ventrículo-arterial (definida como Ees/Ea) aumentó (1,5±0,3 a 1,7±0,4; Δ Ees/Ea =−0,2±0,3; p=0,04) (Figura 8D). Estos resultados indicarían que una dieta restringida en sodio podría aumentar la eficiencia mecánica energética del ventrículo izquierdo en pacientes con IC-FEc38.

 

B. DESACOPLE VENTRÍCULO-ARTERIAL DEBIDO A UN AUMENTO DE LA ELASTANCIA ARTERIAL (Ea)

 

1. HIPERTENSIÓN ARTERIAL

Existe evidencia que vincula a la hipertensión arterial con la aceleración del proceso de aumento de la rigidez vascular y ventricular, normalmente asociados al envejecimiento39. A la vez, la hipertensión arterial también se encuentra asociada a la IC-FEc, por lo que la implementación de estrategias antihipertensivas efectivas es considerada un asunto de fundamental importancia para la salud pública40.

El modelo de acoplamiento ventrículo-arterial se ha postulado como un indicador diagnóstico precoz de falla ventricular en este contexto. En una población de 128 pacientes hipertensos estratificados en tercilos según el ángulo de twist del ventrículo izquierdo (es decir, según el ángulo neto absoluto entre las diferencias de rotación apical y basal de ventrículo izquierdo, de manera tal que: 1er tercilo: twist < 19°; 2do tercilo: twist ≤27; 3er tercilo: twist >27°) comparado con un grupo control de pacientes normotensos, se observó una fuerte correlación inversa entre el ángulo de twist del ventrículo izquierdo y el grado de acoplamiento ventrículo arterial (Ea/Ees). Los autores postularon que en pacientes hipertensos un ángulo de twist reducido junto con una relación Ea/Ees aumentada indicarían un deterioro temprano de la función sistólica, más allá de una FE conservada41.

El modelo de Ea/Ees también se ha utilizado como desenlace en la evaluación de terapias antihipertensivas. Osranek et al. estudiaron la respuesta a drogas antihipertensivas en 18 pacientes con hipertensión arterial crónica (con presión arterial sistólica > 140 mmHg en el último año, sin tratamiento médico o con tratamiento insuficiente). Las drogas fueron adicionadas de manera escalonada y jerarquizadas por categorías de primera y segunda línea, según las recomendaciones internacionales. El tratamiento fue orientado hacia alcanzar una presión arterial sistólica objetivo < 120 mmHg. Se utilizaron en orden de frecuencia: inhibidores de la angiotensina II, tiazidas, betabloqueantes, bloqueantes cálcicos e inhibidores de la enzima convertidora de angiotensina. Los pacientes fueron evaluados por métodos no invasivos (mediante el registro ecocardiográfico de volúmenes ventriculares y la estimación de presiones aórticas centrales por tonometría de aplanamiento de la arteria radial) que permitieron estimar la Ea y Ees, primero en reposo y luego durante un aumento de la poscarga mediante la maniobra de ejercicio isométrico de handgrip (Figuras 9C y D)42. Luego de 142±67 días de tratamiento antihipertensivo, además de registrarse una disminución significativa en la presión arterial sistólica (150,9±14,6 a 119,9±9,2 mmHg; p< 0,00001), se constató un aumento significativo de la Ees y una disminución significativa de la Ea, con la consiguiente disminución de la relación Ea/Ees (1,1±0,8 a 0,4±0,2; p< 0,0002). Se observó una mejoría de la eficiencia mecánica (EW/M2O2) tanto en reposo como durante la maniobra de handgrip. El volumen de fin de sístole del ventrículo izquierdo, el espesor septal y la FE determinados ecocardiográficamente no se habían modificado. Los autores concluyeron que, en pacientes con hipertensión arterial, la reducción de la presión arterial desplaza al punto de Ea/Ees hacia un estado de mayor optimización de la eficiencia mecánica y que esto ocurre antes de detectarse cambios significativos en la geometría ventricular, pudiendo quizás ser éste el mecanismo responsable de la mejoría clínica temprana observada en algunos pacientes bajo tratamiento antihipertensivo.

Lam et al. luego realizaron un estudio de características similares al previo, pero esta vez enrolando a 527 pacientes hipertensos durante 24-38 semanas. Los investigadores evaluaron el grado de Ea/Ees por el método de latido único y constataron una reducción significativa de la relación Ea/Ees (0,73±0,19 a 0,68±0,16; p< 0,001), que se correlacionó de manera inversa con cambios en la eficiencia de trabajo (EW/APV) del ventrículo izquierdo (r=−0,98; p< 0,001). Al realizar el ajuste por edad y por grado de descenso de la presión arterial, se encontró que en las mujeres y en los individuos obesos el grado de mejoría del Ea/Ees era menor, comparado con el de hombres y el de individuos no obesos (p=0,04 y 0,007, respectivamente) (Figura 9E). Estos resultados podrían interpretarse, según los autores, como una menor reversibilidad en los cambios de estructura-función en estos subgrupos de pacientes, lo que posiblemente podría explicar su mayor susceptibilidad hacia el desarrollo de insuficiencia cardíaca43.

 

2. DISFUNCIÓN DEL VENTRÍCULO DERECHO

El ventrículo derecho tiene un rol fundamental en el mantenimiento de la estabilidad hemodinámica. Esto se pone de manifiesto en situaciones que generan su disfunción aguda o crónica, ya sea debido a fenómenos intrínsecos que lo alteren (por ejemplo, infarto del ventrículo derecho) o secundario al aumento de su poscarga (por ejemplo, por hipertensión pulmonar o por cardiopatías congénitas con sobrecarga y falla crónica del ventrículo derecho).

El modelo de Ea/Ees aplicado al ventrículo derecho podría esclarecer los mecanismos asociados a estos trastornos. Esto fue estudiado por Guihaire et al. en un modelo porcino de hipertensión pulmonar crónica inducida por ligación de la arteria pulmonar izquierda y embolización semanal de las arterias lobares derechas, aplicando métodos invasivos por catéter de conductancia. Luego de 6 semanas de inducción experimental de hipertensión pulmonar (HTP), la presión media de la arteria pulmonar (MPAP), la Ea (35±9 vs. 14±2 mmHg; p< 0,01) y la Ees (0,55±0,09 vs. 0,38±0,05; p< 0,001) eran significativamente mayores en el grupo de HTP en relación al grupo control. Sin embargo, debido a un incremento menor en la Ees en relación al incremento de la E), la inversa del acoplamiento ventrículo-arterial (es decir, Ees/Ea) fue significativamente menor en el grupo de HTP respecto al grupo control (0,68±0,17 vs. 1,18±0,18; p< 0,001), indicando un desacople ventrículo-arterial en el grupo de HTP (Figura 10)44.

El modelo de acoplamiento ventrículo arterial también ha sido utilizado en la evaluación del tratamiento de la falla del ventrículo derecho. En un modelo porcino de disfunción aguda del ventrículo derecho (inducida por episodios repetidos de isquemia y reperfusión, junto con la constricción temporaria de la arteria pulmonar), se evaluó el efecto del levosimendán sobre los parámetros de acoplamiento ventricular derecho. La inducción de falla ventricular derecha aguda generó una disminución de la Ees derecha y un aumento de la Ea derecha, lo que disminuyó la inversa del acoplamiento (es decir, Ees/Ea) (1,23±0,38 a 0,64±0,21; p< 0,3). El tratamiento con levosimendán aumentó la Ees derecha y redujo la Ea, restaurando el acoplamiento ventrículo-arterial a valores normales (Ees/Ea=1,54±0,51)45. Por último, este modelo también fue utilizado por Latus et al. para evaluar la respuesta terapéutica a la dobutamina en 24 pacientes en período posoperatorio inmediato de cirugía reparadora de tetralogía de Fallot. Dicho estudio encontró que la dobutamina no mejoraba el acoplamiento ventrículo-arterial derecho al considerar a la población total del estudio, pero sí lo hacía al considerar solamente a los subgrupos de pacientes tratados con parche transanular y por abordaje transatrial. Los autores concluyeron que el modelo de acoplamiento ventrículo-arterial derecho permite demostrar que la respuesta terapéutica a la dobutamina es dependiente de la estrategia quirúrgica implementada en la cirugía reparadora de tetralogía de Falllot46.

 

DISCUSIÓN

 

Las contribuciones más importantes a la concepción actual de mecánica cardíaca son: la teoría de contracción ventricular analizada como elastancia en función del tiempo por Suga, la elastancia de fin de sístole (Ees) como indicador de contractilidad ventricular independiente de las cargas por Suga y Sagawa y la elastancia arterial efectiva (Ea), como parámetro integral de la poscarga 2,5-7,47-49.

El acoplamiento ventrículo-arterial (Ea/Ees) ha mostrado ser un índice fidedigno del rendimiento mecánico cardiovascular5. El balance entre el consumo miocárdico de oxígeno y la energía mecánica requerida para desarrollar este trabajo pareciera ser óptimo cuando el corazón y el sistema vascular periférico se encuentran apropiadamente acoplados2,3. En un estudio en hombres y mujeres sanos, se encontró un valor de acoplamiento ventrículo-arterial (Ea/eEes) de 1,0±0,3625.

No obstante el amplio reconocimiento de este modelo por fisiólogos e investigadores básicos en la evaluación de las propiedades mecánicas ventriculares, su inserción en la práctica y en la investigación clínica se verían muy limitados por la necesidad de implementar métodos invasivos para la medición de valores de presión y volumen1.

La posibilidad de una estimación no invasiva de las relaciones de presión y volumen, mediante el método del latido único, permitió al modelo ingresar a la práctica médica1,26, proponiéndose aplicaciones en áreas tan diversas como la hipertensión arterial crónica y el shock séptico.

A pesar de la adecuada validación del acoplamiento ventrículo-arterial a través del modelo de latido único y de los numerosos estudios valiosos que le sucedieron, dicho abordaje presenta algunas limitaciones, tal como expone Burkhoff en su revisión más reciente29.

Si bien la Ees es considerada uno de los índices más confiables de contractilidad ventricular, es necesario tener en cuenta las implicancias de las posibles desviaciones del comportamiento ideal, por ejemplo, ante cambios extremos en la contractilidad y en el remodelamiento cardíaco1. En primer lugar, el volumen de corrección (Vd) verdadero puede aumentar ante un remodelamiento significativo51. En segundo lugar, la curva de relación de presión-volumen de fin de sístole (RPVFS) puede volverse no lineal en corazones con dilatación y remodelamiento extremos52. Para constatar esta pérdida de la linealidad es necesario registrar datos a lo largo de un amplio rango de presiones, lo cual no suele ser posible realizarlo en pacientes. Los experimentos publicados ilustrando este fenómeno provienen de corazones humanos perfundidos ex vivo en el momento del trasplante53. En estos estudios, la extrapolación de la curva de RPVFS a rangos de bajas presiones mostró ser particularmente poco fidedigna. De esta manera, al estimar las relaciones de presión-volumen a través de un rango estrecho o al aplicar el modelo de latido único, el rango de presiones bajas de la curva de RPVFS puede no reflejar la realidad.

Quizás pudiera argumentarse que los conceptos que subraya el modelo de acoplamiento ventrículo-arterial son previamente bien conocidos y contemplados incluso tradicionalmente en la medicina. ¿Qué médico no tomaría en cuenta la poscarga a la hora de evaluar la función ventricular? Sin embargo, la oportunidad de expresar estos conceptos cuantitativamente, mediante el parámetro de acoplamiento ventrículo-arterial (Ea/Ees) es quizás el principal aporte de este modelo a la práctica médica, tal como la FE ofrece la posibilidad de cuantificar la contractilidad ventricular, aún dentro de sus limitaciones54. Esta posibilidad de dimensionar la interacción entre elementos del sistema cardiovascular, hasta el momento restringida al ámbito conceptual y cualitativo, abre interrogantes acerca de cómo se correlacionará este parámetro con otros también cuantificables. Por ejemplo, dada la interesante asociación establecida por Ky et al. entre acoplamiento ventrículo-arterial (Ea/Ees) y desenlaces clínicos en pacientes con IC-FEr, surge la pregunta de cómo se correlacionará el valor del acople (Ea/Ees) con otros parámetros de relevancia clínica en este escenario, por ejemplo, el valor de troponina o el del péptido natriurético cerebral (BNP)30.

 

CONCLUSIÓN

 

El modelo de acoplamiento ventrículo-arterial (Ea/Ees) ha recorrido un largo camino desde sus orígenes en los laboratorios de experimentación animal en la Universidad de Tokio. Sin embargo, aún hoy pareciera estar a la vera de la introducción en la práctica clínica diaria. Hemos desenrollado el ovillo de Ariadna. Ahora queda tan sólo dejarlo guiarnos el camino y descubrir a dónde nos llevará.

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Autores

María Teresa Politi
Residente de tercer año. Sanatorio de la Trinidad-Mitre. CABA, Rep. Argentina..

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María Teresa Politi

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Editor
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Fecha de publicación
2015-04-30

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