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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.
Muito obrigado a todos vocês!
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
viii
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
4.1.2 Adequação a Norma Internacional ................................................................................ 26
ix
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 Estrutura Principal ............................................................................................................... 56
x
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
8.2.2 Transdutores de pressão absoluta .................................................................................. 95
xi
Capítulo 9 – Discussão .............................................................................................................. 101
Capítulo 10 – Conclusão ............................................................................................................ 105
Referência Bibliográfica ............................................................................................................ 107
Anexos ......................................................................................................................................... 115
Anexo I .................................................................................................................................... 115
Anexo II ................................................................................................................................... 116
Anexo II ................................................................................................................................... 117
xii
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 15 Tela do osciloscópio medindo o sinal do amplificador de áudio. 45
xiii
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.
67
xiv
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
xv
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
xvi
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.
78
xvii
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
Q Fluxo
xviii
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
1
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
2
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.
3
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.
5
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.
6
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
7
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
8
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
Normalmente, cerca de vinte por cento do sangue continua no átrio quando as válvulas
9
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
10
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 2 – Alça pressão – volume de um ciclo cardíaco - adaptado de: Silverthorn (2003)
11
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.
12
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,
13
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
14
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.
15
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.
17
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
18
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),
19
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
20
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
21
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
22
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.
Devido às diferentes configurações dos vários sistemas existentes, nem sempre há uma
23
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:
2 2 (4)
24
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
, ∆
(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.
A partir do valor encontrado para AEO, utilizando esta nova constante, é proposto que o
25
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.
.
(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.
.
(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
26
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).
27
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
• Duração da parte anterógrada do fluxo, em % da duração do ciclo
28
• 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
• Pressão arterial média durante todo o ciclo
29
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
30
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
31
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.
Um tubo semelhante ao existente na saída da câmara aórtica conecta a câmara de
32
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 7 – Circuito completo do duplicador de pulsos.
33
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.
A distância entre a conexão do pistão no motor e seu eixo de rotação, determina a
34
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
35
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:
(10)
onde Q é o fluxo em m3/s, At, a área de secção transversal e ve é a velocidade de escoamento do
36
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.
37
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.
38
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.
39
Figura 11 – Desenho esquemático do funcionamento do transdutor de pressão diferencial LRVT Validyne dp-15 quando fora do equilíbrio.
41
Capitulo 6
Circuito Condicionador de Sinais
6.1 Transdutores de Pressão
6.1.1 Transdutores Diferenciais
O transdutor de pressão diferencial fornecido pelo fabricante do Duplicador de Pulsos é
um dispositivo que necessita ser excitado eletricamente para que possa funcionar. Foi feito um
estudo dos sinais de entrada e saída do transdutor, com o intuito de desenvolver um novo sistema
eletrônico, mais específico e simplificado para excitar e interpretar o seu sinal de reposta.
Foi observada a conexão de cada um dos pinos do transdutor. Utilizando um osciloscópio
analógico GW INSTEK, modelo GOS-620 com 20 MHz de faixa de freqüência, e medindo a
saída diretamente de cada pino, foi possível verificar que este era excitado por uma onda senoidal
de 2,5 kHz e 4,8 Vp-p e, como resposta a uma pressão pulsátil, observou-se uma onda senoidal de
freqüência idêntica à da excitação, porém com amplitude variando proporcionalmente com a
pressão. Concluiu-se a partir destes estudos que este transdutor pode ser excitado em freqüências
variando de 2,5 kHz a 5,0 kHz e tensões variando de 3,0 a 6,0 Vp-p.
O sinal de resposta do transdutor é uma onda senoidal com as mesmas características de
freqüência da onda de excitação, porém com amplitude variando em função da pressão, ou seja,
modulada por ela. Dessa maneira, a envoltória do sinal resposta caracteriza as variações da
pressão em função do tempo.
A partir dessas observações, concluiu-se que a construção de um novo sistema eletrônico
condicionador de sinais para o transdutor de pressão era viável. Para isso foi necessário construir
um circuito capaz de gerar ondas senoidais com potência suficiente para excitar o transdutor e
42
detectar a envoltória do sinal de resposta. Este sistema é composto basicamente por:
• Gerador de ondas senoidais
• Amplificador de áudio
• Gerador de referência
• Amplificador de instrumentação
• Detector de envoltória
O diagrama em blocos da Figura 12 mostra, esquematicamente, a configuração do
condicionador de sinais construído
Figura 12 – Diagrama em blocos dos circuitos construídos.
O gerador de ondas senoidais é responsável por criar ondas em forma de senos a partir da
oscilação de uma fonte DC. Conforme descrito acima, estas ondas devem ter freqüências entre 2
e 5 kHz e tensões entre 3 e 6 V. Porém, as ondas criadas pelo oscilador são de baixa potência,
portanto é necessário amplificá-las em termos de corrente. O amplificador de áudio é utilizado
como um “driver” de corrente, amplificando a potência da senóide gerada anteriormente. A
senóide amplificada excita o transdutor, e esta mesma senóide passa por um gerador de
referência, que será utilizado para comparar a senóide de resposta do transdutor com a de
excitação fornecendo, assim, uma amplificação da resposta. Subtraída a resposta da referência, o
sinal resultante passa por um amplificador de instrumentação, cujas características são ideais para
43
este tipo de aplicação. Finalmente, o sinal, que neste ponto é uma onda senoidal modulada pela
variação da pressão no transdutor, passa por um detector de envoltória. O sinal de saída deste
último bloco corresponde às variações de pressão sofridas pelo transdutor.
6.1.1.1 Gerador de ondas senoidais
Para gerar ondas senoidais com freqüência entre 2,5 e 5 kHz construiu-se um sistema
utilizando o circuito integrado LM324 que agrega 4 amplificadores operacionais em um único
encapsulamento (ver Figura 13). O primeiro amplificador é utilizado como um gerador de onda
quadrada, cuja freqüência é determinada pelo resistor R3 e pelo capacitor C7. A referência para a
comparação, que permite a geração da onda com “duty cicle” de 50%, é feita através do divisor
resistivo composto pelos componentes R4 e R7. Numa segunda etapa, é utilizado outro
amplificador para gerar uma onda senoidal a partir de uma onda quadrada. Inicialmente tem-se o
acoplamento através do resistor R8 e do capacitor C8, podendo ser ajustado o nível através de
TRIM1 e TRIM2. O Capacitor C9 e o resistor R11 são responsáveis pela determinação do fator
de integração do sinal. Dessa maneira têm-se ondas senoidais cujas freqüências se encontram em
na faixa previamente definida.
Figura 13 – Esquema elétrico do gerador de ondas senoidais.
44
6.1.1.2 Amplificador de Áudio
Para fornecer potência suficiente ao sinal senoidal gerado foi necessário criar um circuito
amplificador de corrente. O circuito integrado U5 (TDA-2003) utilizado para amplificar o sinal é
de aplicação automotiva e possui resposta linear na faixa audível (20 Hz – 20 kHz). Os
capacitores C10 e C11 servem como acoplamento AC não permitindo a passagem de sinais em
corrente contínua. O capacitor C1 é aplicado para a minimização de ripple, o capacitor C5 e o
resistor R3 são responsáveis pela estabilidade da freqüência e os resistores R4 e R5 determinam o
ganho do amplificador. O resistor R3 e o capacitor C2 determinam a freqüência superior de corte
do amplificador. Os trimpots TRIM1 e TRIM2 ajustam o nível de entrada do sinal no
amplificador. O esquema elétrico deste circuito é mostrado na Figura 14.
6.1.1.3 Gerador de Referência
Para fazer a comparação entre o sinal de retorno do transdutor e o sinal de excitação do
mesmo foi necessário utilizar os transformadores TRANS 2 e TRANS 3, ligados à saída do
amplificador de áudio, conforme mostrado dentro do retângulo tracejado na Figura 14. Eles
servem para gerar um sinal de referência que reproduza exatamente o sinal do transdutor de
pressão quando em repouso, atuando apenas como bobinas, ligados em oposição de fase, para
simular as características do transdutor.
45
Figura 14 – Esquema elétrico do amplificador de áudio e do gerador de referência mostrado dentro do retângulo tracejado.
A Figura 15 mostra a tela do osciloscópio digital Agilent Technologies DSO 3062A
capturada através de uma conexão USB com o computador. Nesta tela é mostrado o canal 1 cuja
ponta de prova foi posicionada entre o capacitor C13 e C14.
Figura 15 – Tela do osciloscópio medindo o sinal do amplificador de áudio.
Uma maneira de atestar a qualidade da onda senoidal gerada e amplificada é mostrar a
46
transformada de Fourier deste sinal. Para encontrar a FFT (Fast Fourier Transform) do sinal
obtido na tela do osciloscópio utilizou-se a tabela de 1200 pontos gerada no Excel. Copiando
estes dados para o programa ORIGIN construiu-se um gráfico da FFT, mostrado na Figura 16.
Figura 16 – Gráfico da FFT do sinal de saída do amplificador de áudio.
6.1.1.4 Amplificador de instrumentação
A Figura 17 mostra o circuito do amplificador de instrumentação e do detector de
envoltória (em seguida). Para que seja feita a comparação dos sinais provenientes do transdutor
de pressão e do gerador de referência (transformadores TRANS 2 e TRANS 3), é utilizado um
amplificador de instrumentação AD620 cujo ganho ajustado pelo trimpot TRIM4 e o offset pelo
trimpot TRIM6.
6.1.1.5 Detector de envoltória
Na Figura 17, o diodo D5, o capacitor C19 e o trimpot TRIM 5 compõem o detector de
47
envoltória do sinal, devendo ser ela sempre positiva devido à configuração do diodo no circuito.
O amplificador LM358 (U7) amplifica o sinal da envoltória e seu fator de amplificação é
determinado pela razão do TRIM 9 pelo R20.
Figura 17 – Esquema elétrico do amplificador de instrumentação e do detector de envoltória
A Figura 18 mostra a tela do osciloscópio digital Agilent Technologies DSO 3062A
capturada através de uma conexão USB com o computador. Nesta tela são mostrados os canais 1
e 2. No canal 1 é mostrada a resposta do transdutor e no 2 a envoltória deste sinal. A ponta de
prova 1 foi posicionada na entrada não inversora do AD620 e a ponta de prova 2 foi posicionada
na saída do amplificador LM358-A.
48
Figura 18 – Tela do osciloscópio medindo o sinal de retorno do transdutor (em amarelo) e sua envoltória (em verde)
Para avaliar o comportamento do circuito detector de envoltória é necessário,
anteriormente, caracterizar os sinais de entrada deste circuito. Utilizando o osciloscópio digital
posicionou-se a ponta de prova do canal 1 na entrada não-inversora do AD620 (pino 3) e a ponta
de prova do canal 2 na entrada inversora (pino 2) deste CI (ver Figura 18). Para avaliar a máxima
diferença de amplitudes dos sinais de entrada que correspondem ao sinal de referência -
proveniente do gerador de referências - e ao sinal de retorno do transdutor, submeteu-se o
transdutor a uma pressão de aproximadamente 800 mmH20 ou 58,882 mmHg, que é acima do
maior sinal no qual ele normalmente trabalhará e, concluiu-se que a máxima tensão à qual a
entrada do circuito detector de envoltória está submetida nas condições de teste, não ultrapassa
200 mV, que é maior do que a diferença entre os picos dos sinais de referência e de retorno do
transdutor, quando este é submetido a uma pressão de aproximadamente 800 mmH20. As
freqüências às quais ele deve responder de maneira linear estão associadas à freqüência de
batimentos cardíacos em que o teste de válvula será realizado. Dessa maneira, estas freqüências
49
não devem ultrapassar 3,5 Hz, o que corresponde a 210 bpm. Para avaliar o comportamento deste
circuito, foram levantadas 6 curvas, para 1,0 Hz, 1,5 Hz, 2,0 Hz, 2,5 Hz, 3,0 Hz e 3,5 Hz. Cada
curva foi construída, colocando na entrada não inversora do AD 620 uma onda senoidal com
amplitudes variando de 20 mV a 220 mV. A entrada inversora deste CI foi aterrada e, assim, a
onda senoidal representou a diferença dos sinais de referência e retorno para diferentes pressões.
As ondas senoidais foram geradas por um gerador de funções INSTEK IT 100K. Posicionando a
ponta de prova do canal 1 do osciloscópio na entrada não inversora do AD 620 e a ponta de prova
2 na saída do circuito (ver Figura 17) fez-se o levantamento da Tabela 3.
Tabela 3 – Dados obtidos para a caracterização do circuito detector de envoltória
1,0Hz 1,5Hz 2,0Hz 2,5Hz 3,0Hz 3,5Hz
Entrada (mV)
Saída (mV)
Entrada (mV)
Saída (mV)
Entrada (mV)
Saída (mV)
Entrada (mV)
Saída (mV)
Entrada (mV)
Saída (mV)
Entrada (mV)
Saída (mV)
20 258 22 216 20 216 20 200 20 220 20 224
40 1540 42 1440 40 1400 42 1560 40 1380 42 1410
60 2700 62 2540 60 2680 61 2680 61 2560 59 2420
82 3880 82 3920 81 4000 81 3360 79 3800 81 3840
101 5120 101 5080 102 5080 103 4840 101 5200 100 4960
122 5980 123 6240 118 6120 122 5720 122 6160 122 6320
142 7240 142 7600 141 7280 140 6560 140 7360 138 7680
160 8520 160 8480 160 8560 160 8320 158 8680 162 8480
180 9560 176 9120 182 9680 180 9280 182 9340 182 9680
200 10600 200 10600 200 10600 204 10400 201 10600 200 10600
220 11200 218 11300 218 11200 220 11100 220 11300 218 11400
A partir desta tabela, através do ORIGIN, foi gerado um gráfico que relaciona o sinal de
entrada e o sinal de saída para cada amplitude de cada onda com diferentes freqüências. A Figura
50
19 mostra este gráfico, que comprova o comportamento linear do circuito para todas as
freqüências e amplitudes às quais ele estará submetido durante os vários testes.
Figura 19 – Gráfico de caracterização do circuito detector de envoltória.
6.1.2 Transdutores absolutos
Além do transdutor de pressão diferencial fornecido pelo fabricante juntamente com o
Duplicador de Pulsos, foram realizados testes utilizando 2 transdutores de pressão absoluta
iguais ligados um em cada câmara cardíaca e posteriormente foi feita subtração das curvas
instantâneas obtidas para que pudesse ser feita uma comparação com os resultados obtidos com o
transdutor de pressão diferencial. Os transdutores utilizados são de fabricação da empresa Braile
Biomédica, descartáveis, fabricados especificamente para monitoração de pressão sangüínea in-
vivo e utilizam cristais piezoelétricos como elementos básicos de transdução. O transdutor é
composto por um corpo de policarbonato dentro do qual estão inseridos os cristais. A Figura 20
mostra o desenho completo dispositivo que contém este transdutor.
51
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.
A Tabela 4 mostra as especificações técnicas destes transdutores fornecidos pelo
fabricante.
Tabela 4 – Especificações técnicas dos transdutores de pressão absoluta
Faixa operacional de Pressão: - 30 a + 300 mmHg
Faixa operacional de Temperatura: 15° a 40°C
Sensibilidade: 5.0 μV/V/mmHg ± 1%
Impedância de Excitação: 300 ± 10% Ω
Impedância de Entrada: 1800 a 3300 Ω
Zero Offset: ± 25 mmHg
Tolerância de Pressão: -400 a +400 mmHg
Reposta em Freqüência: Plana até 1200 Hz
52
Juntamente com os transdutores são fornecidos os condicionadores de sinais que excitam
o transdutor e processam o seu sinal de resposta. Dessa maneira, é necessário apenas fazer a
aquisição dos sinais, diretamente de uma das saídas dos circuitos eletrônicos do condicionador. A
Figura 21 mostra a foto dos condicionadores de sinais, fabricados pela empresa Braile
Biomédica, utilizados com estes transdutores.
Figura 21 – Foto do circuito condicionador de sinais dos transdutores de pressão absoluta.
53
Capitulo 7
O Programa Desenvolvido
A partir dos sinais provenientes dos transdutores de pressão e fluxo do duplicador de
pulsos foi desenvolvido um software para adquirir e processar estes sinais e, a partir deles,
realizar todos os cálculos necessários para o teste de performance hidrodinâmica das próteses de
válvulas cardíacas.
7.1 Sistema de Aquisição de Dados
Os sinais provenientes dos transdutores são adquiridos por uma placa de aquisição NI PCI
6221 que é uma placa AD com 16 entradas analógicas, uma taxa máxima de aquisição de 250kS/s
e uma resolução de 16 bits. Neste caso, a aquisição é feita em modo contínuo, ou seja, os dados
são continuamente adquiridos. A placa foi configurada para adquirir um ponto a cada 25 ms. Para
isso configurou-se a taxa de aquisição (Rate) igual a 20 kHz e o número de amostras a serem
lidas, antes de enviar os dados ao computador, igual a 500. O número de amostras a serem lidas é
a quantidades de pontos que a placa adquire antes de enviar os dados ao computador. Portanto,
neste caso, a placa adquire 500 pontos a uma taxa de 20 kHz, o que resulta em 1 ponto sendo
enviado ao computador a cada 25 ms. A escolha da taxa de aquisição utilizada foi feita por
tentativa e erro variando dentro de uma faixa na qual os resultados não seriam afetados, a partir
de aproximadamente 100 Hz. A taxa de aquisição do sinal poderia afetar os resultados caso as
componentes harmônicas de baixa freqüência fossem comprometidas, considera-se componentes
essenciais das curvas de pressão e fluxo todas as harmônicas inferiores a aproximadamente 15
Hz. A taxa de 20 kHz foi a que apresentou melhor resolução visual da curva instantânea na tela
do computador e que não gerou nenhum tipo de erro nas rotinas internas do sistema de aquisição
54
do LabVIEW®. E esta taxa de aquisição vai além da necessidade mínima de aquisição para este
tipo de sinal que representa variáveis fisiológicas, uma vez que todas as componentes harmônicas
importantes estão abaixo de 15 Hz. Os sinais adquiridos passam por um filtro passa baixa,
Butterwoth de ordem 2, cuja freqüência de corte é 15 Hz.
Foi utilizado um computador Pentium III com 512 MB de memória RAM funcionando
com o sistema operacional Windows XP e a plataforma de programação utilizada foi o Software
de programação gráfica LabVIEW® 7.1.
7.2 A Ferramenta Utilizada Para Programação
A ferramenta utilizada para o desenvolvimento deste software foi o LabVIEW®, devido à
facilidade de lidar com sistemas de aquisição de dados. O LabVIEW® é uma linguagem de
programação gráfica, na qual a montagem de diagramas de blocos corresponde à programação
em linguagem de texto.
Um programa em LabVIEW® é chamado de Instrumento Virtual ou VI (Virtual
Instrument) e é dividido em três partes básicas: 1) painel de controle (Front Panel), 2) diagrama
de blocos (Block Diagram) e 3) ícone/conector (icon/conector)
O painel frontal é a interface do programa com o usuário. Nele são inseridas as entradas
de dados, através do uso do teclado e do mouse, e visualizadas as saídas através do monitor. As
entradas são denominadas controles e as saídas, indicadores devido à semelhança com
instrumentos físicos reais.
O diagrama de blocos contém o código fonte do programa. Ele é escrito em linguagem G
(nome proveniente do termo “linguagem gráfica”). A programação G é baseada em blocos pré-
compilados que podem ser dispostos no diagrama de blocos e ligados de modo a construir a
55
lógica de programação. Estes blocos pré-compilados são funções e/ou procedimentos prontos
para serem utilizados em LabVIEW® e que permitem criar praticamente qualquer código fonte. A
ligação destes blocos é feita através de fios. Existem estruturas gráficas que realizam tarefas de
iteração, como o for loop e o while loop, tarefas de decisão, como por exemplo, o case estructor,
além de todas as tarefas pertinentes a qualquer linguagem de programação.
O ícone/conector do programa ou VI permite criar uma hierarquia de tal forma que uma
VI criada pelo usuário possa ser utilizada como uma SubVI. Pode-se criar um ícone com os
devidos conectores, entradas (controles) e saídas (indicadores) para qualquer VI, possibilitando,
dessa forma, que elas possam ser utilizadas como qualquer bloco de programação pronto. Isto
permite criar uma programação modular e reutilizar diferentes pedaços de códigos em várias
partes de um programa ou até mesmo em diferentes programas, possibilitando assim uma melhor
organização do diagrama de blocos, proporcionando um código fonte mais “limpo” e fácil de
interpretar.
Uma das principais diferenças da programação em LabVIEW® é a seqüência de ocorrência
dos eventos. Em linguagens de programação baseadas em texto os eventos ocorrem na ordem em
que foram programados, enquanto que a ordem de ocorrência em LabVIEW® depende do fluxo de
dados. Dessa maneira, uma função ou SubVI ou mesmo um “pedaço” de código só é executado
quando todos os dados necessários estiverem disponíveis. Portanto, é comum utilizar-se de
clusters de erros para influenciar na seqüência de execução de determinadas partes do programa.
7.2.1 A Máquina de Estado
A programação do software foi baseada em um padrão de projetos denominado Máquina
de Estado. Este tipo de padrão pode ser utilizado para implementar qualquer algoritmo que possa
56
ser explicitamente descrito como um diagrama de estados ou fluxograma. Uma Máquina de
Estado, mais conhecida como “máquina de estado finito”, consiste em um conjunto de estados e
uma função de transição que mapeia o próximo estado. Existem muitas variações deste tipo de
estrutura, sendo as duas mais comuns a Máquina de Mealy e a Máquina de Moore. A Máquina de
Mealy executa uma ação específica para cada transição e a Máquina de Moore executa uma ação
para cada estado.
Uma possível maneira de se representar esquematicamente uma máquina de estado é
através de um diagrama de estados, fluxogramas ou tabelas que relacionam estados, seus valores
correspondentes e próximos estados.
A implementação básica deste tipo de estrutura em LabVIEW®, consiste de: 1) um laço de
repetição, While Loop, que executa continuamente os vários estados, 2) uma estrutura de decisão
- Case Structure - dentro do laço de repetição, que possui um caso para cada estado e um código
correspondente a cada caso/estado; e 3) uma estrutura utilizada para transferir dados de uma
iteração do loop à próxima, denominada Shift Register. As rotinas de programação de cada
estado, que implementam as suas funções, são feitas dentro da estrutura de decisão
correspondente àquele determinado estado. Um código de transição determina o próximo estado
da seqüência e é diretamente ligado ao Shift Register e, através deste, à entrada do Case
Structure. Deste modo um estado pode ser subseqüente a qualquer outro, dependendo do código
de transição de cada um.
7.3 Estrutura Principal
A estrutura principal do software desenvolvido para realizar os testes de performance
hidrodinâmica das válvulas é mostrada no fluxograma da Figura 22.
57
Figura 22 – Fluxograma do programa desenvolvido em LabVIEW®.
Ao iniciar o programa ocorre a verificação de qual dos botões foi pressionado e
conseqüentemente qual o próximo passo de execução. Antes de iniciar o teste propriamente dito,
é necessário realizar a calibração dos transdutores, tanto de pressão quanto de fluxo. De acordo
com a Figura 22 a sub-rotina que correspondente a esta parte do programa é o “sub-processo 2”.
Para acessar este sub-processo o usuário deve clicar no botão “Calibração Sensores” presentes na
tela inicial do software mostrada na Figura 23.
58
Figura 23 – Tela inicial do programa
7.3.1 Programas de Calibração
A Figura 24 mostra o fluxograma do código implementado no “sub-processo 2”.
Figura 24 - Fluxograma do “sub-processo 2”
59
Ao ser executado, este sub-processo exige confirmação de nome e senha de usuário pré-
cadastrado para dar continuidade à execução. Essa verificação é importante para impedir que
pessoas que não estejam muito bem familiarizadas com o funcionamento do sistema Duplicador
de Pulso alterem dados que são importantes. Se os dados preenchidos nestes campos não forem
válidos, o código envia uma mensagem de acesso negado e retorna ao início do programa. Caso
os dados sejam válidos e o acesso aos programas de calibração seja permitido, uma tela se abre
oferecendo ao usuário a opção de escolher entre acessar o programa de calibração do transdutor
de pressão ou o programa de calibração do transdutor de fluxo ou, ainda, voltar ao início do
programa. Essa tela é mostrada na Figura 25.
Figura 25 - Tela do “sub-processo 2”
Ao acessar o programa de calibração do transdutor de pressão inicia-se o “sub-processo
2.1”, e ao acessar o programa de fluxo inicia-se o “sub-processo 2.2”.
7.3.1.1 Calibração dos Transdutores de Pressão
O “Sub-processo 2.1” é o programa desenvolvido para realizar a calibração do transdutor
de pressão. O seu fluxograma é mostrado na Figura 26.
60
Figura 26 - Fluxograma do “sub-processo 2.1”
Essa calibração é feita a partir da associação de valores de pressão inseridos pelo usuário
com valores de tensão lidos pelo programa. A execução deste sub-processo faz aparecer uma
nova tela, onde são inseridos os dados de entrada do procedimento experimental de calibração,
conforme mostrado na Figura 27.
61
Figura 27 – Tela do programa de calibração do transdutor de pressão
Dentro de uma estrutura de repetição, mostrada no fluxograma da Figura 26, está
implementado o código responsável pela gravação dos dados de pressão e tensão. O usuário
insere, via teclado, o valor de pressão correspondente à tensão que está sendo lida naquele
momento. Ao pressionar o botão “Gravar”, estes dados são adicionados a um vetor e visualizados
na tela na forma de um gráfico e de uma tabela contendo as colunas pressão (mmH20), pressão
(mmHg) e tensão (V). Ao finalizar o levantamento dos dados o usuário pressiona o botão “OK” e
a estrutura de repetição é finalizada.
Ao finalizar os cálculos dos coeficientes obtidos a partir de um dos procedimentos
experimentais utilizados para levantar a curva de pressão por tensão de cada transdutor, é
solicitado ao usuário que confirme a atualização dos coeficientes de pressão. Caso a confirmação
ocorra, os dados dos coeficientes são transferidos para um arquivo de texto que posteriormente
será lido em outras partes do programa. Existe ainda a opção de descartar os coeficientes obtidos
não os gravando no arquivo de texto. Após realizar qualquer uma das opções o “sub-processo
2.1” é finalizado.
62
7.3.1.1.1 Procedimento Experimental
Segundo exigências da norma internacional a faixa de pressão que deve ser monitorada
por um transdutor nas condições de testes de performance hidrodinâmica de válvulas cardíacas,
deve ter uma variação correspondente a aproximadamente 150 mmHg. O valor mínimo que o
transdutor deve ser capaz de medir deve ser menor que aproximadamente -30 mmHg e o valor
máximo deve ser superior a 120 mmHg. Esta variação corresponde a valores reais de diferentes
situações e condições fisiológicas representadas por diferentes freqüências cardíacas, inclusive
condições patológicas. Esta faixa de pressão foi adotada, pois corresponde, de maneira geral, às
pressões absolutas medidas em cada câmara cardíaca.
Foram feitos testes com dois tipos de transdutores diferentes. Primeiramente utilizou-se o
transdutor do tipo LRVT fornecido pelo fabricante do Duplicador de Pulsos. Este transdutor é o
diferencial, Validyne modelo DP-15, que monitora a diferença de pressão entre duas câmaras,
neste caso, átrio e ventrículo esquerdo, uma vez que são realizados testes apenas de válvulas
mitrais, durante o ciclo cardíaco. Este transdutor é dotado de um diafragma substituível cujas
características determinam a faixa de pressão em que ele responde linearmente. O transdutor
utilizado inicialmente (fornecido pelo fabricante) era dotado de um diafragma modelo “3-22”
cuja faixa linear de resposta varia de aproximadamente 3 mmHg a aproximadamente 28 mmHg.
Para que o mesmo transdutor possa responder de forma linear a uma faixa de pressão maior, é
necessário substituir o seu diafragma por outro, cuja deformação seja menos sensível à pressão
imposta sobre ele, sofrendo menor deformação devido a uma mesma pressão. Neste caso, porém,
há uma diminuição na amplitude do sinal sendo que, quanto maior a faixa de pressão que o
transdutor é capaz de medir, menor a amplitude do sinal na faixa de interesse. Conseqüentemente,
a relação sinal/ruído e a sensibilidade do transdutor diminuem nesta faixa. Mesmo sob tais
63
condições foram realizados testes com o mesmo transdutor utilizando outro diafragma, o “3-34”,
cuja faixa de resposta linear varia de aproximadamente 0 mmHg a aproximadamente 160 mmHg.
Em um segundo momento foram utilizados dois transdutores de pressão absoluta da
Braile Biomédica. Cada transdutor foi ligado a uma das câmaras e posteriormente foi feita a
subtração das curvas absolutas monitoradas em cada câmara, para obter a mesma curva de
pressão instantânea monitorada pelo transdutor diferencial. Tais transdutores respondem
linearmente a uma faixa de pressão que varia de aproximadamente -30 mmHg até
aproximadamente +300mmHg. Essa faixa de pressão é superior às pressões máximas e mínimas
de cada uma das câmaras simulando situações fisiológicas além das condições normais não
patológicas.
Para fazer o levantamento da curva de resposta e calibração do transdutor de pressão foi
utilizado um procedimento experimental baseado na teoria dos vasos comunicantes. Segundo esta
teoria, associa-se a pressão em um tubo em forma de U, à diferença de altura da coluna de líquido
contida em cada lado do tubo. O manômetro em “U” de coluna de água utilizado no
procedimento é mostrado na Figura 28.
Figura 28 – Manômetro de coluna de água – na direita, mostra-se detalho do manômetro mostrado à esquerda
64
Neste procedimento, a água foi utilizada como líquido responsável pela variação da
pressão no transdutor. A montagem experimental é um pouco diferente para a realização das
medidas para o transdutor de pressão diferencial e para os de pressão absoluta.
Para o diferencial, a montagem consiste em um tubo devidamente graduado em forma de
U com passo de escala de 2 mm variando entre ± 50 cm. Este tubo é conectado ao transdutor de
pressão diferencial, através de uma mangueira. Esta mangueira está conectada a um conector em
forma de “Y”. Na extremidade, que se divide em duas pontas, estão ligados o transdutor de
pressão e o manômetro em “U”. Na outra extremidade é ligada uma seringa, responsável por
gerar as variações de pressão no sistema. As outras extremidades, tanto do manômetro quanto do
transdutor, permanecem igualmente abertas para a atmosfera. Dessa forma, a pressão imposta
pela seringa era igual, tanto no tubo quanto no transdutor, conforme mostrado na Figura 29.
Figura 29 – Representação esquemática da montagem experimental para levantamento da curva de resposta do transdutor de pressão diferencial
No caso dos transdutores absolutos, a montagem experimental consiste de uma mangueira
65
conectada em uma das extremidades a uma seringa e na outra aos transdutores absolutos ligados
em série. A porta de saída do transdutor é conectada a uma extremidade do manômetro em “U” e
a outra extremidade do manômetro fica aberta para a atmosfera. Dessa forma, a pressão imposta
pela seringa era igual, tanto no tubo quanto no transdutor, conforme mostrado na Figura 30.
Figura 30 - Representação esquemática da montagem experimental para levantamento da curva de resposta dos transdutores de pressão absoluta.
Ao injetar pressão no tubo com a seringa, a coluna de água se desloca aumentando em um
lado e diminuindo no outro. A pressão responsável por este deslocamento é igual à pressão no
transdutor, e é lida diretamente no manômetro através da diferença de altura das colunas de água
em ambos os lados. O sinal elétrico de resposta do transdutor correspondente a esta pressão é lido
por um software criado em LabVIEW®, conforme descrito acima.
7.3.1.1.1.1 Resultados com Transdutor Diferencial com Membrana “3-22”
A coleta de dados para o levantamento da curva de resposta do transdutor de pressão foi
feita variando a pressão entre ± 800 mmH2O, para que pudesse ser avaliado o comportamento do
transdutor em uma faixa de pressão que transcende a sua linearidade. Esta coleta foi feita
variando a coluna de água em passos de 20 mm, o que corresponde a 1,47 mmHg. Esta faixa de
66
variação está em perfeito acordo com a norma, que diz que a referência utilizada para a
calibração do transdutor de pressão deve ter incrementos máximos de 2 mmHg.
Foram levantadas várias curvas para que pudesse ser feito um tratamento estatístico com o
intuito de minimizar os possíveis erros experimentais durante o procedimento. A tabela do Anexo
I mostra os dados de 9 curvas de calibração. A Figura 31 mostra um gráfico construído a partir da
média de 9 curvas levantadas, relacionando pressão e tensão.
Figura 31 – Gráfico da média de 9 curvas de pressão por tensão mostrando em cores diferentes as
três partes do gráfico
Conforme pode ser notado na Figura 31, o comportamento do transdutor não é linear em
toda a faixa de pressão estudada. Levando em consideração que as diferenças de pressões
atingidas nas câmaras cardíacas podem superar a faixa linear de trabalho do transdutor, é
necessário modelar o seu comportamento para todas as partes do gráfico. Para isso o gráfico foi
dividido em três diferentes partes. A partir destas partes foram construídos três novos gráficos,
sendo que o primeiro compreende a parte mostrada em preto no gráfico da Figura 31,
correspondente a pressões menores que 1,47 mmHg (20 mmH2O). O segundo corresponde a
pressões maiores que 1,47 mmHg e menores que 25,024 mmHg ou 340 mmH2O, sendo
67
representado pela reta em vermelho no gráfico da Figura 31. E, finalmente, o terceiro que
considera apenas pressões maiores que 25,024 mmHg (340 mmH2O) e é representado pela
porção em verde do gráfico da Figura 31.
A Figura 32A mostra o gráfico para pressões menores que 1,47 mmHg e a Figura 33B o
gráfico para pressões maiores que 25,024 mmHg. Utilizando o programa ORIGIN foi feito um
ajuste polinomial de 2ª ordem, representado, pelas linhas vermelhas em ambos os gráficos, para
encontrar as equações que relacionam os valores de tensão da saída do transdutor com valores de
pressão.
Figura 32 – Gráficos de pressão x tensão – A: pressões menores que 20 mmH2O - B: pressões
maiores que 340 mmH2O
A Figura 33 mostra o gráfico obtido apenas para a faixa linear do transdutor. Neste caso
foi feita uma regressão linear para obter a equação da reta.
68
Figura 33 – Gráfico da faixa de resposta linear do transdutor – pressões entre 20 mmH2O e 340
mmH2O
A Figura 34 mostra em roxo a curva de calibração obtida a partir da média das curvas
levantadas, ela corresponde à curva do gráfico das Figuras 32 e 33. Em verde, amarelo e cinza
são mostrados os resultados dos ajustes, polinomial e linear, respectivamente, obtidos a partir do
programa de calibração desenvolvido em LabVIEW®. Os coeficientes das curvas são mostrados
na Tabela 5.
Figura 34 – Gráfico obtido no programa de calibração em LabVIEW®, mostrando a curva de
calibração e as curvas obtidas através dos ajustes obtidos para cada parte
69
Tabela 5 – Valores dos coeficientes obtidos para cada parte da curva de calibração do transdutor de pressão diferencial com membrana “3-22”
Verde – Parábola 1 Cinza – Reta Amarela – Parábola 2
Y = a1 + b1.X + c1.X2 Y = a + b.X Y = a2 + b2.X + c2.X2
A1 -2,8612 A1 3,79218 A2 905,211
B1 -35,2231 B1 5,02865 B1 -422,361
C1 -60,2459 C1 50,6587
Correlação 0,99753 0,99827 0,9862
Os coeficientes obtidos acima são transferidos a um arquivo de texto que será lido pelo
programa e será utilizado para transformar os dados adquiridos em tensão para valores de
pressão.
7.3.1.1.1.2 Resultados com Transdutor Diferencial com Membrana “3-34”
A coleta de dados para o levantamento da curva de resposta do transdutor de pressão foi
feita variando a pressão entre - 700 mmH2O e +1000 mmH2O, para que pudesse ser avaliado o
comportamento do transdutor em toda a sua faixa linear sugerida. Esta coleta foi feita variando a
coluna de água em passos de 100 mm, o que corresponde a 7,36 mmHg
Foram levantadas várias curvas para que pudesse ser feito um tratamento estatístico com o
intuito de minimizar os possíveis erros experimentais durante o procedimento. A Tabela 6 mostra
os valores de pressão em mmH2O e mmHg, o valor da média das tensões obtidas no
levantamento de 4 curvas e seus respectivos erros. A Figura 35 mostra o gráfico obtido a partir da
Tabela 6
70
Tabela 6 – Valores de pressão e tensão da curva de calibração do transdutor de pressão
diferencial com membrana “3-34”
Pressão Tensão
mmH2O mmHg (Volts) Erro (V) -700 -51.52 0.07 0.01 -600 -44.16 0.07 0.01 -500 -36.8 0.08 0.01 -400 -29.44 0.09 0.01 -300 -22.08 0.11 0.02 -200 -14.72 0.13 0.03 -100 -7.36 0.15 0.03
0 0.00 0.18 0.02 100 7.36 0.19 0.03 200 14.72 0.22 0.03 300 22.08 0.24 0.03 400 29.44 0.26 0.03 500 36.8 0.30 0.03 600 44.16 0.32 0.04 700 51.52 0.36 0.03 800 58.88 0.40 0.04 900 66.24 0.44 0.04
1000 73.6 0.48 0.04
Figura 35 – Gráfico da curva de resposta do transdutor de pressão diferencial com membrana “3-
34”
71
Conforme mostrado na Figura 35, o comportamento do transdutor diferencial com a
membrana “3-34” não é linear. Segundo o gráfico, pode ser observado um comportamento
modelável por uma equação polinomial de ordem 2 cujos coeficientes são mostrados na Tabela 7.
Tabela 7 – Valores dos coeficientes obtidos para cada parte da curva de calibração do transdutor de pressão diferencial com membrana “3-34”
Parábola
Y = a + b.X + c.X2
A -77,46685
B -524,20123
C -450,10666
Correlação 0,99478
De maneira análoga ao que ocorre com os coeficientes deste transdutor com a outra
membrana, os coeficientes obtidos acima são transferidos a um arquivo de texto que será lido
pelo programa e será utilizado para transformar os dados adquiridos em tensão para valores de
pressão.
7.3.1.1.1.3 Resultados com Transdutores de pressão absoluta
A coleta de dados para o levantamento da curva de resposta dos transdutores de pressão
absoluta foi feita variando a pressão entre -1000 mmH2O (-73,6 mmHg) e +1000 mmH2O (+73,6
mmHg). Esta coleta foi feita variando a coluna de água em passos de 20 mm, o que corresponde a
1,47 mmHg
72
A Tabela 8 mostra alguns valores de pressão em mmH2O e mmHg e os correspondentes
valores das tensões obtidas para cada um dos transdutores, a tabela completa é mostrada no anexo
I. A Figura 36 mostra o gráfico obtido a partir da Tabela 8.
Tabela 8 – Valores de pressão e tensão da curva de calibração dos transdutores de pressão
absoluta
Pressão Tensão (V) mmH2O mmHg Trans. 1 Trans. 2
1000 72,13 -4,331 -4,329 800 58,84 -4,408 -4,406 600 44,13 -4,482 -4,476 400 29,42 -4,559 -4,556 200 14,71 -4,624 -4,614
0 0,00 -4,699 -4,696 -200 -14,71 -4,767 -4,763 -400 -29,42 -4,840 -4,838 -600 -44,13 -4,913 -4,905 -800 -58,84 -4,982 -4,982
-1000 -73,56 -5,058 -5,059
Figura 36 – Gráfico da curva resposta dos transdutores de pressão absoluta
73
A Tabela 9 mostra os coeficientes da reta de transformação de tensão em pressão para
estes transdutores bem como a correlação da reta, construída a partir da regressão linear, com os
dados da Tabela 9
Tabela 9 – Valores dos coeficientes obtidos para a curva de calibração dos transdutores de pressão absoluta
Linear
Y = a + b.X
A -4,69653
B 0,00491
Correlação 0,99986
Assim como acontece com os coeficientes obtidos para os procedimentos explicados
anteriormente, os coeficientes obtidos acima são transferidos a um arquivo de texto que será lido
pelo programa e será utilizado para transformar os dados adquiridos em tensão para valores de
pressão.
7.3.1.2 Calibração do Transdutor de Fluxo
O “sub-processo 2.2” corresponde ao programa de calibração do transdutor de fluxo.
Devido à complexidade do procedimento de calibração deste transdutor, o seu programa torna-se,
também, mais complexo quando comparado com o do transdutor de pressão. O fluxograma deste
sub-processo é mostrado na Figura 38.
Quando tem início a execução deste sub-processo uma nova janela se abre (Figura 37).
74
Figura 37 – Tela do programa de calibração do transdutor de fluxo
Primeiramente o usuário deve inserir o tempo durante o qual o fluxo deverá ser
computado. Ao clicar no botão “Iniciar Coleta” o usuário é instruído, através da abertura de uma
nova tela, a ajustar o fluxo na ponta de prova do fluxômetro de tal maneira que ele seja constante
e estável e posteriormente pressionar o botão “OK” que dá seqüência à execução do código.
Quando isso acontece, é iniciada a execução de uma estrutura de repetição na qual está contido o
código referente à aquisição do sinal. A média das tensões lidas durante o tempo de coleta é
gravada em uma variável. Esta tensão é associada ao fluxo.
75
Figura 38 - Fluxograma do “sub-processo 2.2”
Os valores de tensão correspondentes aos diferentes fluxos são transferidos a uma variável
a partir da qual são calculados os coeficientes de calibração do fluxo. Este dados são mostrados
em uma tabela e finalmente o “sub-processo 2.2” retorna ao seu início para que possa ser feita
uma nova coleta.
Terminadas todas as coletas, o usuário deverá finalizar o programa pressionando o botão
“Finalizar”. Quando isso ocorre é mostrada uma janela contendo os coeficientes de calibração
obtidos. Nessa janela há a opção de salvar estes dados em um arquivo de texto que será lido
posteriormente pelo programa. Optando ou não por salvar os dados no arquivo de texto, este sub-
processo é finalizado.
76
7.3.1.2.1 Procedimento Experimental
O transdutor de fluxo foi utilizado com o condicionador de sinais fornecido pelo
fabricante. Os sinais foram adquiridos diretamente da saída deste aparelho.
Para descobrir a relação entre tensão e fluxo deste transdutor, utilizou-se um método
experimental baseado na passagem e medição de diferentes fluxos pelo transdutor.
Para que o transdutor estivesse submetido a diferentes fluxos utilizou-se uma bomba, cujo
princípio de funcionamento é magnético, que faz a solução circular por uma mangueira que
desemboca em um reservatório onde a bomba está ligada. Em um ponto posterior à saída da
bomba é conectado o transdutor de maneira que todo o fluxo passe por ele. Anteriormente ao
transdutor é colocado um registro que permite controlar o fluxo. A montagem do aparato
experimental é mostrada na Figura 39.
Figura 39 - Desenho esquemático da montagem experimental utilizada para a calibração do fluxômetro.
O fluido utilizado deve ser condutor e é constituído de 99% de solução fisiológica e 1%
de álcool benzílico. Para realizar a calibração do transdutor de fluxo foi necessário fazer passar
uma quantidade conhecida de fluido pela ponta de prova do fluxômetro durante um período de
tempo também conhecido. Para isso foi montado um circuito fechado por onde o fluido circula,
de tal maneira que o ponto em que o fluxômetro está conectado seja o ponto de menor altura do
circuito e, assim garante-se que não ocorra entrada de ar no transdutor e que o fluxo que passa
77
por ele seja constante variando apenas com a regulagem do registro, já que a posição e,
principalmente, as alturas de todo o aparato experimental são invariantes.
Para aferir a vazão na ponta de prova do fluxômetro utilizou-se um novo recipiente, de
modo que, durante o tempo de coleta, o circuito fosse desviado para que toda a solução fosse
despejada neste novo recipiente. A partir da medida do volume de solução coletado neste
recipiente e do tempo durante o qual o circuito foi desviado, mediu-se o fluxo.
7.3.1.2.1.1 Resultados – Transdutor de Fluxo
Utilizando este procedimento experimental foi possível realizar medidas com quatro
diferentes fluxos. Foram coletadas 5 curvas contendo 4 pontos cada. A Tabela 10 mostra a média
das tensões destas 5 curvas para cada fluxo e a Figura 40 mostra o gráfico correspondente à
Tabela 10. A tabela completa contendo todos os valores de calibração é apresentada no anexo II.
Tabela 10 – Valores de fluxo e tensão da curva de calibração do transdutor de fluxo
Fluxo Tensão (V)
(l/min) Média Desv. Pad.
0 -0,07 0,02
12 0,11 0,02
20 0,22 0,02
35 0,44 0,02
44 0,57 0,01
78
Figura 40 – Gráfico da curva resposta do transdutor de fluxo
A Tabela 11 mostra os coeficientes do fluxo bem como a correlação da reta, construída a
partir da regressão linear, com os dados da Tabela 11
Tabela 11 – Valores dos coeficientes obtidos para a curva de calibração do transdutor de fluxo
Linear
Y = a + b.X
A -0,06802
B 0,01457
Correlação 0,99972
Os coeficientes de calibração de fluxo são transferidos a um arquivo de texto que será lido
pelo programa e será utilizado para transformar os dados adquiridos em tensão para valores de
fluxo
79
7.3.2 Realização dos Testes com Próteses de Válvulas Cardíacas
De acordo com a Figura 22 a sub-rotina que correspondente à realização do teste é o “sub-
processo 1”. Para acessar este sub-processo o usuário deve clicar no botão “Iniciar Visualização”
presentes na tela inicial do software mostrada na Figura 23.
Quando o botão “Iniciar Visualização” é pressionado o programa executa as rotinas que
darão início a uma cadeia de eventos responsável por realizar o teste de válvula. Primeiramente o
programa faz a leitura dos arquivos de texto contendo os valores dos coeficientes de calibração,
sendo um arquivo para o fluxo e um para a pressão. Os dados lidos nestes arquivos são utilizados
na transformação de valores de tensão em fluxo e pressão respectivamente. Os sinais adquiridos
pela placa e transformados em pressão e fluxo são visualizados na tela inicial para que o usuário
possa realizar ajustes mecânicos no sistema duplicador de pulsos. Quando todos estes ajustes são
realizados, o botão “OK” (prosseguir teste) é pressionado e uma nova tela se abre (Figura 41).
Figura 41 – Tela onde são inseridos os dados para realização dos testes
Nesta nova tela são inseridos os parâmetros iniciais dos testes como, por exemplo, tipo e
tamanho da válvula, número de ciclos com o qual o teste deve ser realizado e freqüência de
80
batimentos estimada. Nesta tela o usuário tem a opção de prosseguir com o teste clicando em
“Iniciar Teste”, ou retornar ao início do programa clicando em “Voltar”. Para ambas as opções,
esta tela se fechará. Pressionando o botão “Iniciar Teste” terá início o “sub-processo 1”,
responsável pela aquisição dos dados que serão utilizados nos cálculos e realização dos cálculos.
7.3.2.1 Aquisição dos Dados e Realização dos Cálculos
O Fluxograma do Sub-processo 1 é mostrado na Figura 42. Ao iniciar a execução do
código contido neste sub-processo uma nova tela se abre. Nesta tela podem ser visualizados os
sinais sendo adquiridos ao longo da coleta dos dados. Esta tela é mostrada na Figura 43.
Figura 42 – Fluxograma do “sub-processo 1”.
81
Figura 43 – Tela de realização dos testes
Primeiramente são feitas as leituras do arquivo de texto contendo os coeficientes de
calibração dos transdutores e dos dados inseridos na tela anterior. Utilizando os dados resultantes
destas duas entradas é feita a aquisição dos sinais de maneira análoga à descrita anteriormente,
em que a taxa de aquisição e o número de amostras a serem lidas garantem que um ponto seja
lido a cada 25 ms.
A sub-rotina de aquisição de dados é colocada dentro de um laço de repetição e o número
de vezes em que esse laço se repetirá determinará a quantidade de pontos a ser coletada. Para
determinar o índice de repetição deste laço leva-se em consideração o número de ciclos e a
freqüência estimada, ambos fornecidos pelo usuário na tela anterior. Considerando que o usuário
entra com o número de ciclos Nc desejado na realização do teste e com a freqüência de
82
batimentos Fb aproximada, os seguintes cálculos são realizados para obter o número de repetições
do laço.
Se T[s] é o tempo necessário para coletar Nc ciclos a uma freqüência de batimentos Fb
bpm e 0,025 segundos é o tempo de coleta de cada ponto, o número total de pontos a serem
coletados, que é igual ao número de repetições do laço, é Y[p]:
(11)
,
,
(12)
Os dados referentes aos sinais de fluxo e pressão são transferidos para duas variáveis,
conforme fluxograma da Figura 43, sendo uma para o sinal de fluxo e outra para o de pressão.
Cada uma dessas variáveis é um vetor em que cada posição é indexada por um único índice
correspondente a uma amplitude do sinal. O tamanho deste vetor (ou número de pontos e/ou
posições) pode ser associado ao tempo (eixo x), uma vez que o tempo de aquisição de cada ponto
é conhecido.
Posteriormente, é feita a detecção de picos dos sinais de fluxo, onde os picos são
detectados a partir de um limiar determinado. Dessa forma, pode-se encontrar um único pico para
cada ciclo, seu respectivo índice no vetor de dados de fluxo e o número de picos existentes neste
vetor, o que determina a quantidade de ciclos nele existente. A partir do número de ciclos
selecionado pelo usuário e do número de ciclos encontrados pelo detector de picos, extrai-se a
quantidade de ciclos desejada desconsiderando-se os pontos inicias e finais, a fim de minimizar
possíveis erros de inicialização e finalização de aquisição.
83
Considerando que os sinais de pressão e de fluxo são temporalmente equivalentes, tudo
que é feito com os índices (que representa o eixo temporal) em um sinal é válido também para o
outro. Dessa forma, é possível identificar e separar os ciclos do vetor de pressão utilizando os
índices de ciclos obtidos para o vetor de fluxo a partir do processamento acima descrito. Assim,
os vetores de pressão e fluxo são separados por ciclo.
Conforme pode ser visto no fluxograma da Figura 42, o próximo passo a ser executado é o
“sub-processo 1.1”. Esta parte do código é executada dentro de um laço de repetição, em que o
número de repetições é igual à quantidade de ciclos selecionada pelo usuário. Isso significa que o
código implementado é executado para cada ciclo separadamente.
Finalizado o “sub-processo 1.1”’ é feita a média dos resultados dos cálculos obtidos para
cada ciclo e a partir destes resultados são calculadas, utilizando as Equações (13) e (14), as áreas
específicas de orifício (AEO’s) da válvula.
, ∆
(13)
éé
, ∆ (14)
Utilizando as AEO’s obtidas acima, são calculados o índice de descarga, o índice de
performance e o índice de eficiência de acordo com as Equações (15), (16) e (17).
é
. (15)
84
é
. (16)
(17)
Depois de calculados todos os parâmetros necessários para a finalização do teste, os
resultados são todos agrupados. Ao finalizar o teste os gráficos mostrados na parte inferior da
Figura 43 são preenchidos, e através dele, pode ser feita uma avaliação prévia do teste,
classificando-o como válido ou não.
A partir deste ponto o usuário pode escolher entre visualizar os resultados em uma nova
tela ou retornar ao início do programa, caso o teste não tenha sido bem sucedido. Ao clicar o
botão “Visualizar Relatório” uma nova tela, contendo todos os resultados e alguns gráficos, se
abre, dando a opção de gerar um relatório em EXCEL e em seguida voltar ao início. O usuário
pode ainda optar por voltar diretamente ao início sem gerar o arquivo de relatório.
7.3.2.1.1 Cálculos do Teste – Realizados Ciclo a Ciclo
O fluxograma do sub-processo 1.1 é mostrado na Figura 44. O primeiro parâmetro
calculado nesta parte do programa é a freqüência cardíaca. Para isso é computado o tamanho do
vetor de cada ciclo e, a partir do período de aquisição dos pontos, é calculada a freqüência. Sendo
Np o número de pontos de cada ciclo e 0,025 o tempo necessário para coletar 1 único ponto, o
período Pc, em segundos do ciclo é dado por:
0,025 (18)
85
A freqüência em Hz é o inverso do Pc e a freqüência de batimentos Fb, em bpm, de cada ciclo é
dada por:
2400 (19)
Figura 44 – Fluxograma do “Sub-processo 1.1”
Para calcular o gradiente de pressão transvalvar é calculada a diferença entre o maior e o
menor vale. Este valor caracteriza o ponto de início de abertura da válvula, uma pequena variação
86
da pressão quando ela está aberta e o seu ponto de fechamento. A Figura 45 mostra um desenho
representativo da curva de pressão obtida para dois ciclos cardíacos. Nela podem ser visualizados
os vales acima citados e o valor médio da pressão durante o ciclo.
Figura 45 – Representação da curva de pressão sobre uma prótese de válvula, mostrando o gradiente de pressão e a pressão média.
A pressão no ponto em que o fluxo é máximo é estimada buscando no vetor de fluxo seu
máximo valor. A partir do índice correspondente a este valor é extraído seu respectivo ponto no
vetor de ciclo de pressão, resultando na pressão correspondente ao máximo fluxo. A relação entre
as curvas de pressão e fluxo depende do modo como a pressão é medida. Se forem utilizados
sensores de pressão absoluta e for feita a subtração das curvas para obter a pressão diferencial,
esta relação vai depender de como esta subtração é feita. Caso seja feita a pressão atrial menos a
ventricular, por exemplo, as curvas apresentarão uma relação semelhante à mostrada na Figura 46,
onde a pressão no máximo fluxo será sempre negativa. Caso seja subtraída a pressão ventricular
da pressão atrial, a curva de pressão ficará espelhada com relação ao plano do eixo x e a pressão
no máximo fluxo será positiva. No caso da utilização de transdutores de pressão diferencial, o
mesmo ocorre dependendo de qual câmara é conectada a qual entrada do transdutor.
87
Figura 46 – Relação das curvas de pressão e fluxo
O vetor do ciclo de fluxo é separado em duas partes e armazenado em duas novas
variáveis ou vetores, ambos do mesmo tamanho, um sendo composto por zeros e a parte negativa
do fluxo e o outro por zeros e a parte positiva do fluxo. Isso garante que os novos vetores
formados possuam o mesmo número de pontos e índices, não havendo assim variação temporal
entre eles. A Figura 47 mostra a representação esquemática da curva de fluxo separada em partes
positiva e negativa.
Figura 47 – Representação esquemática da curva de fluxo mostrando as partes, positiva e negativa, separadamente
A parte positiva do fluxo é utilizada para calcular o volume por batimento (Stroke
Volume). Para isso é feita uma integração numérica da curva de fluxo. O resultado dessa
88
integração é o próprio volume por batimento que, multiplicado pela freqüência cardíaca, acima
calculada, resulta no débito cardíaco.
O tempo de abertura (forward flow phase) da válvula é calculado utilizando a parte
positiva de vetor de fluxo. Para isso é feita a verificação da quantidade de pontos maiores que
zero contida nesse vetor e multiplicada por 0,025 segundos.
Para calcular o volume de fechamento (closing volume) encontra-se o primeiro pico e o
primeiro vale da parte negativa do vetor de fluxo conforme mostrado na Figura 48
Figura 48 – Parte negativa do ciclo de fluxo, indicando o primeiro vale e o primeiro pico.
A parte deste vetor que se encontra entre estes dois índices ( primeiro vale e primeiro
pico) é utilizada como base de cálculo para traçar uma reta que representa o prolongamento desta
parte da curva de fluxo até o zero. Para descobrir qual é a reta que melhor represente o
prolongamento desta parte do ciclo, dividiu-se a porção extraída do ciclo em três partes iguais e
utilizou-se a porção central para achar o coeficiente angular que representa a reta em questão
conforme Figura 49.
89
Figura 49 – Porção extraída da parte negativa do fluxo indicando a parte utilizada para encontrar a reta de prolongamento.
Com a equação da reta obtida, utilizou-se uma estrutura de repetição para gerar valores
nessa reta. O índice de corte mostrado na Figura 49 é o coeficiente linear da reta; assim, a nova
reta é posicionada exatamente no ponto em que a porção extraída do ciclo de fluxo termina.
Calculando a integral da parte do ciclo que vai do primeiro ponto negativo do ciclo até o último
ponto negativo da reta construída, obtém-se o volume de fechamento. O volume de vazamento é
dado pela subtração do volume de regurgitação, que é a integral de toda a parte negativa do ciclo,
pelo volume de fechamento conforme mostrado na Figura 50.
Figura 50 – Volumes, de fechamento e vazamento, calculados a partir da curva de fluxo
90
7.3.2.2 Relatório de Teste
Como resultado final da realização do teste pelo programa, é gerado um relatório em
EXCEL onde são apresentados todos os resultados obtidos, bem como os dados - inseridos pelo
usuário – que configuram cada teste. Também são mostrados gráficos contendo as curvas de
pressão e fluxo e alguns resultados importantes para análise da válvula testada (as áreas efetivas
de orifício médias e RMS, coeficiente de descarga e os índices de performance e de eficiência). O
relatório emitido para um dos testes realizados segundo o protocolo descrito no item 8.1 é
mostrado na Figura 51. No Anexo III é apresentada uma tabela contendo um resumo dos dados
contidos nos relatórios emitidos para todos os testes realizados com as válvulas.
91
Figura 51 – Exemplo do relatório gerado em EXCEL
93
Capitulo 8
Aplicação – Testes Feitos em Válvulas
Primeiramente foram realizados testes utilizando o transdutor de pressão diferencial com
ambas as membranas. Foi observado, porém, que os resultados obtidos com este transdutor não
satisfaziam as exigências da norma internacional e, por essa razão, estes resultados foram
descartados.
Em um segundo momento, foram realizados testes com os transdutores de pressão
absoluta, cuja faixa de resposta linear abrange todas as pressões ás quais as próteses são
submetidas durante os testes de performance hidrodinâmica.
8.1. Protocolo de Testes
8.1.1 Transdutor de pressão diferencial
Utilizando o transdutor de pressão diferencial foram realizados testes em 9 próteses
valvares de pericárdio bovino em posição mitral, o que corresponde a toda a linha de produção da
Braile Biomédica. Oe testes foram realizados em válvulas de diâmetro externo de 19 mm, 21
mm, 23 mm, 25 mm ,27 mm, 29 mm, 31 mm, 33 mm e 35 mm. Cada válvula foi testada com 3º
ciclos em freqüências de 60, 70, 80, 90, e 100 bpm, as resistências, aórtica e periférica, ajustadas
para 72% da área interna máxima da mangueira e a complacência foi ajustada para 40%. Estes
testes foram realizados com as duas membranas do transdutor de pressão diferencial.
94
8.1.2 Transdutores de pressão absoluta
Foram testadas quatro válvulas novas de pericárdio bovino com diâmetros nominais de
25, 27, 29 e 31 mm, em 4 diferentes freqüências: 70, 80, 90 e 100 bpm. Cada combinação de
válvulas e freqüências foi testada com complacências de 20 e 40% e com resistências, aórtica e
periférica, ambas com 45 e 27% de estenose. O número de ciclos, ou batimentos, utilizado em
cada teste foi de 30 ciclos. Todos os testes foram realizados com as válvulas em posição mitral.
8.2 Resultado dos Testes
A partir dos dados obtidos no relatório de teste foram criados alguns gráficos que
permitem avaliar o comportamento hidrodinâmico das válvulas testadas.
Os gráficos apresentados neste item devem ser considerados apenas para efeito de
comparação com a literatura especializada, como indicador da viabilidade da ferramenta
utilizada. O objetivo deste trabalho não é realizar qualquer estudo acerca do comportamento das
válvulas, mas tão somente aprimorar a ferramenta que possibilita a geração de tais gráficos.
8.2.1 Transdutor de pressão diferencial
São apresentados gráficos construídos a partir dos dados contidos nos relatórios de testes
realizados segundo o protocolo do item 8.1.1.
A Figura 52 mostra do lado direito os resultados obtidos nos testes realizados com o
transdutor de pressão diferencial com a membrana “3-22” e do lado esquerdo com a membrana
“3-34”. São apresentados gráficos que relacionam o gradiente de pressão transvalvar, a AEOMédia
e o fluxo com a freqüência para as diferentes válvulas.
95
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”.
8.2.2 Transdutores de pressão absoluta
A Figura 53 mostra que existe uma determinada relação onde ocorre um acréscimo do
gradiente de pressão conforme há um aumento da freqüência cardíaca e mostra também que a
relação entre estas duas grandezas sofre grande variação conforme são alteradas as resistências e
complacência do sistema.
96
Figura 53 – Gráficos do gradiente de pressão transvalvar pela freqüência cardíaca
A mesma observação pode ser feita para o comportamento do fluxo RMS com relação à
freqüência, conforme Figura 54. Porém, diferentemente do que ocorre com o gradiente de pressão
transvalvar, a relação entre fluxo RMS e freqüência cardíaca quase não é afetada pelas variações
de resistências aórtica e periférica e complacência.
97
Figura 54 – Gráficos do Fluxo RMS pela Freqüência Cardíaca
Os gráficos da Figura 55 mostram a relação entre a área efetiva de orifício da válvula e a
freqüência cardíaca para os 4 conjuntos de válvulas testadas.
98
Figura 55 – Gráficos da AEORMS pela Freqüência Cardíaca
Um parâmetro muito utilizado por vários autores para avaliar o comportamento da válvula
é o índice de eficiência. Os gráficos da Figura 56 mostram a variação deste índice para as
diferentes válvulas e freqüências.
99
Figura 56 – Gráficos do Índice de Eficiência pela Freqüência Cardíaca
101
Capítulo 9
Discussão
A resposta que o transdutor de pressão diferencial apresenta não é totalmente linear, seja
com a membrana “3-22” ou com a membrana “3-34”. Modelar o seu comportamento, em ambos
os casos, incluindo também as regiões não lineares da curva de calibração, é extremamente
importante uma vez que a diferença de pressão entre as câmaras cardíacas do sistema duplicador
de pulsos mostra-se, em alguns casos, superior às correspondentes na faixa de resposta linear do
transdutor. O levantamento das curvas de calibração dos transdutores de pressão absoluta mostra
que ambos apresentam linearidade além da faixa de trabalho utilizada neste caso e, além disso, a
análise das suas especificações técnicas mostra sua adequação a este propósito. Portanto, foi
decidido que seriam utilizados os transdutores de pressão absoluta ao invés do de pressão
diferencial.
Mesmo sendo possível modelar toda a sua faixa de trabalho, os resultados obtidos nos
testes realizados com o transdutor de pressão diferencial mostram-se incompatíveis com o
exigido pela norma. Isso se deve às faixas de não linearidade deste transdutor, o que gera
deformações nas curvas instantâneas de pressão. Essas variações acarretam em análise incorreta
dos dados, prejudicando os cálculos por parte do software. Os resultados apresentados no item
8.2.1 mostram que o gradiente de pressão transvalvar é muito acima do esperado, para os testes
com a membrana “3-22”. É possível perceber que há um decréscimo deste gradiente quando a
membrana foi substituída pela “3-34”. Porém, esta melhora ainda não foi suficiente para que os
resultados fossem compatíveis com as exigências da norma internacional. De acordo com a
102
Figura 52 – B1 e B2 – os valores obtidos para a AEOMédia se mostram discrepantes com relação
aos apresentados na Tabela 1.
Os resultados mostrados no item 8.2, obtidos em testes realizados com transdutores de
pressão absoluta mostram adequação ao esperado quando comparado com as normas
internacionais e com a literatura especializada.
Uma das grandes vantagens do sistema criado com relação ao programa de captação e
análise de dados fornecido pelo fabricante é justamente alteração dos transdutores de pressão
utilizados. Enquanto o novo sistema utiliza transdutores cujas especificações técnicas e
propósitos são ideais para esta aplicação, o sistema anterior utiliza um transdutor cuja linearidade
de resposta é inferior a faixa de trabalho. Aparentemente o sistema anterior não é capaz de
apresentar modelagem real do comportamento do transdutor de pressão diferencial, uma vez que,
o método de calibração sugerido pelo fabricante leva em consideração apenas dois pontos para
relacionar a pressão com a tensão. Apenas com dois pontos não possível fazer uma correta
modelagem de seu comportamento em toda a faixa de trabalho.
O procedimento experimental utilizado para realizar a calibração do transdutor de fluxo
apresentou uma limitação quanto ao número de pontos utilizados para construção da curva de
calibração. Com este procedimento só foi possível coletar 4 pontos impossibilitando uma análise
estatística mais detalhada do comportamento do fluxômetro. Na tentativa de minimizar o possível
erro gerado por esta limitação, foram levantadas 5 curvas, de modo que pudesse ser feito um
tratamento estatístico de tais dados. A resposta do transdutor de fluxo mostrou-se linear em toda a
faixa de trabalho utilizada, apesar de apresentar flutuações relativamente grandes, por volta de
15% da tensão média, quando o fluxo é contínuo e menor que aproximadamente 10 l/min.
A correta calibração dos transdutores é um dos avanços proporcionados pelo novo sistema
criado. Além disso, o novo programa proporciona maior velocidade na realização dos testes, uma
103
vez que o tempo necessário para que um teste seja realizado é atribuído somente ao número de
ciclos e freqüência cardíaca que será utilizada.
Uma grande vantagem do novo sistema é que a implementação dos cálculos é toda
baseada em estudos recentes de vários pesquisadores, tornando-o mais atualizado quando
comparado ao sistema anterior. O fato do código fonte do novo programa ser aberto representa
uma evolução, já que o sistema antigo não permitia aos usuários e/ou especialistas, analisar os
métodos e equações utilizadas na realização dos cálculos.
A geração de um arquivo em EXCEL para a apresentação do relatório contendo os
resultados dos testes proporciona uma grande facilidade, tanto para armazenar como para utilizar
seus dados com outras finalidades, como por exemplo, em pesquisas científicas sobre
comportamento de próteses valvares.
Os gráficos mostrados no item 5.3 ilustram algumas possibilidades de estudos voltados
para pesquisas. A comparação destes gráficos com os elaborados por pesquisadores da área,
cujos estudos são citados nos itens 3.3 e 3.4, mostra que certo padrão, mantidas as devidas
proporções, é seguido. Desta maneira é possível afirmar que a ferramenta desenvolvida está
dentro dos padrões esperados, uma vez que os dados por ela obtidos são compatíveis com os
encontrados na literatura.
105
Capítulo 10
Conclusão
Podemos concluir que os objetivos foram alcançados e que:
1) O condicionador de sinais construído para o transdutor de pressão diferencial atende aos
requisitos necessários para excitá-lo, interpretar seu sinal de resposta e fornecer um sinal
otimizado para as características da placa de aquisição utilizada. 2) A modelagem do comportamento do transdutor de pressão e sua calibração possibilitaram
a sua utilização em toda a sua faixa de trabalho, inclusive as não lineares, apresentando
pequenos desvios na faixa linear e desvios relativamente grandes nas não lineares. Mesmo
após a correta modelagem do transdutor de pressão diferencial, a criação de circuitos
otimizados para sua excitação e interpretação de seus sinais de resposta e dos testes
realizados com as duas membranas diferentes, as curvas de pressão instantâneas
apresentaram modificações na sua forma, o que impossibilitou a utilização de tais
transdutores. 3) Os transdutores de pressão absoluta mostraram-se ideais para esta aplicação e os testes
realizados em próteses valvares com estes transdutores apresentaram resultados
compatíveis tanto com a norma internacional quanto com dados da literatura
especializada.
4) A calibração do transdutor de fluxo mostrou sua linearidade na faixa de trabalho
necessária, apesar de apresentar flutuações para fluxos contínuos relativamente baixos. 5) O estudo da literatura especializada proporcionou a construção de um programa
atualizado.
106
6) A utilização da plataforma de programação LabVIEW® proporcionou grande facilidade no
desenvolvimento do programa e na aquisição dos sinais provenientes dos transdutores, já
que a placa de aquisição utilizada é totalmente compatível e desenvolvida para trabalhar
especialmente com esta plataforma.
7) O programa desenvolvido proporciona maior facilidade, velocidade e agilidade na
realização dos testes, quando comparado ao programa anteriormente utilizado. 8) A visualização do código fonte e dos métodos utilizados para programação permite que
especialistas na área de estudos de próteses valvares cardíacas analisem os resultados de
acordo com o método utilizado e realizem melhorias caso seja necessário.
107
Referências Bibliográficas 1. ABDALLAH, S. S.; SU, C. S.; HWANG, N. H. C. Dynamic performance of heart valve
prostheses and testing loop characteristics. Trans. Am. Soc. Artif. Inter. Organ, Hagerstown, v.29, p. 269-300, 1983.
2. AMERICAN NATIONAL STANDARD., “Cardiovascular Implants – Cardiac Valve Prostheses” ISO, 5840:2005 - ANSI/AAMI/ISO 5840
3. ANDRADE, A. J. P.; DISNER, F.; BISCEGLI, J. F.; GOMÉZ H.C.; ARRUDA, A.C.F. Simulador cardíaco para teste de próteses valvares. Rev. Bras. Eng. Rio de Janeiro, v. 6, n. 2, p. 480-487, 1989.
4. BRAILE,D. M.; BILAQUI, A.; ANACLETO, J.C.; ARDITO, R. V.; GRECO, O. T.; KORUDA, G.; BAUCIA, J. A.; WITCHTHENDAHL, R. C.; PAULETE, J.; PAULETE, S. S.; CARVALHO, G. Manufacturing of heart valvar prostheses with purified glutaraldehyde-preserved bovine pericardium. In Simpósio Internacional de Órgãos Artificiais. São Paulo; Centro Cultural Hospital das Clínicas, p. 49, 1979.
5. BRAILE,D. M.; BILAQUI, A.; ARDITO, R. V.; GRECO, O. T.; GARZON, S. A. C.; NICOLAU, J. C.; JACOB, J. L. B.; AYOUB, J. C. A.; FEDOZZI, N. M.; ANGELONI, M. A.; LORGA, A. M. Bioprótese cardíaca de pericárdio bovino. Arq. Bras. Cardiol., Rio de Janeiro, v. 39, n. 4, p. 247-257, out. 1982.
6. BRAILE, D. M. Prótese valvar de pericárdio bovino. Desenvolvimento e Aplicação Clínica em Posição Mitral. São Paulo, Tese (Doutorado) Escola Paulista de Medicina, 1990.
7. BUTTERFIELD, M.; FISHER, J.; DAVIES, G. A.; SPYT, T. J. Comparative study of hydrodynamic function on the CerboMedics valve. Ann. Thorac. Surg. New York, v. 52, n. 5, p. 815-820, maio 1991.
108
8. CALVERT, G.; DRABBLE, J.; SERAFIN, R.; TEMPLE, L. J. An aortic pulse duplicator of simple design. J. Thorac. Cardivasc. Surg., Sanit Louis, v. 47, n. 5, p. 633-643, maio 1964.
9. CANNON, S. R.; RICHARDS, K. L.; CRAWFORD, M. Hydraulic estimation of stenotic orifice area: A correction of the Gorlin formula. J. Am. Heart Assoc., v. 71, p. 1170-1178, 1985.
10. CARPENTIER, A.; LEMAIGRE, G.; ROBERT, L.; CARPENTIER, S.; DUBOST, C. Biological factors affecting long-term results of valvular heterografts, J. Thorac. Cardivasc. Surg., Saint Louis, v. 58, n. 4, p. 467-483, out. 1969.
11. CHANDRAN, K. B. Experimental evaluation of flow characteristics shows that an ideal valve yet to be design. Mech. Eng., New York, v. 1, n. 1, p. 53-58, jan. 1986.
12. COSTA, F. D. A. Desempenho Hidrodinâmico “in vitro” de próteses de pericárdio bovino. Análise em sistema de fluxo contínuo. Tese de Mestrado, Curitiba, Dissertação (mestrado). Escola Paulista de Medicina, 1987.
13. COSTA, F. D. A. Desempenho hidrodinâmico de próteses valvares aórticas e porcinas e de pericárdio bovino sem anel de suporte. Tese de Doutorado, Curitiba, Dissertação (Doutorado). Universidade Federal do Paraná, 1994.
14. DAVILA, J. C.; TROUT, R. G.; SUNNER, J. E.; GLOVER, R. P. A simple mechanical pulse duplicator for cinematography of cardiac valves in action. Ann. Thorac. Surg., New York, v. 143, n. 4, p. 544-551, abr. 1956.
15. DELLSPERGER, K. C.; WEITING, D. W.; BAEHR, D. A.; BARD, R. J.; BRUGGER, J.; HARRISON, E. C. Regurgitation of prosthetic heart valves: dependence on heart rate and cardiac output. Am J. Cardiol., New York, v. 51, n. 2, p. 321-328, jan. 1983.
109
16. GABBAY, S.; MCQUEEN, D. M.; YELLIN, E. L.; FRATER, R. W. M. In vitro hydrodynamic comparison of mitral valve prostheses at high flow rates. J. Thorac. Cardivasc. Surg., Saint Louis, v. 76, n. 6, p. 771-787, dez. 1978.
17. GABBAY, S.; YELLIN, E.L; FRISHMAN, W.M.; FRATER, R. W.M. In vitro hydrodynamic comparison of St. Jude, Bjork-Shiley and Hall-Kaster valves. Trans Am Soc. Artif. Intern. Organs. Heagerstown Md., v. 36, p. 231-235, 1981.
18. GABBAY, S.; FRATER, R. W. In vitro comparison of the new generation of mitral bioprosthetic valves. Trans. Am. Soc. Artif. Int. Organ., Hagerstown, v. 28, p. 143-147, 1982.
19. GABBAY, S.; KRESH, J. Y. Bioengineering of mechanical and biologic heart valve substitutes, In: MORSE, L. Guide to Prosthetic Cardiac Valves, Berlim Springer Verlag, p. 239-256, 1985.
20. GABBAY, S.; FRATER, R. W. M. In vitro comparison of the newer heart valve bioprostheses in the mitral and aortic positions. In: BODNAR, E.; IACOUB, m. (Ed.) Biologic end bioprosthetic valves. New York: York Medical Books. p. 456-467, 1986.
21. GAO, B. Z.; HOSEIN, N.; HWANG, N. H. C. Hydrodynamics of a long-body bileaflet mechanical heart valve. Am.Soc. Artif.Internal Organs.,v. 43, p. 396 - 401, 1997.
22. GARCIA, D.; KADEM, L. What do you mean by aortic valve area: Geometric orifice area, effective orifice area, or Gorlin area? J. Heart Valve Dis., v. 15, n. 5, p. 601-608, 2006.
23. GIULIATTI, S.; GALLO Jr., L.; ALMEIDA FILHO, O. C.; SCHMIDT, A.; MARIN NETO, J. A.; PELÁ, C. A.; MACIEL, B. C. A pulsatile flow model for in vitro quantitative evaluation of prosthetic valve regurgitation. Braz. J. Med. Bio. Research, v. 33, p. 342-346, 2000.
110
24. GORLIN, R.; GORLIN, S. G. Hydraulic formula for calculation of the area of the stenotic mitral valve other cardiac valves, and central circulation shunts. I. Am. Heart J., Siant Louis, v. 41, n. 1, p. 1-29, jan 1951.
25. GUYTON, C. A.; Fisiologia Humana. Guanabara Koogan – Ed. 6, 1988.
26. IONESCU, M. I. Heart Valve replacement with autologous fascia lata. Lancet, London, v. 2, n. 7616, p. 335-340, ago. 1969.
27. IONESCU, M. I.; TANDON A. P. Long-term clinical and hemodynamics evaluation of Ionescu-Shiley pericardial xenograft heart valve. Artif. Organs, New York, v. 4, n. 1, p. 13-19, 1980.
28. IONESCU, M. I.; SMITH, D. R.; HASAN, S. S.; CHIDANBARAM, M.; TANDON, A. P. Clinical durability of the pericardial xenograft valve. Ten years experience with mitral replacement. Ann. Thorec. Surg., New York, v. 34, n. 3, set. 1982.
29. HEILIGER, R.; GEKS, J.; MITTERMAYER, C. Results of comparative in vitro study of Duromedics and Bjork-Shiley monostrut mitral heart valve prostheses. J. Biomed. Eng., Guildford, v. 9, n. 2, p. 128-133, abr. 1987.
30. JOHNSON, D. M.; CHWIRUT, D. J. REGNAUL, W. F. FDA’s requirements for in-vitro performance data for prosthetic heart valves. J. Heart Valve Dis. Pinner, v. 3, n. 3, p. 228-234, maio 1994.
31. KITAMURA, T.; AFFELD, K.; MOHNAUPT, A. Design of a new duplicator system for prosthetic heart valves. J. Biomedical Eng., New York, v. 109, n. 2, p. 43-47, 1987
32. KNOOT, E.; REUL, H.; KNOCH, M.; STEINSEIFER, U.; RAU, G. In vitro comparison of aortic heart valve prostheses. J. Thorac. Cardiovasc. Surg., Saint Louis, v. 96, n. 6, p. 952-961, dez. 1988.
111
33. LAXMINARAYAN, S.; KADAM, P.; GABBAY, S. A pulse duplicator model for testing of heart valves. Ann. Conf. Eng. Med. Bio. Soc.., v. 9, n. 86, p. 102-123, 1986.
34. MacDONALD, I.; FISHER, J.; EVANS, A. L.; WHEATLEY, D. J. A microcomputer – based data acquisition system for a prosthetic hear valve, apparatus. J. Med. Eng. Technol. London UK, v.10, n.6, p. 321-324, 1986
35. MARTIN, T. R. P.; BLACK, M. M. Problems of in-vitro testing of heart valve replacements. Proc. Eur. Soc. Artif. Organ., v. 3, p. 131-138, 1976.
36. MARTIN, T. R. P.; TINDALE, W. B.; NOORT, R.; BLACK, M. M. In-vitro heart valve evaluation: Fact or fantasy?. Trans. Am. Soc. Int. Artif. Organ., Hagerstown, v. 27, p. 475-479, 1981.
37. PESARINI, A. Simulador de Pulso para Testes de Próteses Valvares Cardíacas. Curitiba, 1991, Dissertação (Mestrado). Setor de Ciências da Saúde, Universidade Federal do Paraná.
38. ROSEN, J. J.; WRIGHT, J. T. M.; MYERS, D. J.; JAHSNSEN, J. Hydrodynamic performance of a new pericardial heart valve. Trans. Am. Soc. Artif. Int. Organ., Hagerstown, v. 27, p. 151-154, 1981.
39. ROSS, D.N. Homograft replacement of the aortic valve. Lancet, London, v. 2, n. 7253, p. 487, set. 1962
40. SILVERTHORN, D. U.; Fisiologia Humana: uma abordagem integrada. 2. ed. Manole, 2003. p. 403-473
41. SCOTEN, L. N.; WALKER, D. K.; BROWNLEE, R. T. Construction and evaluation of a hydromechanical simulation facility for assessment of mitral valve prostheses. J. Med. Eng. Technol. London, v. 3, n.1, p. 11-18, jan. 1979
112
42. SAWNSON, W. M.; CLARCK, R. E.; A simple cardiovascular system simulator: Design and performance. J. Bioeng., New York, v. 1, n. 1, p. 135-145, jan. 1977.
43. TURINA, J.; HESS, O. M.; KRAYENBUEHL, H. P. Cardiac Bioprostheses in the 1990s. J. Am. Heart. Assoc. Circ., Dallas-TX, v. 88, n. 2, p. 775-781, ago. 1993.
44. VIEIRA, P.F.; TSUZUKI, S.; MELLO, C.P. DE; MELLO, S.; ZERBINI, E.J. Ensaio de próteses no simulador cardíaco. Rev. Bras. Med., São Paulo, v.32, n.4, p. 195-198, 1976
45. WIETING, D.W.; HALL, C.W.; LIOTTA, D.; DE BAKEY, M.E. Dynamic flow behavior of artificial heart valves. In: BREWER, L.A. Prosthetic heart valves. Springfield III. : Charles C. Thomas, 1969. p. 35-51
46. WALKER, D. K.; SCOTTEN, L. N.; MODI, F. J.; BROWNLEE, R. T. In-vitro assessment of mitral valve prostheses. J. Thorac. Cardiovasc. Surg., Saint Louis, v. 79, n. 5, p. 680-688, maio 1980.
47. WALKER, D. K.; SCOTTEN, L. N.; BROWNLEE, R. T. The MitroflowTM pericardial heart valve. Scand J. Therac. Cardiovasc. Surg., Stockholm, v. 19, n. 2, p. 131-138, 1985.
48. WEESSEL, H. U.; KEZDI, P.; LEWIS, J. A simple external pulse duplicator for evaluation of cardiac valvular action. J. Thorac. Cardiovasc. Surg., Saint Louis, v. 43, n. 4, p. 513-516, abr. 1962
49. WRIGHT, J.T. M.; BROWN, M. C. A method for measuring the mean pressure drop gradient across prosthetic heart valves in vitro pulsatile flow conditions. Med. Instrum., Baltimore, v.11, n.2, p. 110-113, 1977
50. YOGANATHAN, A .P. - Cardiovascular Fluid Mechanics – Tese de Doutorado - Calafornia Intitute of Technology - 1978).
113
51. YOGANATHAN, A. P.; CORCORAN, W. H. Pressure drops across prosthetic aortic heart valves under steady and pulsatile flow – in-vitro measurements. J. Biomech., Elmsford, v. 12, p. 153-164, ago, 1979.
52. YOGANATHAN, A. P.; ZHAOMING, H.; JONES, S. C. Fluid mechanics of heart valves. Annu. Rev. Biomed. Eng. 2004. 6:331–62
115
Anexos
Anexo I Tabela completa contendo os dados de calibração dos transdutores de pressão absoluta.
Pres.(mm__) Tensão (V) Pres.(mm__) Tensão (V) Pres.(mm__) Tensão (V) H2O Hg Tran.1 Tran.2 H2O Hg Tran.1 Tran.2 H2O Hg Tran.1 Tran.2 1000 ‐73,56 ‐5,058 ‐5,059 ‐320 ‐23,54 ‐4,811 ‐4,802 360 26,48 ‐4,572 ‐4,563‐980 ‐72,08 ‐5,05 ‐5,042 ‐300 ‐22,07 ‐4,803 ‐4,799 380 27,95 ‐4,565 ‐4,557‐960 ‐70,61 ‐5,042 ‐5,04 ‐280 ‐20,6 ‐4,796 ‐4,79 400 29,42 ‐4,559 ‐4,556‐940 ‐69,14 ‐5,035 ‐5,034 ‐260 ‐19,12 ‐4,789 ‐4,781 420 30,89 ‐4,552 ‐4,55 ‐920 ‐67,67 ‐5,027 ‐5,018 ‐240 ‐17,65 ‐4,781 ‐4,772 440 32,36 ‐4,544 ‐4,535‐900 ‐66,2 ‐5,02 ‐5,017 ‐220 ‐16,18 ‐4,774 ‐4,774 460 33,84 ‐4,536 ‐4,531‐880 ‐64,73 ‐5,012 ‐5,009 ‐200 ‐14,71 ‐4,767 ‐4,763 480 35,31 ‐4,528 ‐4,526‐860 ‐63,26 ‐5,004 ‐5,001 ‐180 ‐13,24 ‐4,76 ‐4,755 500 36,78 ‐4,521 ‐4,516‐840 ‐61,79 ‐4,997 ‐4,987 ‐160 ‐11,77 ‐4,753 ‐4,752 520 38,25 ‐4,513 ‐4,504‐820 ‐60,32 ‐4,989 ‐4,989 ‐140 ‐10,3 ‐4,746 ‐4,744 540 39,72 ‐4,505 ‐4,501‐800 ‐58,84 ‐4,982 ‐4,982 ‐120 ‐8,83 ‐4,739 ‐4,729 560 41,19 ‐4,498 ‐4,498‐780 ‐57,37 ‐4,975 ‐4,966 ‐100 ‐7,36 ‐4,731 ‐4,724 580 42,66 ‐4,49 ‐4,486‐760 ‐55,9 ‐4,968 ‐4,965 ‐80 ‐5,88 ‐4,724 ‐4,716 600 44,13 ‐4,482 ‐4,476‐740 ‐54,43 ‐4,961 ‐4,953 ‐60 ‐4,41 ‐4,717 ‐4,71 620 45,6 ‐4,475 ‐4,47 ‐720 ‐52,96 ‐4,954 ‐4,948 ‐40 ‐2,94 ‐4,71 ‐4,708 640 47,08 ‐4,467 ‐4,462‐700 ‐51,49 ‐4,947 ‐4,941 ‐20 ‐1,47 ‐4,703 ‐4,696 660 48,55 ‐4,46 ‐4,455‐680 ‐50,02 ‐4,941 ‐4,935 0 0 ‐4,699 ‐4,696 680 50,02 ‐4,452 ‐4,449‐660 ‐48,55 ‐4,934 ‐4,933 20 1,47 ‐4,695 ‐4,695 700 51,49 ‐4,445 ‐4,445‐640 ‐47,08 ‐4,927 ‐4,922 40 2,94 ‐4,688 ‐4,679 720 52,96 ‐4,437 ‐4,432‐620 ‐45,6 ‐4,92 ‐4,919 60 4,41 ‐4,68 ‐4,679 740 54,43 ‐4,43 ‐4,423‐600 44,13 ‐4,913 ‐4,905 80 5,88 ‐4,672 ‐4,663 760 55,9 ‐4,423 ‐4,413‐580 ‐42,66 ‐4,906 ‐4,903 100 7,36 ‐4,664 ‐4,658 780 57,37 ‐4,415 ‐4,406‐560 ‐41,19 ‐4,898 ‐4,897 120 8,83 ‐4,656 ‐4,648 800 58,84 ‐4,408 ‐4,406‐540 ‐39,72 ‐4,891 ‐4,883 140 10,3 ‐4,648 ‐4,645 820 60,32 ‐4,4 ‐4,4 ‐520 ‐38,25 ‐4,884 ‐4,878 160 11,77 ‐4,64 ‐4,632 840 61,79 ‐4,392 ‐4,387‐500 ‐36,78 ‐4,876 ‐4,871 180 13,24 ‐4,632 ‐4,623 860 63,26 ‐4,385 ‐4,376‐480 ‐35,31 ‐4,869 ‐4,86 200 14,71 ‐4,624 ‐4,614 880 64,73 ‐4,377 ‐4,367‐460 ‐33,84 ‐4,862 ‐4,857 220 16,18 ‐4,617 ‐4,615 900 66,2 ‐4,369 ‐4,363‐440 ‐32,36 ‐4,854 ‐4,854 240 17,65 ‐4,611 ‐4,609 920 67,67 ‐4,362 ‐4,359‐420 ‐30,89 ‐4,847 ‐4,839 260 19,12 ‐4,604 ‐4,596 940 69,14 ‐4,354 ‐4,349‐400 ‐29,42 ‐4,84 ‐4,838 280 20,6 ‐4,598 ‐4,595 960 70,61 ‐4,346 ‐4,344‐380 ‐27,95 ‐4,832 ‐4,824 300 22,07 ‐4,591 ‐4,583 980 72,08 ‐4,338 ‐4,329‐360 ‐26,48 ‐4,825 ‐4,816 320 23,54 ‐4,585 ‐4,582 1000 73,56 ‐4,331 ‐4,329‐340 ‐25,01 ‐4,818 ‐4,817 340 25,01 ‐4,578 ‐4,576
116
Anexo II
Tabela com os dados das curvas de calibração do transdutor de fluxo.
Fluxo Tensão (V)
(l/min) Coleta 1 Coleta 2 Coleta 3 Coleta 4 Coleta 5 Média Desv. Pad
0 -0,049 -0,096 -0,072 -0,039 -0,084 -0,07 0,02
12 0,124 0,083 0,104 0,133 0,090 0,11 0,02
20 0,239 0,202 0,221 0,248 0,207 0,22 0,02
35 0,455 0,426 0,441 0,464 0,424 0,44 0,02
44 0,585 0,560 0,572 0,593 0,555 0,57 0,01
117
Anexo III Tabelas contendo resumos dos dados dos relatórios emitidos para todos os testes realizados com as válvulas.
Complacência - 20% - Resistência - 27%
Frequência (bpm) Fluxo Grad. Press Volume (ml) Fração Regurgitação Coeficiente AEO (cm2)
Estimada Medida RMS (L/mim) (mmHg) Ejeção Fechame
nto Vazamen
to (ml) (%) Descarga Performance
Eficiência RMS Média
25 mm 70 71 7,8 8,1 72 2,6 0,5 3,1 4,3 0,314 0,163 0,156 0,891 0,675 80 83 9,3 9,9 72 2,7 0,2 2,9 4,0 0,336 0,174 0,167 0,953 0,754 90 93 10,6 14,9 73 3,1 0,3 3,4 4,7 0,311 0,161 0,154 0,882 0,721
100 102 11,5 16,9 72 2,6 0,5 3,1 4,3 0,318 0,165 0,158 0,902 0,776 27 mm
70 72 7,7 10,0 70 3,1 0,4 3,5 5,0 0,23 0,115 0,109 0,787 0,595 80 82 9,0 11,9 71 3,7 0,2 3,9 5,5 0,25 0,124 0,227 0,845 0,608 90 92 10,5 13,9 73 3,8 0,1 3,9 5,3 0,27 0,133 0,125 0,906 0,708
100 103 11,7 17,7 72 3,2 0,1 3,3 4,6 0,26 0,131 0,125 0,896 0,767 29 mm
70 71 7,8 10,2 72 2,6 0,0 2,6 3,6 0,201 0,095 0,092 0,784 0,660 80 82 9,2 12,3 73 2,2 0,1 2,3 3,2 0,216 0,102 0,099 0,842 0,664 90 93 10,5 16,7 73 2,7 0,1 2,8 3,8 0,211 0,100 0,096 0,825 0,674
100 102 11,6 19,1 73 2,6 0,0 2,6 3,6 0,219 0,104 0,100 0,856 0,726 31 mm
70 72 8,8 7,5 84 2,8 0,2 3,0 3,6 0,215 0,113 0,109 1,038 0,768 80 82 10,2 10,6 84 4,4 0,1 4,5 5,4 0,210 0,111 0,105 1,016 0,730 90 93 11,7 12,9 83 4,4 0,1 4,5 5,4 0,217 0,114 0,108 1,050 0,832
100 102 13,2 14,9 79 4,9 0,1 5,0 6,3 0,225 0,118 0,111 1,087 0,896
118
Complacência - 20% - Resistência - 45%
Frequência (bpm) Fluxo Grad. Press Volume (ml) Fração Regurgitação Coeficiente AEO (cm2)
Estimada Medida RMS (L/mim) (mmHg) Ejeção Fechame
nto Vazamen
to (ml) (%) Descarga Performance
Eficiência RMS Média
25 mm
70 71 7,8 8,1 72 2,50 0,40 2,90 35,8 0,312 0,162 0,155 0,886 0,666 80 82 9,2 11,3 73 2,60 0,30 2,90 25,7 0,310 0,161 0,154 0,879 0,690 90 93 10,5 14,0 73 2,90 0,10 3,00 21,4 0,321 0,166 0,159 0,910 0,747
100 102 11,7 16,5 73 2,50 0,10 2,60 15,8 0,327 0,170 0,164 0,928 0,800 27 mm
70 71 7,7 9,6 70 3,00 0,40 3,40 4,9 0,236 0,117 0,112 0,802 0,587 80 83 9,2 11,9 72 3,50 0,20 3,70 5,1 0,252 0,125 0,119 0,857 0,625 90 92 10,4 14,5 73 3,80 0,10 3,90 5,3 0,260 0,129 0,122 0,882 0,686
100 103 11,6 17,3 72 3,50 0,10 3,60 5,0 0,266 0,132 0,126 0,904 0,765 29 mm
70 71 0,2 8,9 73 1,70 0,20 1,90 2,6 0,218 0,103 0,101 0,853 0,721 80 82 0,2 12,7 74 1,80 0,10 1,90 2,6 0,213 0,101 0,098 0,830 0,666 90 93 0,3 16,2 75 2,40 0,10 2,50 3,3 0,218 0,103 0,100 0,850 0,693
100 102 0,3 18,5 73 2,80 0,10 2,90 4,0 0,224 0,106 0,102 0,876 0,738 31 mm
70 72 9,0 9,8 86 3,80 0,60 4,40 5,1 0,193 0,101 0,096 0,931 0,687 80 81 10,3 10,1 87 4,80 0,40 5,20 6,0 0,217 0,114 0,108 1,050 0,759 90 93 11,7 11,7 84 4,80 0,30 5,10 6,1 0,229 0,120 0,113 1,104 0,844
100 102 13,0 13,8 82 4,40 0,20 4,60 5,6 0,233 0,123 0,116 1,127 0,924
119
Complacência - 40% - Resistência - 27%
Frequência (bpm) Fluxo Grad. Press Volume (ml) Fração Regurgitação Coeficiente AEO (cm2)
Estimada Medida RMS (L/mim) (mmHg) Ejeção Fechame
nto Vazamen
to (ml) (%) Descarga Performance
Eficiência RMS Média
25 mm
70 72 7,8 8,3 68 2,60 0,50 3,10 4,6 0,309 0,160 0,153 0,875 0,762 80 82 8,7 10,4 66 2,30 0,60 2,90 4,4 0,307 0,159 0,152 0,871 0,726 90 92 9,9 12,7 67 2,70 0,40 3,10 4,6 0,318 0,165 0,157 0,901 0,762
100 102 11,3 13,7 69 2,80 0,30 3,10 4,5 0,348 0,180 0,173 0,987 0,842 27 mm
70 73 7,7 9,8 67 3,50 0,40 3,90 5,8 0,234 0,116 0,110 0,796 0,606 80 82 8,7 12,6 65 3,70 0,40 4,10 6,3 0,233 0,116 0,109 0,792 0,620 90 94 10,2 14,3 67 3,70 0,30 4,00 6,0 0,256 0,127 0,120 0,871 0,694
100 102 11,5 14,8 69 3,70 0,20 3,90 5,7 0,284 0,141 0,133 0,965 0,796 29 mm
70 72 7,8 9,8 69 2,20 0,30 2,50 3,6 0,205 0,097 0,094 0,802 0,657 80 83 8,9 12,3 69 2,10 0,30 2,40 3,5 0,209 0,099 0,095 0,816 0,694 90 93 10,2 15,1 69 2,20 0,20 2,40 3,5 0,218 0,103 0,100 0,850 0,751
100 102 11,4 14,8 70 2,70 0,10 2,80 4,0 0,245 0,116 0,112 0,959 0,834 31 mm
70 72 8,6 8,5 79 3,00 0,40 3,40 4,3 0,198 0,104 0,099 0,954 0,774 80 82 10,0 12,0 77 3,70 0,30 4,00 5,2 0,193 0,102 0,096 0,933 0,779 90 95 11,6 11,8 77 4,30 0,00 4,30 5,6 0,226 0,118 0,112 1,087 0,851
100 102 12,6 12,5 79 4,40 0,10 4,50 5,7 0,237 0,125 0,118 1,146 0,886
120
Complacência - 40% - Resistência - 45%
Frequência (bpm) Fluxo Grad. Press Volume (ml) Fração Regurgitação Coeficiente AEO (cm2)
Estimada Medida RMS (L/mim) (mmHg) Ejeção Fechame
nto Vazamen
to (ml) (%) Descarga Performance
Eficiência RMS Média
25 mm
70 73 7,8 9,5 66 2,90 0,80 3,70 5,6 0,287 0,149 0,141 0,825 0,684 80 82 8,7 11,7 65 2,60 0,70 3,30 5,1 0,289 0,150 0,142 0,819 0,727 90 93 10,0 15,0 66 3,00 0,60 3,60 5,5 0,294 0,152 0,144 0,834 0,705
100 103 11,4 16,0 68 3,00 0,40 3,40 5,0 0,324 0,168 0,160 0,920 0,799 27 mm
70 71 7,5 10,8 65 3,50 0,90 4,40 6,8 0,217 0,108 0,101 0,736 0,564 80 82 8,6 12,8 65 3,60 0,40 4,00 6,2 0,228 0,113 0,106 0,774 0,616 90 93 10,1 16,6 67 3,80 0,40 4,20 6,3 0,236 0,118 0,110 0,803 0,655
100 102 11,4 17,7 69 3,60 0,20 3,80 5,5 0,257 0,128 0,121 0,874 0,736 29 mm
70 71 7,6 10,0 69 1,70 0,30 2,00 2,9 0,199 0,094 0,092 0,778 0,641 80 83 8,9 12,8 68 2,00 0,30 2,30 3,4 0,207 0,098 0,095 0,807 0,692 90 93 10,2 14,7 68 2,20 0,20 2,40 3,5 0,220 0,104 0,101 0,861 0,761
100 102 11,5 15,1 70 2,60 0,10 2,70 3,9 0,244 0,116 0,111 0,954 0,832 31 mm
70 72 8,7 8,3 80 3,40 0,20 3,60 4,5 0,203 0,107 0,102 0,980 0,790 80 83 10,2 11,0 77 3,70 0,00 3,70 4,8 0,206 0,108 0,103 0,994 0,835 90 93 11,4 11,6 78 4,00 0,00 4,00 5,1 0,223 0,118 0,112 1,079 0,865
100 102 12,5 11,7 79 4,20 0,00 4,20 5,3 0,244 0,129 0,122 1,180 0,917
