Validación Experimental del Modelo Bifásico de
la Relación Compliance-Presión en Venas.

M.C. Molas, D. Bia, Y. Zócalo,
D. Craiem, M.R. Risk, R. Armentano

Universidad Favaloro, Universidad Tecnológica Nacional, Buenos Aires, Argentina,
Facultad de Medicina. Universidad de la República, Instituto Nacional de Enfermería, Montevideo, Uruguay.
Harvard Medical School - BIDMC, Boston, Massachusetts, USA, FRBA.

Introducción
Las venas, interpuestas entre el sistema de intercambio capilar-venular y el corazón, contienen aproximadamente el 50-70% de la volemia [1]. En el cumplimiento de las funciones venosas, las propiedades mecánicas parietales cumplen un muy importante rol. Los sistemas de control cardiovascular mantienen una muy precisa regulación nerviosa de la conducta parietal venosa, de forma tal que mediante el ajuste de la actividad muscular lisa parietal determinan grandes cambios en la distribución de la volemia. Recientemente, diversos estudios han examinado la complacencia (C) venosa y su rol en el sistema cardiovascular, tanto en condiciones normales como de alteraciones venosas [2,3]. La elevada capacidad y C de las venas, y la baja resistencia que le imponen al flujo sanguíneo, permite mantener bajos niveles de presión en su interior y un retorno continuo de sangre hacia el corazón a pesar de la existencia de grandes variaciones en el volumen sanguíneo [1].

La caracterización del comportamiento mecánico de la pared venosa es fundamental para comprender el rol fisiológico de las venas y actualmente es de gran utilidad clínica. Las paredes de los vasos sanguíneos presentan un comportamiento presión-volumen no lineal, siendo por tanto la C vascular altamente dependiente del nivel de P intravascular [4]. En búsqueda de una precisa evaluación clínica del comportamiento mecánico vascular que permita evidenciar el estado intrínseco parietal con independencia del nivel de presión de distensión, se ha propuesto el análisis de la relación complacencia-presión (C-P) vascular. El análisis de la relación C-P de un vaso sanguíneo antes y después de un cambio histológico (ej. remodelación parietal), una acción farmacológica y/o su activación muscular, permite realizar un análisis isobárico sin necesidad de diseñar nuevos estudios con dicho fin. Recientemente estudios no invasivos en venas humerales y safenas humanas han encontrado que dentro del rango fisiológico de presiones, la mejor representación de la relación C-P venosa se logra mediante un modelo bifásico [5]. Este modelo establece una presión de quiebre (PQ) que divide el intervalo de P en dos fases lineales de C [5]. Sin embargo la interferencia tisular y las dificultades metodológicas de los estudios in vivo hacen necesaria la validación de los resultados obtenidos en ésta condición, mediante estudios realizados con mediciones precisas y directas sobre las paredes venosas.

El objetivo de este estudio fue validar el modelo bifásico de la relación C-P hallado en humanos mediante experiencias realizadas en venas ovinas montadas en un sistema in-vitro. Adicionalmente se discutió el posible rol fisiológico y el aporte clínico que traería aparejado la existencia de un comportamiento bifásico C-P.

Materiales y métodos
Preparación quirúrgica
Seis ovejas raza Merino fueron anestesiadas con pentobarbital sódico (35mg/Kg. i/v). La ventilación pulmonar fue mantenida a través de una sonda orotraqueal con un ventilador a presión positiva (Dragger SIMV Polyred 20, España). La vena yugular externa derecha fue disecada de los tejidos peri vasculares. Un micro transductor de presión (Konigsberg Instruments, Inc., Pasadena, CA) se introdujo en la vena a través de una incisión parietal. Los diámetros (D) externos de la vena se registraron mediante un par de cristales de ultrasonido (5MHz, 2mm de diámetro) suturados a la adventicia del vaso, en sitios diametralmente opuestos. Utilizando un sonomicrómetro (Triton Technology Inc. San Diego, CA) y considerando la velocidad de ultrasonido de 1580m/s, se calculó la distancia entre cristales a partir del tiempo que demoró el tránsito de la señal ultrasónica entre ellos. La correcta posición de los cristales se comprobó mediante la visualización de las señales de radiofrecuencia ultrasónica en la pantalla de un osciloscopio (Tektronix modelo 465B). Los sensores de presión fueron calibrados a 37º C con un manómetro de mercurio y los sensores de diámetro con el sonomicrómetro. Luego de la instrumentación P-D en el animal vivo cada segmento venoso, de 5cm de longitud, conteniendo los sensores de P y D fue marcado con puntos de sutura a nivel de la adventicia. Posteriormente se escindieron dichos segmentos para, una vez montados en un sistema de perfusión in-vitro, analizar sus propiedades mecánicas. Finalmente, los animales fueron sacrificados mediante una sobredosis de pentobarbital, seguida de la administración de cloruro de potasio. Todos los procedimientos descritos fueron desarrollados en acuerdo con normativas para el cuidado y uso de animales de laboratorio, nacionales e internacionales [6].

Estudios in vitro
Los segmentos venosos fueron montados en el sistema de perfusión in-vitro estando en contacto interna y externamente con solución Tyrode a 37ºC, oxigenada y con pH 7.4. Cada segmento fue fijado a la longitud que presentaba en el animal vivo. El dispositivo de perfusión (Fig.1) consistió en tubos de polietileno, una cámara compliante o Windkessel (W), un regulador del diámetro o de la resistencia de salida tubular (R), un reservorio o tanque de solución Tyrode (T) y un corazón artificial (Jarvik Modelo 5, Kolff Medical Inc., Salt Lake City, Utah, USA) alimentado por una bomba neumática eléctrica [7]. Los segmentos vasculares fueron intercalados en un sitio donde la continuidad de las tubuladuras del sistema se interrumpe, cerrando de esta manera el sistema. Mediante el manejo de los controles de la bomba se determinó la frecuencia de bombeo y la presión de pulso alrededor de la presión media. La manipulación de la W, la R y la altura del T permitió regular la presión media y la forma de las ondas de presión. Una vez montados los segmentos venosos en el sistema in-vitro, se dejaron transcurrir 10 minutos en condiciones de presión, flujo (150ml/minuto) y frecuencia de bombeo (1.5Hz) estables, antes de comenzar a realizar los registros.

Figura 1: Sistema de perfusión y registro. H: bomba neumática para perfusión y corazón artificial. W: cámara compliante o windkessel. R: regulador de resistencias. T: recipiente conteniendo Tyrode oxigenado, térmicamente regulado en 37°C, en donde se sumergió el segmento vascular a estudiar. Reservorio: conteniendo Tyrode oxigenado a 37°C. K y CP: sensor de presión (Konigsberg) y de diámetro (cerámica piezoeléctrica), respectivamente. P y D: señal de presión y diámetro, respectivamente. M: monitor. PC: computadora para registro y archivo de señales. Las flechas indican la dirección del flujo. Se indica el sitio de interposición del segmento vascular en estudio.

Recolección de datos y protocolo experimental
Las señales de presión y diámetro fueron visualizadas en tiempo real y digitalizadas utilizando una frecuencia de muestreo de 200Hz, mediante un software desarrollado en nuestro laboratorio. Se digitalizaron para su posterior análisis entre 20 y 30 latidos consecutivos de presión y diámetro de cada segmento. La P y D de cada segmento fueron registrados y almacenados durante un único estado estable. En todos los casos la frecuencia de la bomba fue 1.5Hz. La bomba, el W, la R y la altura del reservorio fueron mantenidos con similares condiciones durante todas las sesiones experimentales asegurando una presión de pulso entre 0 y 60mmHg. Este rango de P fue seleccionado de forma tal de obtener un amplio rango dinámico, necesario para la caracterización mecánica de la pared venosa yugular.

Análisis de los datos
Los datos registrados fueron promediados de a intervalos de P (DP) de 1mmHg, desde 60mmHg a 0mmHg. En cada DP, la C fue calculada como la variación en volumen venoso, usando una derivada de 7 puntos, acorde con la siguiente ecuación:
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La presión de quiebre (PQ), punto que separa las dos fases lineales del modelo, fue establecida mediante un método de auto correlación, con un umbral del 95%. El algoritmo usado para el cálculo de la PQ comienza el análisis a partir de los 60mmHg, agregando de manera secuencial pares P-volumen (V) a lo largo de todo el rango de datos. El volumen fue calculado como: V=p r² L.

Por cada par P-V agregado se calcula un nuevo r². La inclusión de pares adicionales produce un incremento en el r². La PQ fue definida como aquel valor de P en el que se alcanza el 95% del máximo r². De esta manera el rango de P queda dividido en dos fases: una fase de P bajas (PB), definida como las P entre 0mmHg y la PQ; y una fase de P altas (PA), P entre la PQ y 60mmHg. Una vez establecidos los rangos de PA y PB, sobre cada una de las fases de la relación C-P se realizó un ajuste lineal así como también el cálculo de la DC/DP.

Resultados
Para cada uno de los segmentos se estableció el rango de PB y el de PA. La DC/DP venosa para PB resultó significativamente mayor que la hallada para PA (p<0.01). El r calculado para PB y PA fue r=0.96±0.03 (p<0.01) y r=0.79±0.07 (p<0.05), respectivamente. De la medición de señales in-vivo se obtuvo que, en condiciones normales, el rango fisiológico de P en venas se encuentra establecido entre 3.43±0.75mmHg y 9.79±0.64mmHg.

La Figura 2 contiene las gráficas de la relación C-P de cada uno de los segmentos estudiados, junto con su correspondiente modelo bifásico.

Figura 2: Relación Compliance-Presión para cada uno de los segmentos estudiados. Un punto de presión de quiebre divide la curva en dos fases lineales diferentes. ♦Valores de C correspondientes a la fase de PB. ▲Valores de C correspondientes a la fase de PA.

La siguiente tabla contiene los resultados obtenidos como valor medio ± desvío estándar.

Discusión
El objetivo de este estudio fue validar el modelo bifásico de la relación C-P hallado en humanos, mediante experiencias realizadas en venas ovinas montadas en un sistema in-vitro. Las dificultades metodológicas y la interferencia tisular en los estudios in vivo podrían conducir a errores en el registro e interpretación de los resultados, por lo que es necesaria la validación in-vitro, como la planteada en este trabajo. La técnica de registro de P y De, y el sistema in-vitro utilizado han sido validados y ampliamente utilizados por nuestro grupo en el estudio sobre diversos vasos sanguíneos [4,7,8]. El sistema de perfusión utilizado permitió estudiar los segmentos venosos bajo P, tensiones y deformaciones dentro del rango fisiológico, manteniendo un flujo sanguíneo constante.

Las venas desempeñan un rol importante en el control hemodinámico y generalmente son descriptas como un reservorio sanguíneo [3]. Dada la gran capacidad y baja resistencia del reservorio, pequeños cambios en las dimensiones de las venas periféricas determinan grandes modificaciones en los volúmenes sanguíneos a nivel central. De esta manera y dado la adaptabilidad del sistema, el sector venoso es capaz de asegurar el mantenimiento de la presión venosa central y del llenado cardíaco a pesar de grandes cambios de volumen sanguíneo, a la vez que mantiene una presión adecuada a nivel capilar.

En el cumplimiento de las funciones venosas las propiedades mecánicas parietales cumplen un rol fundamental. La caracterización del comportamiento mecánico de la pared venosa es por tanto de gran importancia para la real comprensión del rol fisiológico de las venas en la homeostasis del sistema cardiovascular. Asimismo, la caracterización de la conducta mecánica venosa es hoy centro de gran atención por investigadores de áreas clínicas por diversos motivos. El hallazgo de que en diversas alteraciones vasculares locales (ej. várices) y/o hemodinámicas (ej. hipotensión ortostática) el comportamiento mecánico venoso se encuentra alterado desde etapas tempranas de la alteración, ha llevado a proponer que la determinación de la mecánica parietal serviría como elemento de diagnóstico precoz, así como blanco de la intervención terapéutica médica. Adicionalmente, la determinación de la complacencia venosa ha sido postulada como indicador de evolución de diversas alteraciones venosas (ej. insuficiencia venosa crónica) [9,10]. La creciente utilización de segmentos de venas autólogas para la confección de puentes arteriales ("by-pass"), cada vez más utilizados debido a la creciente incidencia de la enfermedad arterial obstructiva crónica y/o aterosclerótica, ha determinado la necesidad de evaluar la utilidad y viabilidad mecánica con anterioridad a realizar el abordaje quirúrgico vascular. Al respecto una baja complacencia venosa representa un aceptado marcador de incremento de riesgo de estenosis de un puente arterial realizado con vena autóloga [11,12,13]. Por tanto avances en la caracterización mecánica posibilitaran tanto el diagnóstico y seguimiento de trastornos venosos, como así también mejoras en las tasas de sobrevida de prótesis vasculares.

La complacencia ha sido uno de los parámetros utilizados en la caracterización parietal fundamentalmente a nivel arterial [14]. En éste trabajo se propone el empleo de la relación C-P para describir las propiedades mecánicas parietales venosas. Esta relación evidencia los cambios en el comportamiento parietal a diferentes niveles de presión determinados por las propiedades intrínsecas vasculares, al independizarlos de los cambios debidos al nivel de presión (extrínsecos). Posibilita además realizar estudios isobáricos en diferentes circunstancias clínicas, sin necesidad de nuevos registros. La relación de C con la P es tal que C disminuye ante aumentos de P.

Diferencias en disminución de C entre dos vasos sanguíneos, ante un mismo cambio de P a un nivel de P dado, evidenciaría diferente adaptabilidad determinada por diferencias en las propiedades mecánicas intrínsecas de la pared vascular.

Recientemente, Risk et al. [5] analizaron diferentes modelos para describir la relación complacencia-presión a través de la medición de señales de presión y diámetro, obtenidas de manera no invasiva en humanos. El mejor ajuste de la curva de C-P se logró con un modelo bifásico. Este modelo tiene la ventaja por sobre otros de su sencillez, lo que lo hace fácilmente aplicable. Permite la caracterización del comportamiento parietal considerando sólo 2 indicadores: la pendiente de la primera fase (por debajo del PQ) y de la segunda (por encima del PQ). De ésta forma posibilita una rápida interpretación de los fenómenos biológicos, el funcionamiento venoso y la comparación entre distintos segmentos. La DC/DP describe el cambio de C en respuesta a una variación de P y podría ser adoptado como un índice de sensibilidad de la C. El modelo bifásico revelaría una mayor sensibilidad en PB y una disminución de la misma en PA debido a un reclutamiento abrupto de fibras de colágeno en estos niveles de P.

En este trabajo, la correlación hallada en el ajuste de la curva de C-P con un modelo lineal bifásico confirma la existencia de un modelo bifásico in-vitro. A bajas presiones la curva presenta una pendiente elevada, por lo que grandes cambios de complacencia acompañan pequeñas variaciones de presión. A elevadas presiones, mayor reserva se ve restringida dado que la pendiente de la curva se reduce. Esto sugeriría un aumento en la sensibilidad de la respuesta compliante en el rango de bajas P, en respuesta a un incremento de P. En condiciones normales de P, la P media venosa se encuentra dentro de la fase de presiones bajas asegurando, de esta manera, la adecuada adaptación de C.

El comportamiento bifásico sería fundamental para un adecuado funcionamiento de las venas en el marco del mantenimiento de la homeostasis en el sistema cardiovascular. A bajas presiones la alta complacencia permitiría acomodar grandes volúmenes, manteniendo un nivel de presiones a nivel central y un llenado cardíaco adecuados. Al mismo tiempo, a un nivel de presiones bajo con gran capacidad vascular, la sangre continuaría pasando al sector venoso manteniéndose la reabsorción desde el espacio tisular intersticial. Una curva C-P menos empinada a bajas presiones se ha evidenciado en procesos degenerativos y/o ecleróticos crónicos que evolucionan hacia la insuficiencia venosa, así como también en casos de tromboflebitis [15]. A altas presiones la complacencia y su variación con los cambios de presión es menor limitándose la capacidad del reservorio, evitando mayor acumulación periférica de sangre que podría comprometer la P central, el llenado del corazón y el intercambio capilar; es decir, el mantenimiento de la presión y el llenado a nivel central [3] en PB y en PA. La reducción de la complacencia a altas presiones evitaría la sobredistensión vascular.

El comportamiento bifásico de la relación C-P podría estar relacionada con el reclutamiento presión-dependiente de los componentes elásticos de la pared venosa, lo que coincide con estudios anteriores en los que se estableció una respuesta no lineal de la complacencia en venas [16,17]. La elastina y el músculo liso vascular (MLV) serían determinantes de la complacencia a PB y el colágeno lo sería en condiciones de PA, en analogía a lo descrito para las arterias. Comparando la estructura de venas y arterias, las primeras presentan una proporción más elevada de fibras de colágeno (61% en la pared de grandes venas y 30% en la aorta) [16, 18].

Esta predominancia de las fibras de colágeno sería la causa de una mayor rigidez en altas presiones y se traduciría como un módulo elástico mayor para las venas en estos rangos de P [19]. Asimismo, la menor proporción de fibras de colágeno a nivel arterial, podría explicar la ausencia de bifasidad en su relación C-P.

Conclusiones
La relación C-P venosa puede ser descrita mediante un modelo bifásico. Este modelo es sencillo, de fácil aplicabilidad y que posibilita la explicación de los fenómenos biológicos. La relación ¶C/¶P para cada fase podría ser adoptada como un índice de la adaptabilidad del sistema a cambios de presión, relacionando los cambios de complacencia en relación a los cambios de presión.

El comportamiento bifásico sugiere que existe una sensibilidad a los cambios aumentada en condiciones de BP y una reducción de la misma ante AP, contribuyendo a la homeostasis del sistema cardiovascular.

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