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La Sociedad Venezolana de Cardiología y el cuerpo editorial de Avances Cardiológicos agradece a los siguientes árbitros y revisores por su contribución en la elaboración del volumen 37, 2017. Su invaluable labor y trabajo desinteresado hace posible mantener a nuestra revista con un alto nivel científico de información actualizada y permite que sus publicaciones se logren bajo el esquema de “revisión por pares”, esencial en el proceso moderno de diseminación de un material científico fiable. Agradecemos su tiempo, dedicación y esmero.

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Publicado en ART. EXTRAORDINARIOS
Miércoles, 31 Enero 2018 11:42

Defecto tipo Gerbode adquirido

Paciente masculino de 61 años de edad, en postoperatorio mediato de reemplazo valvular aórtico con prótesis mecánica más revascularización miocárdica quirúrgica. Un mes despuésdel procedimiento consulta acusando fiebre no cuantificada, escalofríos y secreción serosa a través de la herida operatoria con evolución hacia choque séptico.  Fue trasladado a urgencias en donde se realizó ecocardiograma transesofágico (ETE) encontrándose aneurisma en el septum interventricular membranoso con evidencia   comunicación entre el tracto de salida del ventrículo izquierdo (TSVI) y la aurícula derecha (AD), comunicación interventricular restrictiva y edema en la fibrosa intervalvular como foco sugestivo de infección activa. Fue admitido en la unidad de cuidados intensivosrecibiendo antibióticos guiados por hemocultivos los cuales reportaron estafilococos meticilino sensibles a las 6 horas de la toma de los mismos.  A los 5 días de hospitalización se realizó ETE de control con evidencia de extensión de la infección manifestada por vegetación en la válvula mitral por lo cual fue rotada la antibioticoterapia, logrando la estabilidad hemodinámica y descenso de los reactantes de fase aguda. Luego de los 15 días del ingreso el ETE demuestra: Disección de la fibrosa mitroaórtica y   valva anterior mitral en cuya base se implanta  gran vegetación. Actualmente continúa con terapia antibiótica en espera de turno quirúrgico.

La comunicación entre el ventrículo izquierdo y la aurícula derecha constituye un raro defecto anatómico con reportes que datan desde 1838. Sus descripciones iniciales lo detallan como una malformación congénita constituida por una perforación de la valva septal de la válvula tricúspide junto con un defecto interventricular membranoso, lo que permite una comunicación entre el ventrículo izquierdo y la aurícula derecha. Frank Gerbode en 1958 fue el primero en reportar la corrección quirúrgica de 5 casos y desde la fecha se conoce como “defecto de Gerbode”. El incremento de procedimientos cardiovasculares invasivos y cirugía cardiovascular son responsables de la mayor frecuencia de reportes de casos de etiología adquirida en las últimas décadas.

En 1958 fue el primero en reportar la corrección quirúrgica de 5 casos y desde la fecha se conoce como “defecto de Gerbode”. El incremento de procedimientos cardiovasculares invasivos y cirugía cardiovascular son responsables de la mayor frecuencia de reportes de casos de etiología adquirida en las últimas décadas.

06 Figura 2

06 Figura 1

 

06 Figura 3

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

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Publicado en CASOS CLÍNICOS

Resumen:

Introducción: El reemplazo valvular ha sido y es en nuestros días, la más importante terapéutica para resolver los problemas hemodinámicos más severos de las valvulopatías nativas. Método: Se realiza una revisión documental acerca de la evolución histórica de los diseños y/o modelos de las prótesis e injertos cardíacos valvulares. Se expone la experiencia en Venezuela. Resultado: Se analizó la evolución de los diseños y materiales empleados en la construcción de estos dispositivos. Se comprobó que a pesar de los esfuerzos de los médicos e ingenieros para lograr la manufacturación de una prótesis ideal, aún no se ha logrado un diseño valvular satisfactorio. Se señaló el papel corrector de las autopsias en el estudio de las complicaciones de las prótesis valvulares. Conclusiones: Cualquier tipo de prótesis o injerto valvular puede presentar complicaciones durante su implantación y evolución, ya que su funcionamiento depende de factores intrínsecos y extrínsecos cardiovasculares y generales.

Palabras clave: cirugía cardiovascular, prótesis valvulares, bioprótesis.

 

Abstract:

Introduction: Valve replacement has been and is nowadays the most important therapeutics to solve the most severe hemodynamic problems of native valvular heart disease. Method: A documentary review of the historical evolution of the designs or models of heart valve prostheses and grafts describing the experience in Venezuela. Result: The evolution of the designs and materials used in the construction of these devices is discussed. Despite the efforts of doctors and engineers to achieve a perfect prosthesis manufacturing, a satisfactory valve design still has not been achieved. The corrective role of autopsies in the study of the complications of valve prostheses was noted. Conclusions: Any prosthesis or valve graft can present complications during their implementation and evolution, since its operation depends on intrinsic and extrinsic factors cardiovascular and general conditions.

Key words: cardiovascular surgery, heart valves prosthesis-bioprosthesis.

 

Introducción:

Las enfermedades cardiovasculares son la primera causa de muertes en el mundo y se calcula que en el año 2015, fallecieron aproximadamente 20 millones de personas por esta causa (OMS)(1).

A pesar de ser la ateroesclerosis la principal causa de cardiopatía, las valvulopatías ocupan un lugar importante, especialmente la estenosis aórtica calcificada en las poblaciones de mayor edad. La Asociación Americana del Corazón, estima que el 2,0 % de la población en EEUU, es portadora de enfermedades valvulares cardíacas, con un 4,0 % de individuos mayores de 65 años de edad, quienes presentan estenosis aórtica calcificada progresiva, con sintomatología evidente de angina, síncope e insuficiencia cardíaca. En nuestro país, debido a las características socio-económicas, las valvulopatías de origen reumático, también son prioritarias(2,3).

En muchos casos, cuando el compromiso hemodinámico es severo, el único tratamiento disponible, es el reemplazo valvular y/o implante percutáneode válvulas, de allí la importancia de toda información reportada sobre las prótesis e injertos cardíacos valvulares.

Por otra parte, uno de los primeros pasos para el diagnóstico anatomopatológico de los reemplazos valvulares cardíacos, es la identificación del modelo o tipo de prótesis cardíacas valvulares (Pcvs), tanto en material de autopsias como en el de biopsias. Desde hace varios años, los patólogos tienen a su disposición guías específicas sobre los procedimientos a seguir para el estudio anatomopatológico del material cardiovascular, ya que este diagnóstico, debe ser basado en un conocimiento extenso sobre la materia(4). A pesar de estas orientaciones, la identificación del tipo de prótesis, es difícil para el patólogo general, debido a la gran variedad de modelos de válvulas mecánicas e injertos(válvulas biológicas) que están en uso y aún descontinuadas para el momento del estudio anatomopatológico(5). De tal manera que en varios trabajos realizados por anatomopatólogos cardiovasculares internacionales, se ofrece orientación para la identificación de los diferentes modelos de prótesis e injertos, sus características morfológicas, el material con que fueron fabricadas y la imagen radiológica de las mismas, entre otros aspectos (6,7).

En nuestro país, la información publicada sobre Pcvs, en revistas de divulgación médico-científica venezolanas, no es abundante. Por las razones anteriormente expuestas, es importante hacer una revisión sobre los modelos de las Pcvs, implantados en Venezuela. El objetivo de este trabajo es hacer un análisis sobre la evolución histórica de los principales modelos y/o diseños de las prótesis e injertos cardíacos valvulares, con especial referencia a los modelos implantados en el Hospital Universitario de Caracas, donde se reemplazó por primera vez una prótesis cardíaca valvular en Venezuela y en cuya institución se ha formado un grupo de cirujanos cardiovasculares importantes, que laboran en diversos centros hospitalarios de nuestro país y en el exterior.

A. Breve recuento histórico de los inicios de la cirugía cardíaca valvular no sustitutiva. 

En 1898, Daniel W Samways predijo el tratamiento quirúrgico para corregir las valvulopatías obstructivas. La cirugía cardíaca, se enfocó en primer lugar sobre el aparato valvular mitral, debido a la alta incidencia de la enfermedad reumática en la mayoría de los países hasta la década del 60 (8). Desde el punto de vista experimental, la cirugía valvular mitral comenzó en 1902, cuando el célebre internista londinense, Sir LauderBrunton, propuso este tipo de cirugía. En 1923, el cirujano torácico, Dr. Elliott Carr Cutler, practicó la primera valvulotomía mitral, en una paciente con estenosis mitral reumática yen 1925, en Londres, el Dr. Sir Henry Souttar, realiza exitosamente, la primera ampliación de la comisura mitral estenosada, digital transatrial.05 Figura 1

 

En Boston, Dwight Emary Harken, el 22 de marzo de 1947, opera de la misma afección cardíaca, aplicando un método que se denominó valvuloplastia. En 1948, destacan los cirujanos cardiovasculares, Horace Smithy, Charles P Bailey y Lord Russell Brock, quienes igualmente trataronlos problemas obstructivos valvulares (9,10). En Venezuela, el 26 de junio de 1953, el Dr. Ramón Arcay Tortolero, en el Hospital Central de Valencia, realizó la primera comisurotomía, utilizando el método digital de Souttar (11).

B. Cirugía cardíaca valvular sustitutiva (Reemplazo valvular por prótesis). La máquina corazón-pulmón.

La primera prótesis valvular implantada fue colocada por Charles Hufnagel, el 11 de septiembre de 1952, sin el auxilio de la circulación extracorpórea. Esta prótesis, diseñada por el propio cirujano, fue colocada fuera del corazón, en la aorta descendente de una mujer con insuficiencia aórtica. Posteriormente, el mismo cirujano colocó varias prótesis de su creación, pero debido a las complicaciones que produjeron en la pared aórtica, fue descontinuada.

El desiderátum de los cirujanos era, poder manipular el corazón “quieto”. Por esta razón, el inicio de la cirugía valvular sustitutiva comenzó a la par de los avances realizados en la anestesia, anticoagulación y con los primeros intentos de la fabricación de la máquina corazón-pulmón artificial (máquina de circulación extracorpórea), iniciada por el Dr. John Heyshan Gibbon del Hospital General de Massachusetts, en 1937, para sus trabajos experimentales. El 6 de mayo de 1953, Gibbon, utilizó su máquina fabricada con la colaboración de la International Bussiness Machines, para cerrar una comunicación interauricular con éxito. Dos años antes (1951), en la Universidad de Minnesota, Clarence Dennis con una máquina corazón-pulmón de su invento, había intentado operar por primera vez a una niña con una comunicación interventricular, la cual resultó ser una malformación cardíaca más compleja, por lo que declinó su intento (12). Según Denton Cooley, John Gibbon fue el cirujano quien introdujo el bypass cardiopulmonar, indispensable para dar impulso a la cirugía cardiovascular” (13). El Dr. Clarence Walton Lillihei, en 1954, ideó la técnica de circulación cruzada controlada, la cual resultó exitosa y en 1955, el Dr. John W Kirklin de la Clínica Mayo, utilizó por primera vez, un oxigenador con bomba del mismo tipo que el fabricado por Gibbon. De tal manera que en adelante, fue posible para los cirujanos operar el corazón a cielo abierto, mediante la circulación extracorpórea con la máquina corazónpulmón artificial. En nuestro país, el Dr. Rubén Jaén Centeno, fue el primer cirujano en implantar una prótesis mitral de tipo Starr-Edwards en enero de 1968, en el Hospital Universitario de Caracas (HUC). En el mismo hospital, se practicó el primer reemplazo exitoso de aorta ascendente y arco aórtico con paro circulatorio total en hipotermia profunda, por los Drs. Miguel Ángel Ortega y Gastón Silva C. en 1989, así como la cirugía mínimamente invasiva (14) (Figura 2).

05 Figura 2

 

El Dr. Rubén Jaén, fue el fundador del Servicio y Cátedra de posgrado de Cirugía Cardiovascular en el HUC en 1968 y autor de varios trabajos sobre cirugía cardiovascular (15-20). Según Machado Atías, para el año 1985, ya se habían evaluado 6 000 pacientes para reemplazo de válvulas aórticas y mitrales, no solo de adultos sino también de niños y adolescentes (21,22). Conjuntamente con los Drs. Miguel Ángel Ortega, Víctor Grossman y Luis George Rangel †, el Dr. Jaén formó un grupo de cirujanos cardiovasculares, entre los que podemos
citar: Alexis Bello, Gastón Silva, Klaus Meyer†, Ronald Balza †, Igor Donis, Enrique García, Herman Rodríguez entre otros. Actualmente es jefe del Servicio y Cátedra de Cirugía Cardiovascular, el Dr. Gastón Silva C, desde 1995.

Desde 1959, el tratamiento de las valvulopatías con compromiso hemodinámico, ha sido prácticamente limitado al reemplazo con prótesis o injertos valvulares. A partir del mes de abril del año 2002, gracias al aporte del Dr. Alain Cribier, se estableció un método no invasivo para el implante de injertos en las válvulas aórticas calcificadas, que no utiliza la circulación extracorpórea, obviando el paro cardíaco, en los casos de alto riesgo quirúrgico
e inclusive inoperables. El implante transcatéter de la válvula aórtica se realiza actualmente con excelentes resultados (23).

C. Estructura y diseño general de las prótesis cardíacas valvulares para el tratamiento de las valvulopatías primitivas.
Las Pcvs son estructuras o dispositivos artificiales especialmente fabricados para reemplazar las válvulas cardíacas humanas disfuncionantes. El reemplazo valvular, es actualmente la solución terapéutica más utilizada, sin embargo, escoger y/o seleccionar el tipo de prótesis tiene sus implicaciones. Esta escogencia depende de una serie de factores como: la edad del paciente, la patología base, el tamaño del anillo valvular y del ventrículo izquierdo, la presencia de fibrilación auricular, la paridad y las condiciones culturales, entre otras patologías cardíacas y generales del paciente (24,25).
Una de las causas de los cambios de modelo o de diseño y de los materiales utilizados en la fabricación de las prótesis, son las complicaciones propias
de cada una de ellas, debidas en gran parte a su comportamiento hemodinámico, a las técnicas de implantación y a los materiales de su estructura&(26,27).
En Hospital Universitario de Caracas (HUC), los cirujanos fueron utilizando y cambiando los modelos de prótesis que se iban incorporando en el mercado
internacional, de tal manera que se implantaron las prótesis que tenían una mayor seguridad y confiabilidad. Una secuencia de los modelos de prótesis implantadas por primera vez y por año, por los cirujanos cardiovasculares de este hospital, nos muestra que no se escatimaron esfuerzos ni gastos para el tratamiento adecuado de las valvulopatías primitivas (Figura 3).

05 Figura 3

 

El concepto de la válvula ideal para ser utilizada como reemplazo, debe ser lo más parecida a la nativa. Evidentemente, una prótesis mecánica es lo menos parecida a la nativa y como tal, lleva implícito problemas relacionados con el tromboembolismo, por lo que el paciente debe ser sometido a tratamiento anticoagulante de por vida. A Harten (1960), le debemos la síntesis de las condiciones que debe poseer una válvula ideal y universal, a saber:

  1. a) No debe producir embolias; b) Debe ser inerte y no dañar los elementos formes de la sangre; c) No debe ofrecer resistencia al flujo;
  2. d) Debe cerrarse rápidamente (menos de 0,05 segundos);
  3. e) Debe permanecer cerrada durante la fase apropiada del ciclo cardíaco;
  4. f) Debe tener propiedades físicas y geométricas duraderas;
  5. g) Debe insertarse en su posición anatómica;
  6. h) Debe ser capaz de permanecer fija permanentemente;
  7. i) No debe molestar al paciente y
  8. j) Debe ser técnicamente fácil de implantar (28).

En general, las Pcvs funcionan con el simple principio de movimientos pasivos
del y/o, de los elementos móviles bajo los efectos de los gradientes de presión y cambios de flujo en las cavidades situadas de un lado y de otro de la prótesis, para su apertura y oclusión. Las válvulas mecánicas constan de un elemento oclusor o válvula propiamente dicha, móvil, pero rígido; una estructura protectora del elemento oclusor para dirigir y proteger su movimiento en el caso de las prótesis de bola o unidisco y un cuerpo que se sutura en el tejido del anillo valvular que sirve de soporte y fijación para la caja (Figura 4).

05 Figura 4D. Clasificación general de las prótesis e injertos valvulares cardíacos. Importancia del tipo y/o modelo de prótesis y bioprótesis como causa de complicaciones y disfunción.

Según los materiales utilizados en su elaboración, se distinguen dos tipos o clases de Pcvs:

1) Las prótesis mecánicas anteriormente denominadas “válvulas artificiales,” fabricadas en

su totalidad con materiales sintéticos o inertes y

2) Los injertos valvulares o bioprótesis, constituidas por válvulas oclusoras, flexibles, biológicas, de origen animal o humano. En la Tabla 1, se expone la clasificación de las Pcvs de acuerdo a la AHA/ACA de 1998(29). En 2009, Pibarot y Dumesnil, proponen una nueva modalidad de clasificación (30). Tabla 2.

D.1. Prótesis cardíacas valvulares mecánicas.

Son aquellos dispositivos fabricados con material rígido, con aleación de materiales muy resistentes a la fatiga, diseñados para mantener el flujo unidireccional normal del corazón y cuyo mecanismo oclusor varía según el diseño. Dentro de esta definición, se incluye que son estructuras trombogénicas, desventaja que obliga a mantener una anticoagulación permanente. Fueron las primeras prótesis implantadas (Prótesis artificiales), fabricadas con materiales inertes desde el punto de vista químico e inmunológico, como los son los metales, polímeros, cerámica o carbón.
Las Pcvs mecánicas se clasifican según su estructura o modelo en: de jaula-bola y/o esfera; jaula-disco; disco lenticular simple, disco lenticular bivalva y trivalva (Figura 5). Las prótesis de bola o esfera son aquellas que poseen un oclusor esférico que se desplaza dentro de una jaula metálica. El modelo clásico es la de Starr-Edwards con bola de copolímero de silicona y jaula de estelita y/o cobalto crómico, impregnado de sulfato de Bario. El flujo es excéntrico con hemodinamia sub-óptima. Actualmente en desuso.

05 Tabla 1

05 Tabla 2

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

05 Figura 5

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Las prótesis de disco pueden ser de uno (monodisco) o de dos o hemidiscos. Las prótesis monodisco constan de un dispositivo oclusor en forma de disco el cual está formado por un núcleo de material resistente como el grafito que se impregna con un agente radio-opaco como el Bario o Tungsteno, recubierto por carbón pirolítico poco trombogénico. El disco se desplaza dentro de una carcasa cilíndrica, fabricada con diferentes metales o aleaciones de metales (acero, titanio, carbón pirolítico entre otros). El disco se mantiene gracias a pivotes que permiten el movimiento por rotación y desplazamiento en el sentido de la corriente sanguínea, entre las posiciones de máxima apertura y oclusión. Las prótesis bidisco son aquellas cuyo dispositivo oclusor consta de dos hemidiscos, planos o arqueados de carbón pirolítico puro o sobre un núcleo de grafito, unidos a la carcasa por un sistema articular excavado en ella. En la posición de máxima apertura, hay tres orificios del mismo tamaño, de tal manera que el flujo es central. Permite cierto reflujo para lavar el sistema de articulación. Todas las válvulas mecánicas construidas con un disco de carbón pirolítico, se consideran como “de segunda generación” y las prótesis bivalvas de carbón pirolítico, de “tercera generación”.

Actualmente, las Pcvs de cuarta generación son las prótesis mecánicas que constan de tres discos y aún están en fase experimental. (Ej. Válvulas Tricardiks).

Desde 1978, las Pcvs, fueron sub-clasificadas en dos grupos según el tipo o patrón de flujo sanguíneo que determinan: a) Las que originan un flujo lateral,
como las válvulas de caja con bola o disco oclusor central; b) Las de flujo central, como originan los discos oclusores inclinados, las prótesis bivalvashemidiscos y las bioprótesis (31-33) (Figura 6).

05 Figura 6

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

D.2. Injertos cardíacos valvulares biológicos (Bioprótesis)

Casi simultáneamente, con la fabricación de las prótesis mecánicas, surgió la creación de injertos biológicos sustitutivos, con el objeto de descartar los inconvenientes que ocasionan las Pcvs mecánicas, debido a la anticoagulación; que muchos cirujanos catalogan como “una nueva enfermedad”. Los diseñadores de los injertos valvulares, utilizaron válvulas porcinas, con cúspides de fascia lata, duramadre, pericardio de bovino, entre otros tejidos biológicos, con su conveniente tratamiento de preservación como el glutaraldehido y otros medios. Los injertos cardíacos biológicos se denominan bioprótesis cuando el tejido valvular utilizado es un tejido no viable de origen biológico humano o de animales, cuya procedencia puede ser valvular
o extravalvular, como las válvulas de Hancock y las de Carpentier-Edwards de origen porcino. Estas bioprótesis se diferencian de aquellas que se trasplantan sin modificaciones en su naturaleza. Son autoinjertos, aquellas válvulas removidas de un orificio valvular a otro en la misma persona, es decir, el donante de válvulas y el receptor, son la misma persona (paciente). El único procedimiento de esta naturaleza, es la operación ideada por Donald Ross en 1967, la cual consiste en resecar la válvula pulmonar e implantarla en el anillo
aórtico, reemplazando la pulmonar por un homo o heteroinjerto (34). Los homoinjertos o aloinjertos son aquellas válvulas implantadas en un individuo de la misma especie, como las válvulas humanas obtenidas de cadáveres y conservadas frescas en un medio adecuado. En estos casos, las válvulas se obtienen de los bancos de biomateriales. El donante y el receptor son distintos aunque, de la misma especie (35). Los heteroinjertos o xenoinjertos, son las válvulas procedentes de individuos de otras especies, como las válvulas porcinas y bovinas. Las válvulas animales se montan sobre diferentes tipos
de soportes que mantienen la configuración espacial de las cúspides aórticas o valvasmitrales. Son prótesis de este tipo, la de Hancok y la de Carpentier-Edwards, elaboradas con válvulas porcinas. Todos estos tipos pueden tener o no soportes (36).

 

E. Importancia de la autopsia como control de calidad de las prótesis cardíacas y bioprótesis implantadas.
La autopsia de los casos fallecidos con reemplazos valvulares tiene una gran importancia para la evaluación de las complicaciones propias de un tipo de prótesis valvular. La mayoría de las complicaciones suelen estar relacionadas directamente con la estructura de la prótesis, siendo las más frecuentes: la trombosis; las dehiscencias
o soluciones de continuidad del anillo de soporte y las endocarditis infecciosas. En las bioprótesis, los cambios inciden sobre el material biológico que conforma las válvulas (desgaste tisular y/o falla estructural del tejido), aunque también se pueden comprobar la presencia de trombosis y endocarditis (37-39). En algunos países como EE.UU, el control estricto de los casos autopsiados y de sus complicaciones ha dado lugar a la salida del comercio de algunos modelos. Cuando el patólogo analiza las complicaciones de los reemplazos valvulares, en primer lugar, tiene que tomar en
cuenta, la estructura, las funciones y los modelos o tipos de prótesis. Muchas de estas investigaciones en EE.UU, fueron la base para corregir defectos estructurales de las Pcvs. Por ejemplo, uno de los patólogos cardiovasculares más conocidos, Williams Roberts de la Sección de Patología del Instituto Nacional del Corazón y Pulmón e Instituto Nacional de Salud, Bethesda, fue el que demostró la desproporción de la válvula tipo Hufnagel, en 61 pacientes, fallecidos y autopsiados (40). Este mismo autor, describió en otra serie de autopsias (1986), complicaciones de las Pcvs tanto de esfera como de disco en posiciones mitrales y aórticas (41). En general, en nuestro país, el número de autopsias de reemplazo valvulares disminuyó a lo largo de los años en la mayoría de las instituciones hospitalarias, lo cual nos indicó en forma indirecta, que hubo una disminución de complicaciones mortales.


H. Evolución histórica de los modelos de las prótesis cardíacas valvulares.
La evolución histórica de los diseños de las prótesis mecánicas se debe a la utilización de nuevos materiales y diseños en su fabricación, con el fin de mejorar su funcionamiento hemodinámico y durabilidad. La trombogenicidad también se ha ido
reduciendo, especialmente desde la introducción del carbón pirolítico en los dispositivos oclusores. La interacción médico-ingeniero se ha hecho imprescindible a la hora de diseñar las Pcvs con la colaboración de nuevas disciplinas como la nanotecnología, biotecnología e ingeniería de materiales y desde la década del 80, la dinámica de fluidos computacional (42). En nuestros días, en el producto final de una Pcv, concurren profesionales de diversas disciplinas: cardiólogos, cirujanos-cardiovasculares, ingenieros mecánicos, electrónicos y de materiales, entre otros; aportando cada uno su campo del saber, pero confluyendo hacia un mismo objetivo: fabricar la válvula ideal y universal.
Curiosamente, el primer diseño de prótesis mecánica diseñado por JB Williams, fue patentado en EE.UU, en 1858 (patente N° 19323). No hemos podido documentarnos sobre su aplicación práctica experimental. La válvula era de forma cilíndrica con una jaula de tres (aórtica) y cuatro (mitral) estribos y una válvula propiamente dicha, esférica (Figura 7).

05 Figura 7

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Posteriormente, los primeros investigadores que diseñaron una prótesis mecánica en forma separada e independiente fueron: Charles Hufnagel en 1947 y Moore Campbell en 1951. La prótesis de Campbell nunca se implantó en humanos. La prótesis de Hufnagelera similar a la patentada en 1858, es decir, mecánica de jaula-bola. Constaba de una caja o cilindro acrílico de plexiglás en forma de cuello de botella, transparente con tres “senos”, los cuales permitían el flujo y lavado continuo de la esfera. Dentro del cilindro había una esfera o bola móvil de silicona, que constituía el elemento oclusor. Hufnagel manufacturó válvulas de cuatro tamaños con un diámetro interno mayor entre 0,75 a 1,25 m. Este tipo de válvula tuvo una corta vida debido a las complicaciones que se presentaron: necrosis de la pared aórtica en los puntos de fijación con sutura continua, que causaron presión local; crecimiento exagerado del pannus, trombosis y formación de falsos aneurismas de la aorta descendente causado
por infección. Este diseño valvular cayó en desuso por las observaciones de los anatomopatólogos, como explicamos anteriormente (43,44). Este hecho es histórico, porque fue el primer caso de reemplazo aórtico que se realizó con el corazón latiendo y el cual constituyó un comienzo importante para la emergente y nueva subespecialidad de cirugía cardiovascular.
En realidad, el mundo de los materiales jugó un papel importantísimo en la fabricación y diseños de las Pcvs (45). A finales de los años 50, los diseñadores
de prótesis solo disponían de los siguientes materiales: dacrón y teflón (polietilfluoroetileno) derivados del polietileno, silastic o caucho de silicona, lucita o metil-metacrilato, acero inoxidable y stelita (Stelitte) o aleación de cromo/ níquel/cobalto/ molibdeno. Sin embargo, después de 1950, a pesar de las limitaciones tecnológicas, se desarrollaron más de 80 modelos de Pcvs y más de 60 000 fueron colocadas en Estados Unidos.
En marzo de 1960, Dwight Harkenen Boston, realizó el primer reemplazo exitoso de una válvula aórtica en posición sub-coronaria, diseñada por él y por el Ing. W.C. Birwell y fabricada por Davol Rubber Company, Rhode Island. La prótesis era mecánica, con doble caja, con el dispositivo oclusor esférico de goma silicona y caja de lucita similar al modelo de Hufnagel. En Baltimore, el mismo
mes y año, Nina Starr esposa del Dr. Braunwald y discípula de Hufnagel, implantó una prótesis mitral experimental fabricada por ella, con poliuretano
y cuerdas tendinosas de Teflón. Luego, diseñó una válvula mecánica cubierta de tela (Válvula Braunwald-Cutter) fabricada en los Laboratorios Cutter, la cual fue implantada en miles de pacientes. Simultáneamente, en la Facultad de Medicina
de la Universidad de la ciudad de Oregón, un ingeniero hidráulico, Miles Lowell Edwards, con el cirujano Albert Starr, diseñaron varios modelos de prótesis mecánicas. Después de ensayar variasválvulas, Albert Starr, el 25 de agosto de 1960, implantó una prótesis mitral, denominada como sus diseñadores: Starr-Edwards. Esta válvula era mecánica con dispositivo oclusor esférico de goma silicona impregnada de sulfato de bario y la caja de metilmetacrilato. Solo se fabricaron tres prótesis con este diseño, dos de las cuales fueron implantadas y una fue reservada para la historia. La fábrica fundada por ellos, fue modificando los modelos de las Pcvs, las cuales mantuvieron su estructura
primaria: de bola. En 1961, fueron introducidas las prótesis modelo 6 000 mitral y el modelo aórtico 1 000. Aproximadamente 12 000 y 10 000 prótesis de estos modelos fueron implantadas. En 1964, las prótesis mitrales, fueron eliminadas del comercio, por presentar problemas con el material de la esfera de silicona como: desgaste del material de la esfera, ruptura de la misma y hasta embolización de los fragmentos, hinchazón por absorción de material hemático, además de otras complicaciones secundarias al gran tamaño de la prótesis (46,47). En 1966, fueron fabricados los modelos 1 200 aórtico y el modelo 6 120 mitral, con una cubierta del orificio de entrada para disminuir el tromboembolismo.
En 1968, aparecen los modelos, 6310 de posición mitral, totalmente recubierto por teflón y el modelo 1260 aórtico, con una disminución del metal del orificio de entrada. La FDA aprobó los modelos 1260 y 6120, siendo estos los utilizados por nuestros cirujanos del HUC (48). Luego, la compañía Edwards, manufacturó los modelos 2310 y 2320 aórticos, los cuales estaban provistos de esfera metálica de stelita y jaula de lucita con un anillo de teflón sobre soportes de acero. Estas prótesis no presentaban los problemas de la esfera de silicona. Por otra parte, los anatomopatólogos demostraron que los modelos con recubierta de teflón, presentaban problemas como despegamiento del material desgastado, trombosis superpuesta, embolia de fragmentos del material desprendido, entre otras complicaciones. Otro de los problemas físicos que presentaban todas las prótesis mencionadas, era el gran tamaño o altura de la caja.
Característica estructural, que en algunos casos de prótesis mitrales, no solo ocasionaban obstrucción al tracto de salida, sino también, producían roce en el endocardio del tracto de salida del ventrículo izquierdo, con la consecuente formación de fibrosis endocárdica y en ocasiones, daño de la rama del haz de Hissubyacente con trastornos de conducción y arritmias (49-51). Con el fin de reducir el tamaño de las prótesis, en 1968, la fábrica Edwards, diseñó la primera prótesis bivalva sin caja, la cual constaba de dos valvas de goma silicona articuladas en una barra central hecha de sólido teflón con una cubierta marginal del mismo material, para la fijación. La hemodinamia de esta válvula, era satisfactoria, pero era altamente trombogénica, como lo comprobaron las autopsias de los perros operados. Este diseño fue desechado. Posteriormente, los diseñadores manufacturaron los modelos: 6500 (1968) y 6520 (1970) de perfil bajo, con un disco de stelita y caja con ganchos (Figura 8). En la década del 60 (1960-1970), aparecieron en el comercio una gran cantidad de Pcvs, que no eran sino variaciones de los modelos basados en el diseño original de Starr-Edwards, es decir, estructura de jaula-bola. Todas estas Pcvs, incluyendo la Starr-Edwards, fueron englobadas bajo el término de “prótesis de perfil alto”. Pertenecen a este grupo las Pcvs: Cartwright mitral (1960), Cartwright experimental aortic animal whithrubberball (1960), Cartwright-Penco-aorticwithBariumball (1961), Smelloff-Cutter (1962), Magovern-Cromie (1962), Barnard-uctaortic(1963), Barnard-uct mitral (1963), CSDKvalve circa (1963), CSUS MADE MITRAL(1963), Hammersmith mark III mitral, DeBakey-Surgitool, Kay-Suzuki mitral (1964), SDK-Cutter (1964), Smeloff-Cutter mitral (1966), Braunwald-Cutter (1968) y la Cooley-Liotta-Cromie, entre otras, todas las cuales tuvieron una corta vida de uso (Figura 9).
Como diseñadores de una novedosa prótesis de esfera, destacaron, el Dr. George Magovern, jefe de cirugía cardiovascular del Hospital General de Pittsburgh en Akkeghenyy el ingeniero Harry Cromie de Surgitool. Ambos diseñaron una nueva válvula (Magovern-Cromie con bariumball, 1962), la cual se implantaba en pocos minutos sin necesidad de suturas de fijación, mediante un sistema estructural de múltiples ganchos que encajaban en el anillo valvular tanto aórtico como mitral. La primera válvula de este modelo se implantó en 1962 y salió del comercio en 1980. Durante varias décadas, la prótesis mecánica estándar de Starr-Edwards, fue la de mayor uso, comparado con otros modelos de prótesis mecánicas de la misma época mencionadas.

 

05 Figura 9

05 Figura 8

Según la FDA desde el año 1965 hasta 1994, se calculaban en 200 000, la cantidad de prótesis de tipo jaula-bola implantadas. Ninguna de estas válvulas existe hoy en el mercado. Los diseñadores, con el propósito de disminuir el perfil y atenuar el efecto obstructor del elemento oclusor, produjeron modelos de disco lenticular simple con un perfil bajo. Las primeras Pcvs de estos modelos, datan del año 1963, aunque comenzaron a adquirir su mayor popularidad a fines de la década (1965), de manera que en el año 1969 ya se habían difundido. Un cirujano, Jerónimo Kay y un ingeniero, Donald Shiley, idearon un modelo de Pcv, que por poseer cajas cortas se denominaron “prótesis de perfil bajo”. Estas Pcvs, poseían un solo discooclusor (Prótesis monodisco) de silicona con cierre central y flujo periférico. Las prótesis
de Kay-Shiley y Cross-Jones fueron los primeros modelos de este tipo, las cuales fueron también utilizadas por nuestros cirujanos, actualmente inexistentes en el mercado. Estas Pcvs monodisco, permitían el desplazamiento del disco dentro de una caja con dos o tres estribos abiertos o cerrados completamente. El desplazamiento del disco por rotación en el sentido de la corriente permitía un flujo sanguíneo casi central a través de dos aperturas
desiguales (52). En 1966, el cirujano sueco, Viking Olav Björk conjuntamente con Shiley, diseñaron una Pcv que lleva sus nombres (Björk-Shiley Mechanical Heart)
manufacturada en 1970 por la Compañía Shiley en Irvine, California. La válvula mecánica de este modelo poseía un disco oclusor biconvexo-cóncavo (BSCC) de movimiento basculante, con un flujo casi central. El promotor de esta válvula, el Dr. Björk, visitó nuestro país en 1972. Lamentablemente, la válvula Bjork-Shiley, duró poco tiempo. Una cohorte de este tipo de ellas, presentó ruptura de la soldadura de los ganchos y separación de la válvula, dejando escapar el disco, razón por la cual, este modelo fue discontinuado en 1988. En ese lapso de tiempo, esta prótesis fue implantada en 86 000 personas en EE.UU. En Venezuela se implantó un número importante de ellas (53-55). Otros tipos de prótesis con disco basculante, fueron diseñadas y su introducción en el mercado fue exitoso. El diseño de la válvula Lilihei-Kaster fue planificado en 1960, en los laboratorios del Dr. Clarence WLilihei, conjuntamente con el ingeniero eléctrico, Robert Kaster. En 1967, fue introducida en el comercio, la válvula que lleva el nombre de estos investigadores e implantada exitosamente por primera vez en 1970 (56). Se implantaron más de 55 000 válvulas de este tipo, inclusive en Venezuela, con buenos resultados. Su vida en el mercado terminó en 1987&(57). En 1970, este grupo fabricante, diseñó una nueva válvula con el mismo concepto: la Omniscience, de disco simple oscilante de carbón pirolótico cubierta de titanium. En 1966, se produjo un gran cambio en el mundo de los materiales, aplicables a la fabricación de las Pcvs. JackBokros descubre el carbón pirolítico (pyrolyte o pyrocarbon), material duro como el acero, resistente a las bacterias y al roce, el cual se utilizó para la fabricación de los discos de lasprótesis de perfil bajo, como las de Björk-Shileyy las de Lilihei-Kaster entre otras. Las prótesis rediseñadas con este material formaron parte delas prótesis de segunda generación. Igualmente, Karl Victor Hall, jefe del departamento de cirugía del Rikshospitalet en Oslo, Noruega, con la ayuda monetaria del empresario, Arne Woien, se puso en contacto con el Sr. Robert Kaster residenciado en Minneapolis. Juntos diseñaron una válvula con disco de carbón pirolítico basculante con una perforación central. De esta manera la MedtronicInc fabricó la prótesis Medtronic-Hall-Kaster en 1977 (modificada en 1980) (Figura 10). Otros modelos dePcvsperfil bajo con disco basculante fueron: la prótesis Lillehei- Ultracor y la válvula de Cooley-Cutter mitral (1973). En 1982, Böjrk diseña una Pcv con una configuración o estructura segura, manufacturada con máquinas electrónicas, de una sola pieza de Haynes 25, en forma de Monostrut. La válvula fue implantada en 268 pacientes con excelente funcionamiento. Igualmente, Bokros, con Michael DeBakey, fabricó la válvula DeBakey -Surgitool.

 

05 Figura 10

Prótesis mecánicas bivalvas
Posteriormente, se diseñaron las prótesis de dos discos o bivalvas que algunas denominan de tercera generación. En la década 60-70, el Dr. Lillehei fue el fabricante principal de las válvulas bivalvas Lillehei-Nakid Toroidal mitral valve y la Lillehei-Kalke. El diseño de esta última válvula, fue modificado por el Dr. Demetre Nicoloff de la Universidad de Minnesota, conjuntamente con el ingeniero Donald W. Hanson de la Compañía St. Jude Medical. En 1977, salió al comercio los nuevos modelos biválvulas o válvula bi-disco de Saint Jude (San Judas–Tadeo) y ese mismo año, Nicoloff, implantó la primera válvula de este diseño. El dispositivo oclusor de la válvula St. Jude, está constituido por dos discos semicirculares de carbón pirolítico, dispuesto sobre un núcleo de grafito.
Ambas hojas están impregnadas con tungsteno para su radio-opacidad. Estos hemi-discos pueden ser planos o arqueados, unidos a la carcasa mediante un
sistema articular que se abren a 85°, originándose un flujo sanguíneo laminar central. El ángulo obtuso es de 120°. Posteriormente, la válvula fue re-diseñada con un disco oclusor esférico radial. Los modelos o diseños de bivalvas diseñados con este mismo principio con solo algunas modificaciones fueron: Carbomedic (1986),ON-X(1988), Sorinbicarbon (1990), ATS(1992), Edward MIRA(1997), Angelini Lamina-Flo (2000), St. Jude Regent (2012), tricardiks (2007) (Tabla 1). Para el año 2007, se habían implantado más de 2 millones de este tipo de Pcvs. La próxima generación (cuarta) de válvulas mecánicas son diseños trivalvulares como la válvula Tricardiks entre otros modelos experimentales.

 

Bioprótesis y/o injertos valvulares
En 1960, se produce un gran cambio en el diseño de las Pcvs. En París, Francia, el Dr. Alain Carpentier, elabora las primeras bioprótesis valvulares cardíacas utilizando el material biológico, con válvulas porcinas pre-tratadas. En 1976,
fue introducida al comercio la bioprótesis aórtica Carpentier-Edwards modelo 2625. Es una prótesis porcina preparada en glutaraldehido con un pH de 7,4. En 1969, se fabricó la válvula de Hancock porcina, con un soporte circular o anillo Elgily (aleación de cobalto–níquel) recubierta con teflón poroso. Otros diseñadores de prótesis biológicas utilizaron pericardio bovino, fascia lata y duramadre, esta última implantada por Zerbini en Brasil. En un comienzo, el atractivo de los diseños de los diversos tipos de bioprótesis y sus beneficios fueron los principales motivos de comercialización, sin embargo, las fallas primarias del tejido biológico, dieron nuevamente paso a las Pcvs mecánicas. Las complicaciones más frecuentemente observadas en las bioprótesis no difieren de las clásicamente descritas: calcificaciones y desgarros. Las calcificaciones son mucho más frecuentes, causan estenosis y también desgarros con insuficiencia, sin embargo, los estudios han demostrado que tanto la calcificación como los desgarros o roturas obedecen a mecanismos diferentes
(58-60). Las calcificaciones fueron estudiadas desde el punto de vista patológico experimental y en válvulas bovinas hace más de dos décadas (61-63). Aunque las ventajas de las bioprótesis para el paciente son evidentes-no hacen ruidos molestos, no causan hemólisis ni tromboembolismos ni requieren de terapia anticoagulante su durabilidad deja de ser satisfactoria. Entre 5 a 10 años (64-66). Los principales diseños de prótesis biológicas son: la Biocor SJM porcina, la Hancock II; la Hancock Medtronic Inc EE.UU; la Medtronic Hancok II (porcina); la Medtronic Intact (porcina); la Carpentier-Edwards Perimount (pericardio bovino); la Carpentier-Edwards SAV (porcina); la Carpentier-Edwards Magna (pericardio bovino); la Medtronic Mosaic; la Medtronic Freestyle; la Saint
Jude Toronto SPV; la Sorinpericarbón y la Edwards Prima Plus entre otros modelos (Tabla 2).

 

La duración o durabilidad de las Pcvs

Series largas de pacientes operados con reemplazo valvular con prótesis mecánicas y bioprótesis, mostraron pocas diferencias entre sí en las ratas de complicaciones en diez años de evolución clínica (67). Si se recuerda que en un día, el corazón se contrae y expande 100 000 veces y bombea aproximadamente 2 000 galones de sangre, abrir y cerrar sus cámaras, es decir, un movimiento sincrónico de cuatro aparatos valvulares. El o los sustitutivos de una válvula o aparatos valvulares, implica la construcción de dispositivos de alta resistencia, sin mencionar otras cualidades que debe poseer una Pcv para evitar las complicaciones más frecuentes como la trombosis, dehiscencia y endocarditis. Por ello, la FDA exige un diseño de válvula perfectamente sana y funcionante, después de haber sido sometida a un test de 200 millones de ciclos cardíacos. La fractura de los componentes de la válvula de St. Jude es rara, sin embargo, se han descrito escapes de valva en la prótesis Edwards-Duramedics. Se presentaron problemas con la válvula St Jude Silzone por haberse complicado frecuentemente con fugas paravalvulares y embolismo. Los fabricantes de esta válvula ofrecían una cura definitiva de infecciones (endocarditis) sobre el anillo, el cual se había elaborado con una recubierta de plata (68). Los estudios anatomopatológicos en 19 autopsias de pacientes fallecidos con complicaciones causados por el material de esta válvula, detuvieron los reemplazos valvulares con este tipo de prótesis (69-70).

A raíz de los estudios anatomopatológicos se abrieron investigaciones y el caso fue objeto de varios estudios como el AVERT (Artificial Valve Endocarditis Reduction Trial), en el cual se comparó el comportamiento de la válvula con silzone con las prótesis originales sin el producto (71). Este ensayo fue detenido el 21 de enero de 2000, debido a la comprobación que había un riesgo creciente de fugas para-valvulares en comparación con la válvula standard (2,76 % versus 1,02 %). El ensayo AVERT recomenzó en 2002 y se estimó su conclusión en el año 2014. Por otra parte, NICE (National Institute for Clinical Excellence), a pesar de reconocer el hecho de que los pacientes con este tipo de válvula tienen mayor riesgo de tromboembolismo que los pacientes, sin reemplazo valvular, acordó no tener en cuenta la estrategia de riesgo en las recomendaciones de manufacturas. El estudio AVERT prosiguió hasta el año 2014, con la colaboración de los reportes médicos de los casos portadores de esta válvula. St. Jude Medical ofreció cuidados a los pacientes con estas complicaciones e indemnizaciones por decisión de la Corte del Distrito de Minnesota de EEUU.

Hoy en día, a mitad del año 2017, numerosos tipos de prótesis se acercan más y más a lascaracterísticas de la válvula ideal. En Venezuela, al igual que en otros países, la implantación dediferentes tipos o modelos de prótesis valvulares, ha determinado una importante disminución de la morbilidad y mortalidad relacionada con los reemplazos valvulares. Después del año 2001, comprobamos en nuestra institución, una disminución importante de autopsias, sobre todo de operados del corazón y un aumento progresivo de operaciones de reemplazos en el HUC hasta el año 2010, especialmente de estenosis aórticas calcificadas y aneurismas de aorta ascendente, con la realización del procedimiento de Bentalla partir del 2001 practicados por el Dr. Gastón Silva con más de 250 casos operados en el Servicio de Cirugía Cardiovascular (72). Por otra parte, los reportes internacionales y nuestra experiencia nos indican, que la práctica de autopsias en general, disminuyó y continúa mermando, en forma vertiginosa por diversos motivos. Lo más probable es que no dispongamos en el futuro mediato, de este tipo de material de estudio, excepto en los casos que ameritan un peritaje forense (73).

 

Reemplazo valvular percutáneo

Hace más de 16 años que se implementó un nuevo abordaje para el reemplazo valvular aórtico, por vía percutánea transfemoralotransapical. Fue Bonhoeffer y col., quienes iniciaron este tipo de reemplazo en la válvula pulmonar (74). Sin embargo, existía, un importante antecedente. Andersen, Knudsen y col. en 1992, describieron sus experiencias iniciales con la implantación de válvulas artificiales vía percutánea en porcinos (75). Dos años después de la implantación percutánea en animales, fue Cribier y col., quienes implantaron por primera vez, vía percutánea, una prótesis aórtica en la aorta primitiva estenosada y calcificada en humano (76). En Venezuela, el 3 de abril de 2003, Paniagua y cardiólogos intervencionistas del Hospital privado Centro Médico de Caracas, serían los primeros en implantar una prótesis valvular aórtica, mediante esta vía (77,78). Es de hacer notar que la válvula de Paniagua implantada era de su fabricación y experimental. En el Hospital Universitario de Caracas fue el Dr. Víctor Rodríguez, Jefe de la sección de Hemodinamia, del Servicio de Cardiología, junto con el Dr. Gastón Silva Jefe de Cirugía Cardiovascular, quienes implementaron este método de reemplazo valvular. Los primeros modelos de prótesis implantados en el Hospital Miguel Pérez Carreño y en Hospital Universitario de Caracas, fueron: el balón expansible Edwards- Sapiensy el autoexpandible Medtronic Core (prótesis aórtica trivalva de pericardio porcino montadas sobre un stent autoexpansible). A partir del año 2011, en el país, una importante serie de implantes valvulares aórticos por esta vía, se ha realizado en el Hospital Universitario de Caracas.

 

Conclusiones

 

En general, se acepta que todos los tipos de válvulas protésicas e injertos valvulares, pueden presentar problemas funcionales o estructurales en algún momento de su evolución. La mayoría de las prótesis valvulares mecánicas tienen una duración de 20 a 30 años en contraste con las bioprótesis que disfuncionan entre los 10 a 15 años desde su implante. Aún no se ha manufacturado la prótesis o el injerto valvular ideal, universal. Sin embargo, a través de la historia de la cirugía cardiovascular, pudimos constatar que los cirujanos e ingenieros, que dieron los primeros pasos para diseñar prótesis o injertos, con la finalidad de proporcionar a los pacientes con valvulopatías severas, una mejor calidad de vida, fueron en realidad, unos héroes, muchas veces desconocidos. La tarea aún no ha terminado. Todos los días, la tecnología ofrece mejores diseños o modelos de prótesis valvulares. Al finalizar nuestro trabajo, alcanzamos nuestros objetivos, al dejar un resumen del legado histórico acerca de los comienzos y evolución de los diseños de prótesis e injertos valvulares utilizados en la cirugía internacional y en nuestro país.

REFERENCIAS

1. Organización Mundial de la Salud. Boletín Técnico/Informativo. N° 317 febrero de 2007.

2. Suárez C, Milano M, Fernández H, Valderrama E. Evaluación de las biopsias cardiovasculares del Hospital

Universitario de Caracas. Avances Cardiol. 2002;22:1-9.

3. Suárez CB, Hamana L, Castillo PR, Mejías L. Visión panorámica de la patología quirúrgica cardiovascular

actual. Avances Cardiol. 2008;28:227-228.

4. Dare A, Harritry P, Tazelaar H, Edwards W, Mullany C. Evaluation of surgically excised mitral valves. Revised recommendations based on changing operative procedures in the 1990. Hum Pathol. 1993;24:1286-1203.

5. Stone JR, Basso C, Baandrup UT, Bruneval P, Butany J, Gallagher PJ, et al. Recommendations for processing cardiovascular surgical pathology specimens: A consensus statement from the Standards and definitions Committee of the Society for Cardiovascular Pathology and the Association for European Cardiovascular Pathology. Cardiovasc Pathol. 2013;21:2-16.

6. Mehlman DJ, Resnekov L. A guide to the radiographic identification of prosthetic heart valves. Circulation. 1977;57:613-625.

7. Silver MD, Butany J. Mechanical heart valves: Methods of examination, complications and modes of failure. Human Pathol. 1987;18:577-585.

8. Khan MN. The refief of mitral stenosis. An historic step in cardiac surgery. Tex Heart Inst J. 1996;23:258-266.9. Gonzalez-Lavin ChP. Bailey and Dwight E. Harken-The Dawn of the modern cirugia. Era of mitral valve surgery. Ann Thorac Surg. 1992;53:916-919.

10. Zalaquett S. 50 años de la cirugía de la válvula mitral. Una historia de exploradores, pioneros, héroes y conquistadores de nuestros tiempos. Rev Med Chile. 2009;137:1253-1260.

11. Puigbó JJ. Cirugía Cardiovascular en el país. Capítulo XVIII. En: Historia de la cardiología en Venezuela. Caracas: Editorial Ateproca; 2012.p.185-193.

12. Gott VL, De Alejo, Cameron D E. Mechanical Herat valves: 50 years of evolution. Ann Thorac Surg. 2003;76:S2230-S2239.

13. Denton C. Editorial. La historia de la cirugía cardiovascular. Rev Peruana Cardiol. 2002;28:2-3.

14. Ortega MA, Silva G. Reemplazo de la aorta ascendente y arco aórtico utilizando hipotermia profunda y paro circulatorio total. Rev Fac Med. 1989;12:97-100.

15. Puigbó GJJ. Cirugía Cardiovascular en el país. Capítulo XVIII. El fundador y primer Jefe de Servicio de Cirugía

Cardiovascular. Dr. Rubén Jaén Centeno. Hospital Universitario de Caracas (1968). En: Historia de la cardiología en Venezuela. Caracas: Ed. Ateproca C.A.; 2012.p.188,189, 190,191.

16. Jaén CR, Grossmann V, Ortega MA, Piña DM, Nesi JA, Velarde H. Circulación extracorpórea para cirugía intracardíaca. Métodos y complicaciones. Soc Ven Cir. 1966;XX:73.

17. Jaén CR. Cirugía intracardíaca con circulación extracorpórea. Estudio de 200 casos. Gac Méd Caracas. 1968, Año LXXVI. Enero-Junio (nos 1 al 6): 41-49.

18. Jaén R. Cirugía de la aorta. Memorias del VI Congreso Venezolano de Cirugía. 1961;Vol III:1561.

19. Jaén CR, Grossmann V, Ortega MA, Piña DM. Tratamiento de las cardiopatías adquiridas con ayuda de la circulación extracorpórea. Estudio de 42 casos. Soc Ven Cir. 1967;XXI:731-748.

20. Jaén C R, Grossmann-Siegert V, Ortega MA, Bello A, Suárez JA. Complications in open-heart surgery. Analysis of 350 patients. J Cardiovasc Surg. 1970;11:129-136.

21. Machado AI. Evaluación hemodinámica en 6 000 pacientes: válvulas aórticas y mitrales pre y postoperatorio. Rev Fac Med. 1985;8:1-60.

22. Ortega M, García S, Silva G. Reemplazos valvulares en niños y adolescentes. Rev Fac Med. 1985;8:61-76.

23. Cribier AG. The odyssey of TAVR from concept to clinical reality. Tex Heart Inst J. 2014;41:125-130. Disponible en: http://doi.org/10.14503/THIJ-14-4137

24. Franco S. Criterios para la selección de una prótesis cardíaca. Rev Fe Arg Cardiol. 2012;41:156-160.

25. Lax J, Stutzbach P, Breck M, Perea FM. Consenso de Valvulopatias. Rev Soc Ag Cardiol. 2015;83(Supl 2):8-71.

26. Bluestein D, Li YM, Krukenkamp I.B. Free emboli formation in the wake of bi-leaflet mechanical heart valves and the effects of implantation techniques. J Biomech. 2006;35:1533-1540.

27. Materiales al día. Novedades en ingeniería de materiales. BLOGS. Madrid. Disponible en: http/www.madrimasd.org

28. Harken D E. Heart valves: Ten Commandments and still counting. Ann ThoracSurg. 1989;48(Suppl):18-19.

29. Bonow R, Carabello B, De Leon AC, Edmunds HL, Fedderly B J, Freed MD, et al. AHA/ACA. Guidelines valvular Heart Disease. Association Task Force on practice guidelines (Committee con management of patients with valvular heart disease. Classification of prosthetic heart valves. JACC. 1998;32:1486-1588.

30. Pibarot P, Dumesnil JG. Prosthetic Heart valves. Selection of the optimal prosthesis and long-term management. Circulation. 2009;119:1034-1048.

31. Butany J, Ahluwalia MS, Munroe C, Fayet C, Ahn C, Blit P, et al. Mechanical heart prostheses identification and evaluation (erratum). Cardiovasc Pathol. 2003;12:322- 344.

32. Silver MD, Butany J. Mechanical heart valves: Methods of examination, complications and modes of failure. Human Pathol. 1987;18:577-585.

33. Fernández J. Prosthetic heart valves. En: Morse D, Steiner R, editores. The pacemaker and valve identification guide. Medical examination publishing Co. Garden City, NY. 1978.p.52-74.

34. Ross DN. Replacement of aortic and mitral valves with a pulmonary autograft. Lancet. 1967;2:956-958.

35. Gago O. Reemplazo de la válvula aórtica con homoinjertos valvulares. Gac Méd Caracas. 2006;114:190-197.

36. Butany J, Leong SW, Cunningham KS, D’Cruz GD, Carmichael K, Yau TM. A 10-year comparison of explanted Hancock-II and Carpentier-Edwards suprannular bioprostheses. Cardiovasc Pathol. 2007;16:4-13.

37. Kanh S, Trento A, Roberts M, Sandnu M, Lawrence C, Blanche C, et al. Twenty-years comparison of tissue and mechanical valve replacement. J Thorac Cardiovasc Surg. 2001;122:257-269.

38. Ferrans V, Boyos S, Billinghan M, Jones M, Ishihara T, Roberts W. Calcific deposits in porcine bioprostheses. Structure and pathogenesis. Am J Cardiol. 1980;48:721-730.

39. Thiene G, Bortolotti U, Panzón G, Milano A, Galluci BLANDENIER DE SUÁREZ C, SILVA G Avances Cardiol 233 V. Pathological substrates of thrombus formation alter heart valve replacement with the Hancock bioprosthesis. J Thorax Cardiovasc Surg. 1980;80:414-423.

40. Roberts WC, Fishbein MC, Golden A. Cardiac pathology after valve replacement by prosthesis. A study of 61 necropsy patients. Am J Cardiol. 1975;35:740-760.

41. Roberts WC, Sullivan MF. Clinical and necropsy observations early after simultaneous replacement of the mitral and aortic valves. Am J Cardiol. 1986;58:1067-1084.

42. Rakkin E, Schoen FJ. Cardiovascular tissue engineering. Cardiovasc Pathol. 2002;11:305-317.

43. Butany J, Ahluwalia MS, Fayet C, Munroe C, Blit P, Ahn C. Hufnagel valve. The first prosthetic mechanical valve. Cardiovasc Pathol. 2002;11:351-353.

44. Fishbein, MC, Roberts, WC. Late postoperative anatomic observations after insertion of Hufnagel caged-ball prostheses in descending thoracic aorta. Chest. 1975;68:6- 11.

45. Atienza JM. La ingeniería de materiales y las válvulas cardíacas (I). Dep Ciencias de Materiales. Disponible en: http/www. Madrinas d. org. BLOGS/ ingeniería de materiales

46. Roberts WC, Levinson GE, Morrow AG. Lethal ball variance in the Starr-Edwards prosthetic mitral valve. Arch Intern Med. 1970;126:517-521.

47. Robert W, Morrow AG. Fatal degeneration of the silicone rubber ball of the Starr-Edwards prosthetic aortic valve. Am J Cardiol. 1968;22:614-620.

48. Matthew A. Historical perspectives. The development of the Starr-Edwards heart valve. Tex Heart Inst J. 1998;25:282-293.

49. Roberts WC, Morrow AG. Anatomic studies of hearts containing caged-ball prosthetic valves. Johns Hopkins Med J. 1967;121:271-295.

50. Roberts WC, Morrow AG. Secondary left ventricular endocardial fibroelastosis following mitral valve replacement. Cause of cardiac failure in the late postoperative period. Circulation. 1968;37(Suppl II):II-101–II-109.

51. Kalke B, Korns ME, Goott B. Engagement of ventricular myocardium by open-cage atrioventricular valvular prosthesis. J Thorac Cardiovasc Surg. 1969;58:92-94.

52. Bottio T, Basso C, Thiene G, Gerosa G. Prolonged durability of a Kay-Shiley mechanical valve prosthesis. Tex Heart Inst J. 2006;33:270-271.

53. Björk VO. A new central-flow tilting disc valve prosthesis. One year's clinical experience with 103 patients. J Thorac Cardiovasc Surg. 1970;60:355-374.

54. Bjork VO. Brief rewiew the development of the Bjork- Shiley artificial heart valve. Cli Cardiol. 1984;7:3-5.

55. Bjork VO. The monostrut Bjork-Shiley heart valve. En: Vogel JHK, editor. Seminar on cardiac valve replacement. J Am Coll Cardiol. 1985;6:1142-1148.

56. Hall KV, Kaster RL, Wolen A. An improved pivotal disctype prosthetic heart valve. J Oslo City Hosp. 1979;29:3,21.

57. López González A. Evolución del diseño de las prótesis valvulares a lo largo de las últimas cinco décadas. Hospital Universitario Puerta del Mar, Cádiz (España). Revista on line de Cardiología y Cirugía Cardiovascular Abril2002. Disponibleen:http://www.portalesmedicos.com/portalcardio/revista/abril2002001_art/index.htm

58. Mako WJ, Vessely I. In vivo and in vitro models of calcification in porcine aortic valve cusp. J Heart Valve Dis. 1997;6:316-323.

59. Vessely I, Barber JF, Ratliff NB. Tissue damage and calcification may be independent mechanisms of bioprosthetic heart valve failure. J Heart Valve Dis. 2001;10:471-477.

60. Vessely I. The evolution of bioprosthetic heart valve design and its impact on durability. Cardiovasc Pathol. 2003;12:277-286.

61. Schoen FJ, Tsao JW, Levy RJ. Calcification of bovine pericardium used in cardiac valve bioprostheses. Implication for the mechanism of bioprosthetic tissue mineralization. Am J Pathol. 1986;123:134-145.

62. Shoen FJ. Pathologic findings in explanted clinical bioprosthetic valves fabricated from phtooxidized bovine pericardium. J Heart Valve Dis. 1998;7:174-179.

63. Levy RJ, Schoen FJ, Levy JT, Nelson AC, Howard SL, OshryI J. Biologic determinants of dystrophic calcification and osteocalcin deposition in glutaraldelhyde-preserved porcine aortic valve leaflets in planted subcutaneously in rats. Am J Pathol. 1983;113:143-155.

64. Editorial. The changing spectrum of porcine bioprosthetic valve failure. Cardiovasc Pathol. 2007;16:1-3.

65. Schoen F J, Fernandez J, Gonzales-Lavin L, Cearnaianu A. Causes of failure and pathologic findings in surgically removed Ionescu-Shiley standard bovine pericardial heart valve bioprostheses: Emphasis on progressive structural deterioration. Circulation. 1987;76:618-627.

66. Schoen F J, Kujowich J L, Webb C L, Levy R J. Chemically determined mineral content of explanted porcine aortic valve bioprostheses: Correlation with radiographic assessment of calcification and clinical data. Circulation.1987;76:1061-1066.

67. Kanh S, Trento A, Roberts M, Sandnu M, Lawrence C, Blanche C, et al. Twenty-years comparison of tissue and mechanical valve replacement. J Thorac Cardiovasc Surg. 2001;122:257-269.

68. Carrel T, Nguyen T, Kipfer B, Althaus U. Definitive cure of recurrent prosthetic endocarditis using silver-coated St. Jude Medical Heart Valves: A preliminary case report. J Heart Valve Dis. 1998;7:531-533.

69. Ionescu A, Payne N, Fraser AG, Giddings J, Grunkemeier GL, Butchart EG. Incidence of embolism and paravalvar leak after St Jude Silzone valve implantation: Experience from the Cardiff Embolic Risk Factor Study. Heart. 2003;89:1055-1061.

70. Butany J, Leask R L, Desai N D, Jegatheeswaran A, Silversides C, Scully H E, et al. Pathologic analysis of 19 heart valves with silver-coated sewing rings. J Cardiac Surg. 2006;21:530-538.

71. Emery RW, Erickson CA, Arom KV, Northup WF, Kersten TE, Von Rueden TJ, et al. Replacement of the aortic valve in patients under 50 years of age. Long-term follow-up of the St. Jude Medical Prosthesis. Ann Thorac Surg. 2003;1:1815-1819.

72. Suárez C, Hamana L, Romero J A. Estenosis aórtica valvular: estudio de 111 biopsias. Avances Cardiol. 2003;23:77-95.

73. Garfia A, Martínez MC, Repetto F. Evaluación médicolegal de las prótesis intracardíacas en la autopsia: II. Prótesis valvulares. Una imagen. Cuadernos de Medicina Forense. 2002; N° 28, abril: 61-66.

74. Bonhoeffer P, Boudjemline Y, Saliba Z, Merckx J, Aggoun Y, Bonnet D, et al. Percutaneous replacement of pulmonary valve in a right-ventricle to pulmonary-artery prosthetic conduit with valve dysfunction. Lancet. 2000;356:1403- 1405.

75. Andersen HR, Knudsen LL, Hasenkam JM. Transluminal implantation of artificial heart valves: Description of a new expandable aortic valve and initial results with implantation by catheter technique in closed chest pigs. Eur Heart J. 1992;13:704-708.

76. Cribier A, Eltchaninoff H, Bash A, Borenstein N, Tron C, Bauer F, et al. Percutaneous transcatheter implantation of an aortic valve prosthesis for calcific aortic stenosis. Circulation. 2002;106:3006-3008.77. Paniagua D, Condado JA, Besso J, Velez M, Burger B, Bibbo S. First human case of retrograde transcatheter implantation of an aortic valve prothesis. Tex Heart Inst J. 2005; 32:393-398.

78. Condado J, Acquatella H, Rodríguez L, Whitlow P, Vélez- GimoM, St Goar FG. Percutaneous Edge-to-Edge mitral valve repair: 2-year follow-up in the first human case. Catheter Cardiovasc

 

 

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RESUMEN

Introducción y objetivos: La utilización de la fracción de eyección (FE) del ventrículo izquierdo como objetivo subrogado en ensayos clínicos está avalada por numerosos estudios.La ecocardiografía ha sido el método más utilizado para valorar la función ventricular. Realce por similaridad (técnica Simil) es una técnica para la segmentación automática del ventrículo izquierdo y para cálculo automático de los descriptores cardiacos (volúmenes en diástole y sístole final del ventrículo izquierdo y FE). La técnica consiste en la aplicación de una etapa de pre-procesamiento y otra de segmentación del ventrículo izquierdo. Se propuso determinar si el uso de la aplicación de la técnica Simil aborda adecuadamente el problema del ruido y de los artefactos en imágenes de TCMD cardiaca al momento de segmentar el ventrículo izquierdo. Método: Los instantes cardíacos de sístole y diástole final de imágenes de TCMC correspondientes a 4 sujetos fueron procesados utilizando las técnicas ecocardiografía mediante regla de Simpson para para calcular la FE, manual utilizando programa de segmentación y Simil. Se consideró  el error porcentual promedio (Epp) para comparar los valores generados en la medición de las diferentes técnicas utilizadas. Resultados: La FE correspondiente a Simil genera un Epp del 11.44 % cuando se compara con la obtenida por ecocardiografia y de un 4,16 % respecto a la técnica manual. Análisis y Discusión: La técnica Simil y la manual se desarrollan integralmente en el contexto tridimensional y presentan valores altamente correlacionados para la FE.

Palabras clave: TCMD, realce por similaridad, función ventricular izquierda.

SUMMARY

Introduction and objectives: The use of left ventricular ejection fraction (EF) as a surrogate endpoint in clinical trials is supported by numerous studies. Echocardiography has been the most commonly used method to assess ventricular function. Similarity enhancement (Simil technique) is a technique for automatic segmentation of the left ventricle and automatic calculation of cardiac descriptors (end volumes in diastole and systole and EF). The technique consists in the application of a stage of pre-processing and a stage of segmentation of the left ventricle. We proposed to determine whether the use of the Simil technique adequately addresses both the noise problem and the artifacts in the cardiac MDCT images at the time of LV segmentation. Methods: Cardiac instants of end systole and diastole of MDCT images corresponding to 4 subjects were processed byechocardiography using Simpson´s rule for EF calculation, manual using a segmentation program and by Simil. The mean percentage error average (MPE) was considered to compare the values ​​generated in the measurements of the different techniques used. Results: EF corresponding to Simil generated an MPE of 11.44 % when compared to that obtained by echocardiography and 4.16 % with respect to the manual technique. Analysis and discussion: The Simil technique as the manual are developed integrally in a 3-dimensional context and presents highly correlated values ​​for EF.

Key words: MDCT, similarity enhancement, left ventricular function.

Introducción

La utilización de la fracción de eyección del ventrículo izquierdo como objetivo subrogado en los ensayos clínicos está avalada por numerosos estudios. Para que el rendimiento de este objetivo sea aceptable, es esencial ser muy rigurosos en la adquisición de las imágenes y es conveniente utilizar unidades específicamente dedicadas a analizar cuantitativamente parámetros de imagen con las diversas técnicas disponibles.En el contexto clínico, tiene mucha relevancia la valoración seriada de la función ventricular izquierda en pacientes que padecen de enfermedades cardiacas. Tal valoración puede basarse en la estimación tanto de los volúmenes diastólicos y sistólico final como de la masa ventricular izquierda(1).

Usualmente, la detección de la mayoría de enfermedades cardiacas puede llevarse a cabo con el apoyo de exámenes especializados o usando técnicas de imagenología. Entre las técnicas imagenológicas utilizadas para analizar manual, semi-automática o automáticamente la fisiología y/o anatomía de los órganos que conforman el cuerpo humano, se encuentran aquellas basadas en: a) Ultrasonido (ecocardiografía bidimensional y tridimensional), b) Tomografía por Emisión Nuclear (emisión de fotones simples - emisión de positrones) y c) Tomografía computarizada convencional (sencilla y multidetector)(2).

En el ámbito cardiaco, la ecocardiografía ha sido el método más utilizado para valorar la función ventricular, de manera rutinaria, en pacientes con ciertas enfermedades cardiacas tales como: cardiopatía isquémica, enfermedad valvular e insuficiencia cardíaca congestiva(3). Esta modalidad imagenológica es un método diagnóstico muy popular debido a su bajo costo y eficiencia. No obstante, tiene como desventajas que es operador dependiente y la calidad de la imagen no es la más óptima. Según lo reseña la literatura especializada, aproximadamente el 15 % de los pacientes que son estudiados con ecocardiografía se les genera un estudio limitado técnicamente en el sentido de producir resultados en los cuales se subestiman algunos descriptores cardiacos(4).

Por otra parte, la tomografía computarizada ha evolucionado y en la actualidad los tomógrafos están dotados con16, 64, 128, 256 y hasta 320detectores generando la denominada tomografía computarizada multicapa o multidetector (TCMD)(5). Además, este tipo de tomografía ha permitido obtener imágenes angiográficas coronarias de calidad diagnóstica con una alta resolución temporal y espacial(5). Simultáneamente, los procesos de segmentación manuales, semi-automáticos ó automáticos permiten calcular descriptores cardiacos relevantes tales como volúmenes, masa y fracción de eyección de las cámaras cardiacas principales. Estos descriptores constituyen una información valiosa para el diagnóstico y monitoreo de la función cardiovascular del paciente, obtenida sin necesidad de utilizar medio de contraste adicional(6).

En este orden de ideas, los cardiólogos que, por ejemplo, consideran la TCMD deben analizar un número importante de imágenes y, para ello, realizan un proceso de segmentación manual que les permite identificar las estructuras anatómicas cardiacas de interés. Entre las dificultades que exhibe la segmentación manual se pueden mencionar: a) Empleo de un tiempo excesivo para generar la estructura cardiaca de interés. b) Exigencia de alto poder de concentración por parte del experto clínico quien extrae la morfología de cualquiera de las estructuras anatómicas de interés. c) Consideración de un número elevado de imágenes, en cualesquiera de las vistas 2D (axial, coronal y/o sagital),  para generar la morfología de las cámaras cardiacas lo cual lo convierte en un proceso muy engorroso. d) Este tipo de segmentación exhibe como rasgo distintivo que es un proceso operador dependiente(7)

Además, la realización de las mencionadas segmentaciones se hace aún más difícil debido a que las imágenes provenientes de un estudio clínico, generadas mediante cualquier modalidad imagenológica, poseen imperfecciones las cuales se transforman en serios problemas tales como ruido, artefactos y bajo contraste, que afectan la calidad de la información presente en las imágenes tridimensionales, particularmente, en imágenes cardiacas de TCMD(8,9). También, es importante señalar que el corazón exhibe, de manera permanente, un movimiento altamente complejo lo cual complejiza aún más la segmentación de cualquiera de sus estructuras.

Por lo expuesto anteriormente, se puede afirmar que la segmentación de estructuras cardiacas es un problema abierto y muy desafiante. Debido a ello, mediante este trabajo se presenta una técnica para la segmentación automática del VI y para el cálculo automático de los descriptores cardiacos tales como volúmenes en diástole y sístole final del VI, y la fracción de eyección(10) del mencionado ventrículo. La mencionada técnica aborda los problemas que poseen las imágenes de TCMD cardiaca(11) considerando etapas de pre-procesamiento(filtrado + definición de una región de interés) y segmentación(5,7) (algoritmo basado en conjuntos de nivel7). En el contexto del presente trabajo la referida técnica recibe la denominación de realce por similaridad(5,7) (técnica Simil) y su estructura se describe, posteriormente, en la sección correspondiente a metodología.

La técnica automática Simil se compara con dos técnicas adicionales basadas en:

  1. a) Imágenes cardiacas obtenidas mediante ecocardiografía bidimensional(12) (técnica Eco) analizadas por un cardiólogo para estimar los mencionados descriptores cardiacos y b) Imágenes de TCMD cardiaca sobre las cuales un cardiólogo desarrolla un proceso de segmentación manual (técnica Manual) para generar la morfología tridimensional del VI y obtener los referidos descriptores.

Objetivos

De acuerdo a los lineamientos establecidos en la introducción del presente trabajo surge la interrogante hipótesis de conocer si las etapas de pre-procesamiento y segmentación consideradas serán efectivas para la segmentación automática del ventrículo izquierdo, a partir de las cuales se determinen con precisión descriptores cardiacos útiles para identificar algunas patologías asociadas con el mencionado ventrículo. De manera complementaria, se establece determinar si el uso de la aplicación de la técnica Simil aborda, adecuadamente, tanto el problema del ruido como de los artefactos en imágenes de TCM cardiaca al momento de segmentar el VI. Así se propone describir una técnica que, a partir de la segmentación del VI permita estimar descriptores asociados a la función ventricular izquierda (FVI) en imágenes cardiacas de tomografía computarizada multicapa (TCMD) y determinar si los valores estimados para tales descriptores son comparables con los obtenidos mediante las técnicas.

 

Metodología

Los instantes cardíacos de sístole y diástole final de imágenes de TCMD (Philips-Brilliance64-cortes), correspondientes a 4 sujetos (1 mujer de 78 años, de edad, con insuficiencia cardiaca y 3hombres sanos mayores de 40 años), fueron procesados utilizando las técnicas Eco, Manual y Simil.04 Figura 1De manera sintética, la técnica Simil consiste en la aplicación de una etapa de pre-procesamiento y una etapa de segmentación del VI. 04 Figura 2

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Durante la etapa de pre-procesamiento se desarrollan las fases de filtrado y de definición de una región de interés.

Así, en primer lugar, se selecciona la imagen 06 Figura 3

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

en la cual durante la fase de filtrado se llevan a cabo las siguientes tareas: Primero establecerla correlación entre 2 versiones filtradas de los instantes cardiacos identificados como diástole y sístole final. La versión uno, considera un filtro promediador (7) que se usa para minimizar el ruido Poisoniano(7). La versión dos, se genera usando un filtro top-hat(13). Este tipo de filtro se utiliza, en el contexto de la presente investigación, con el objeto de detectar los bordes de las estructuras cardiacas presentes en las imágenes de TCM cardiacas. Segundo se aplica una función de densidad, basada en un filtro de suavizamiento Gausiano(14), para agrupar, adecuadamente, la información presente en el VI. Se supone, teóricamente, que la aplicación de la técnica Simil permitirá abordar tanto el problema del ruido como de los artefactos(15) que afectan, generalmente, la calidad de las imágenes de TCM cardiaca. 04 Figura 4

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Luego durante la fase de definición de una región de interés se efectúan las siguientes acciones: a) Utilizar información, a priori, de la localización de las válvulas del VI para aislarlo de otras estructuras. Es decir, se pretende definir una región de interés (RI). Tal RI permite abordar de manera efectiva los problemas de contraste que frecuentemente se manifiestan en las imágenes de TCM cardiaca. b) Utilizar técnicas de inteligencia artificial, particularmente, máquinas de soporte vectorial(16) para detectar el punto de unión de la válvula mitral con el VI y de la válvula aórtica con el referido ventrículo 04 Figura 5

 

 

 

 

 

 

 

 

Durante una etapa de segmentación se segmenta el VI usando una técnica denominada conjuntos de nivel(17). Esta técnica exhibe un desempeño excelente en presencia de estructuras topológicamente complejas y es altamente robusta ante la presencia de ruido 04 Figura 6

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Se validan las segmentaciones automáticas generadas por la técnica Simil mediante la respectiva comparación con las segmentaciones generadas mediante las técnicas Eco y Manual. Para ello, se considera la métrica coeficiente de Dice(18) la cual permite comparar las mencionadas segmentaciones. Finalmente, a partir de las segmentaciones obtenidas se estiman los descriptores: volumen diastólico final (VDF) y sistólico final (VSF) y fracción de eyección(19) (FE) del ventrículo izquierdo, obteniendo imágenes 3D de alta calidad 04 Figura 7

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

El error porcentual promedio(20) (Epp) se considera para comparar los valores generados por las técnicas Manual, Simil y Eco.

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Todas las imágenes fueron proporcionadas por el Laboratorio de Imágenes Digitales del Centro de Especialidades Médicas de Occidente (CEMOC), San Cristóbal, Venezuela. Cada una de las bases de datos que contienen las referidas imágenes cuentan con el debido consentimiento informado, llenado por los sujetos considerados en el presente trabajo y exigido por el CEMOC antes de realizar cualquier estudio imagenológico

Resultados

La Tabla 1 muestra los valores para los descriptores estimados mediante las técnicas Eco, Simil y Manual. Se observa que la técnica Simil genera un Epp del 11.44 % cuando se compara con la obtenida por Eco y de un 4,16 % respecto a la técnica manual.

Discusión

En atención a la FE calculada se puede establecer una normalidad relativa en la función cardiaca de los tres primeros sujetos; mientras que la fracción de eyección del sujeto número 4, de la Tabla 1, confirma la presencia de un paciente con FE disminuida, correspondiente a la fémina de 78 años con insuficiencia cardiaca.

Por otra parte, la FE correspondiente a Simil genera un Epp del 11.44 % cuando se compara con la obtenida por Eco y de un 4,16 % respecto a la técnica manual. Esto puede interpretarse indicando que la técnica Simil, implementada computacionalmente y totalmente automática, arroja resultados similares a los registrados para las otras dos técnicas. Es de acotar que con la técnica de Simil no se hace una estimación, sino una cuantificación, se calcula la FE.

Es importante señalar que la técnica eco hace uso de la regla de Simpson para calcular la FE de un órgano tridimensional con base en un número reducido de capas bidimensionales. Esto puede traer como consecuencia la introducción de una sub-estimación importante al momento de generar la FE del VI. Finalmente, tanto la técnica Simil como la manual se desarrollan, integralmente, en el contexto tridimensional y presentan valores altamente correlacionados para la FE, lo cual da indicios de la precisión de la técnica Simil. Dentro de las limitaciones de este trabajo está el hecho de tratarse de una muestra de apenas 4 sujetos, el cual sirve como inicio para futuras investigaciones con una muestra más nutrida y  con mayor significancia

Conclusiones

Se desarrolló un prototipo de software que permite la implementación de la técnica Simil, basada en realce por similaridad, que estima la FE generando resultados comparables con las técnicas eco y manual. Las ventajas de este prototipo son múltiples, puede programarse en computadoras personales, con poco requerimientos de software, lo que  abarataría los costos y permitiría contar con estaciones de trabajo para varios operadores a la vez, mejorando el flujo de trabajo en una sola área; es de fácil manejo y los costos computacionales son bajos, es decir, el procesamiento es rápido produciendo imágenes y datos confiables. Aún más, se ha demostrado que los resultados obtenidos de imagen ofrecen información pronóstica. Otra ventaja es que este método utiliza algoritmos de crecimiento de la región de interés, y conjunto de nivel a partir de la detección de la sangre contrastada dentro de la cavidad ventricular, y al seleccionar fases especificas, evitan algunas limitaciones de la técnica como la resolución temporal de la TCMD (150-210 ms) la cual es insuficiente e incluye datos de las fases anterior y posterior, con volúmenes superiores, por lo que se sobrestima el volumen. La cuantificación con TCMD como mayoría de los sistemas son una extrapolación de los ya existentes para la RM, que aplican el método de Simpson.

Si, en el corto, mediano ó largo plazo, se aplican protocolos de validación de la función ventricular, clínica, científica y técnica más rigurosos; este tipo de software podría ser patentado e incorporado a los tomógrafos de casas manufactureras de talla mundial. Esto permitiría ampliar la aplicación de la TCMD, debido a que actualmente solo se utiliza en su mayoría para estudios coronarios y otras estructurales cardiacas. Tales protocolos incluyen la validación de la técnica Simil con un número enorme de imágenes tridimensionales provenientes de tomógrafos fabricados por todas las casas manufactureras mencionadas. En el futuro la aplicación de la técnica Simil para la estimación de la función cardiaca global debería incluir la segmentación de las cuatro cámaras cardiacas principales (ventrículos y aurículas). Así como también la segmentación de estructuras cardiacas importantes tales como: válvulas cardiacas, orejuela de la aurícula izquierda, arteria pulmonar, venas pulmonares, venas cava, entre otras.

 

REFERENCIAS

  1. González JM, Castell-Conesa J, Candell-Riera J, Rosselló-Urgell J; Spanish Working Group of Nuclear Cardiology. Relevance of 99mTc-MIBI rest uptake, ejection fraction and location of contractile abnormality in predicting myocardial recovery after revascularization. Nucl Med Commun. 2001;22:795-805.
  2. Vera M, Bravo A, Garreau M, Medina R. Similarity enhancement for automatic segmentation of cardiac structures in computed tomography volumes. Conf Proc IEEE Eng Med Biol Soc. 2011;8094-7.
  3. Erbel R, Schweizer P, Meyer J, Krebs W, Yalkinoglu O, Effert S. Sensitivity of cross-sectional echocardiography in detection of impaired global and regional left ventricular function: prospective study. Int J Cardiol. 1985;7:375-89.
  4. Crouse LJ, Cheirif J, Hanly DE, Kisslo JA, Labovitz AJ, Raichlen JS, et al. Opacification and border delineation improvement in patients with suboptimal endocardial border definition in routine echocardiography: results of the Phase III Albunex Multicenter Trial. J Am Coll Cardiol. 1993;22:1494-500.
  5. Thelen M, Erbel R, Kreitner K, Barkhausen J. Cardiac Imaging. A Multimodality Approach. New York, USA: Thieme Medical, 2009.
  6. Robb R, Morin M. “Principles and instrumentation for dynamic X–ray computed tomography,” en Cardiac Imaging. A Companion to Braunwald’s Heart Disease, M. Marcus, H. Schelbert, D. Skorton, y G. Wolf, Eds. Philadelphia, USA: W.B. Saunders Company, 1991, pp. 634–668.
  7. Vera M. Segmentación de estructuras cardiacas en imágenes de tomografía computarizada multi-corte. Ph.D. dissertation, Universidad de los Andes, Mérida-Venezuela, 2014.
  8. Primak A, McCollough C, Bruesewitz M, Zhang J, Fletcher J. Relationship between noise, dose, and pitch in cardiac multi–detector row CT. Radiographics. 2006;26:1785-1794.
  9. Kroft L, de Roos A, Geleijns J. Artifacts in ECG–synchronized MDCT coronary angiography. Am J Roentgenology. 2007;189:581-91.
  10. Zhang H, Wahle A, Johnson R, Scholz T, Sonka M. 4–D cardiac MR imageanalysis: Left and right ventricular morphology and function. IEEE TMI. 2010;29:350-64.
  11. Faletra F, Pandian N, Ho S. Anatomy of the Heart by Multislice Computed Tomography. Chichester, West Sussex, UK: Wiley–Blackwell, 2008.
  12. Paulus WJ, Tschope C, Sanderson JE, Rusconi C, Flachskampf FA, Rademakers FE, et al. How to diagnose diastoli cheart failure: a consensusstatemen tonthe diagnosis of heart failure with normal left ventricular ejection fraction by the Heart Failure and Echocardiography Associations of the European Society of Cardiology. Eur Heart J. 2007;28:2539-50.
  13. Chen T, Wu Q, Rahmani R, Hughes J. A pseudo top-hatmathematical morphological approach to edge detection in dark regions. Pattern Recognition. 2002;35:199-210.
  14. Zhang B, You J, Karray F. Detectingoptic disc on Asians by multiscale Gaussian filtering. International Journal of Biomedical Imaging. 2012;1:1-10.
  15. de Roos K, Geleijns J. “Artifacts in ECG–synchronized MDCT coronary angiography. Am J Roentgenology. 2007;189:581-91.
  16. Suykens J, Gestel TV, Brabanter JD. Least Squares Support Vector Machines. UK: World Scientific Publishing Co. 2002.
  17. Yushkevich P, Piven J, Cody H, Ho S, Gee J, Gerig G. User-guided level set segmentation of anatomical structures with ITK–SNAP,” Insight Journal. 2005; 1:252-64.
  18. Dice L. Measures of the amount of ecologic association between species. Ecology. 1945;26:297-302.
  19. Frangi A, Niessen W, Viergever M. Three dimension almodeling for functional analysis of cardiac images: A review. IEEE TMI. 2001;20:1:2-25.
  20. Fan H. Theory of errors and leasts quaresad justment. KTH: Royal Institute of Technology, Report 100 Stockholm, 2010.

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RESUMEN

Introducción y objetivos. La ateromatosis coronaria complicada constituye, generalmente, la base fisiopatológica del infarto agudo del miocardio (IAM). Sin embargo, estudios angiográficos han comprobado la ausencia de lesiones coronarias obstructivas significativas en el 5 al 25 % de los casos. El objetivo de este trabajo consistió en describir las características de los pacientes con IAM, pero sin lesiones coronarias obstructivas que ingresaron al Hospital General del Este “Dr. Domingo Luciani” durante el período 2012- 2015. Método. Se incluyeron 563 pacientes con IAM, que fueron sometidos a coronariografía durante su hospitalización. Resultados. De los pacientes incluidos, 98 (17,3 %) no presentaron lesiones coronarias significativas y 465 (82,3 %) presentaron lesiones coronarias significativas. Se observó en el grupo de pacientes sin lesiones significativas una edad promedio menor (57 ± 14 años vs 61 ± 11 años, p=0,004), una mayor frecuencia de mujeres (49,0% vs 29,5 %, p= 0.00009) y una menor prevalencia de diabetes mellitus (14,3 % vs 22,4%, p=0.037) y tabaquismo (49,0 % vs 63,2 %, p=0.012), con respecto al grupo de pacientes con lesiones significativas. Asimismo, el grupo de paciente sin lesiones significativas presentó una mayor frecuencia de ECG al ingreso sin elevación del segmento ST. Análisis y Discusión. Comparado con el IAM aterotrombótico, el IAM sin lesiones obstructivas presentó una prevalencia no despreciable (17,3 %), una mayor frecuencia en mujeres y de menor edad,  y en la mayoría de los casos en pacientes con  menor antecedente de diabetes mellitus o tabaquismo y presentación sin elevación del segmento ST.

Palabras clave: Infarto agudo del miocardio, coronariografia sin obstrucciones significativas, IMACNO.

SUMMARY

Introduction and objectives. Complicated coronary atheromatosis is generally the pathophysiological basis of acute myocardial infarction (AMI). However, angiographic studies have shown the absence of significant obstructive coronary lesions in 5 to 25 % of patients. The objective of this study was to describe the characteristics of patients with AMI but with non obstructive coronary arteries admitted at the Hospital General del Este "Dr. Domingo Luciani” between 2012-2015. Methodology. We included 563 AMI patients who underwent coronary angiography during their hospitalization. Results. Of the patients included, 98 (17.3 %) had no significant coronary obstructions and 465 (82.3%) had significant coronary lesions. In the group of patients without significant lesions, the mean age was lower (57 ± 14 years vs 61 ± 11 years, p = 0.004), the frequency of women was higher (49.0 % vs 29.5%, p = 0.00009) and was lower the prevalence of diabetes mellitus (14.3% vs 22.4 %, p = 0.037) and smoking (49.0% vs. 63.2%, p = 0.012), with respect to the group of patients with significant lesions. Likewise, the group of patients without significant lesions had a higher frequency of ECG at admission without ST segment elevation. Analysis and discussion.  Compared with atherothrombotic AMI, AMI without coronary obstructions was present in a non-depreciated prevalence (17,3 %), more frequently observed in woman and of younger age, and in the majority of the cases in patients with less history of diabetes mellitus or smoking and presentation without ST elevation.

Key words: Acute myocardial infarction, Coronary angiography without significant obstruction, MINOCA.

INTRODUCCIÓN:

Según datos de la Organización Mundial de la Salud (OMS), las enfermedades cardiovasculares (ECV) constituyen la principal causa de mortalidad a nivel mundial. De ellas, la cardiopatía isquémica (CI) ha permanecido en el primer lugar, con un registro de 7,4 millones de casos en el año 2012 (1,2).  En Venezuela, de acuerdo al Ministerio del Poder Popular para la Salud (MPPS), el infarto agudo del miocardio (IAM) se encuentra entre las 25 principales causas de muerte diagnosticadas en el 2012, año en que las ECV causaron 30.457 defunciones (20,58 %), entre las cuales el IAM causó 20.360 defunciones (13,75 %), la cardiopatía hipertensiva 3.072 (2,07 %) y la cardiopatía isquémica crónica 2.852 (1,93 %), representando el IAM la primera causa de muerte en nuestro país (3).

Generalmente, la ateromatosis coronaria complicada constituye la base fisiopatológica de los IAM. Sin embargo, el IAM no solamente es causado por aterosclerosis de arterias coronarias epicárdicas (4), planteándose varias teorías fisiopatológicas que tratan de explicar la presencia de IAM en pacientes con estudios angiográficos sin lesiones coronarias obstructivas. En la literatura se ha descrito una prevalencia entre 5 y 25 % de IAM en ausencia de enfermedad arterial coronaria obstructiva significativa (5-8), notificándose una mayor prevalencia en mujeres (10 y 25 %) con respecto a hombres (6 y 10 %) (9). Esta entidad, descrita  como infarto  del miocardio sin obstrucción coronaria aterosclerótica significativa (IM-SOCAS), (8,10) es  definida como un síndrome con diferentes causas,  caracterizado por evidencia clínica de síndrome coronario agudo (SCA) y arterias coronarias normales o casi normales a nivel angiográfico (gravedad de la estenosis menor 50 %), la cual se puede presentar con distintas características clínicas, y cuyos mecanismos fisiopatológicos son de suma importancia para determinar la estrategia terapéutica apropiada de estos pacientes(10,11)

El IM-SOCAS es definido por los siguientes criterios (12):

  • Necrosis miocárdica en un contexto clínico coherente con isquemia miocárdica aguda (13).  
  • Arterias coronarias sin obstrucciones en la angiografía, definido como la ausencia de enfermedad coronaria obstructiva en la angiografía, es decir, sin estenosis de la arteria coronaria en cualquier arteria relacionada con el infarto. Esto incluye tanto a pacientes con arterias coronarias normales (sin estenosis > 30 %) o ateromatosis coronaria leve (estenosis > 30 %, pero <50 %)  
  • Ausencia de otra causa específica clínicamente evidente para la presentación aguda de los síntomas en el momento de la angiografía (13).

Por lo tanto, la historia clínica, el electrocardiograma, los marcadores de necrosis miocárdica, la ecocardiografía y la angiografía coronaria constituyen los criterios de primer nivel para diagnosticar el IM-SOCAS (9). En consecuencia, establecer si el IM-SOCAS es una entidad clínica diferente con características específicas, así como conocer los hallazgos clínicos y los mecanismos fisiopatológicos del mismo, son de gran importancia para la determinación de la estrategia clínica terapéutica en estos pacientes (14).

Considerando, que algunos pacientes con IAM poseen arterias coronarias sin lesiones significativas, representando un desafío para su manejo clínico, el objetivo de este trabajo consistió en describir las características de los pacientes con infarto agudo de miocardio que ingresaron al Hospital General del Este “Dr. Domingo Luciani” durante el período 2012- 2015, para  determinar la proporción de pacientes con IAM sin enfermedad coronaria aterosclerótica obstructiva y comparar las características demográficas, clínicas y factores de riesgo entre los pacientes con IAM con arterias coronarias sin lesiones significativas (IM-SOCAS) y pacientes con IM con obstrucción coronaria ateroesclerótica significativa (IM-COCAS)

MÉTODOS:  

Población

Se realizó un estudio transversal de pacientes registrados en la Unidad de Hemodinamia  del Hospital General del Este “Dr. Domingo Luciani, durante el período julio 2012-julio 2015.  Se incluyeron aquellos pacientes ingresados con diagnóstico de IAM, confirmado mediante hallazgos clínicos, paraclínicos, cambios en el electrocardiograma (ECG) y con coronariografía durante su hospitalización. Se excluyeron aquellos pacientes con antecedentes de enfermedades hepáticas, autoinmunitarias, neoplásicas o IAM secundario a otras causas, tales como anemia severa, cirugía reciente, sepsis, consumo de tóxicos.

 

Clasificación de los pacientes

Basado en la angiografía coronaria los pacientes con SCA fueron clasificados en dos grupos:

  1. IM-SOCAS: pacientes sin lesiones angiográficas significativas, con lesiones coronarias <50 %.
  2. IAM-COCAS: pacientes con lesiones significativas, con al menos estenosis coronaria ≥50 %.

 

Análisis estadístico:

Los datos fueron procesados a través del programa estadístico SPSS 17, utilizando pruebas estadísticas para datos no paramétricos y no pareados mediante las pruebas de Ji cuadrado y comparación de proporciones. Se consideró significativo un p<0,05, y se establecieron intervalos de confianza de 95 % (IC 95 %)

RESULTADOS

De los pacientes con SCA ingresados a la unidad de Hemodinamia del Hospital General del Este “Dr. Domingo Luciani”, durante el período julio 2012- julio 2015, se seleccionaron 563 pacientes sometidos a coronariografía durante su hospitalización, de los cuales 465 (82,3 %) presentaron lesiones coronarias significativas y 98 (17,3 %) no presentaron lesiones coronarias significativas. 

 

Características demográficas y factores de riesgo

Las características demográficas y factores de riesgo de los grupos estudiados se muestran en la Tabla 1. Al establecerse comparaciones, se observó que la edad promedio es significativamente menor (edad promedio 57 ± 14 años vs 61 ± 11 años, p=0,004) y la frecuencia de mujeres es significativamente mayor (49,0 % vs 29,5 %, p= 0.00009, IC 95 % = 1.47-3.58) en el grupo de pacientes sin lesiones significativas con respecto al grupo de pacientes con lesiones significativas. En relación a los factores de riesgo, en el grupo de pacientes IM-SOCAS se observó una prevalencia significativamente disminuida de los factores de riesgo cardiovasculares (77,6 % vs 69,0 %, p=0.04, IC 95 % = 0.38-1.07), específicamente una prevalencia significativamente disminuida de diabetes mellitus (14,3 % vs 22,4 %, p=0.037, IC 95 % = 0.94-3.16) y de tabaquismo (49,0 % vs 63,2 %, p=0.012, IC 95 % = 1.06-2.55),  con respecto al grupo de pacientes con lesiones significativas.

 

02 Tabla 1

Presentación clínica

Al comparar el grupo de pacientes con IM-SOCAS con el grupo de pacientes con lesiones, el ECG de ingreso predominante en los pacientes sin lesiones significativas fue SCA sin elevación del segmento ST (62,2 % vs 28,2 %, p = 0, IC 95 % = 2.66-6.62).03 Tabla 2

DISCUSIÓN

Generalmente, el síndrome coronario agudo resulta de la ruptura de la placa aterosclerótica, con la formación del trombo y oclusión del vaso coronario, guiando a la insuficiencia severa del suministro de sangre al miocardio (15). Sin embargo, estudios angiográficos han comprobado la ausencia de lesiones coronarias obstructivas significativas en un número considerable de pacientes (5-9). Varias son las teorías fisiopatológicas que tratan de explicar este fenómeno, entre ellas vasoespasmos coronarios, puente miocárdico, miocarditis, cardiomiopatía inducida por el estrés, estados hipercoagulables, embolia pulmonar, alcohol o cocaína, el uso de pastillas anticonceptivas y malignidades (16).

En el presente estudio, se observó una prevalencia de SCA sin lesiones coronarias significativas del 17,3 %, la cual es consistente con la descrita en estudios previos (5-9). Asimismo, se observó en el grupo de pacientes sin lesiones significativas una edad promedio menor, una mayor frecuencia de mujeres y una menor prevalencia de factores de riesgo, como la diabetes mellitus y el tabaquismo, con respecto al grupo de pacientes con lesiones significativas. Concordando estos hallazgos con los descritos previamente (17-19). Finalmente, en la población de pacientes estudiadas, el grupo de paciente sin lesiones significativas presentó una mayor frecuencia de ECG al ingreso sin elevación del segmento ST, en concordancia con lo descrito en la literatura (14,17-19.

En definitiva, se han descrito tres razones principales para establecer el IM-SOCAS, que incluyen (1) confirmar su diagnóstico clínico, (2) evaluar la causa subyacente de esta entidad clínica y (3) vigilar el  pronóstico.  Por ejemplo, identificar la causa del IM-SOCAS es de suma importancia a la hora de establecer la terapia apropiada, ya que se requieren distintos tratamientos en función de los mecanismos responsables de esta entidad clínica. Por otra parte el pronóstico de los pacientes con IM-SOCAS es poco claro y probablemente sea heterogéneo, considerando las diversas causas responsables del síndrome. Por ende, estos pacientes deben recibir la misma atención clínica que los pacientes con IAM con enfermedad obstructiva de uno o más vasos (20).

A pesar de los hallazgos obtenidos en este estudio, deben abordarse otros aspectos importantes en los pacientes con IM-SOCAS, tales como determinar las causas responsables de esta entidad clínica, así como evaluar tratamiento clínico apropiado y el pronóstico a largo plazo de estos pacientes. Por lo tanto, sería importante realizar estudios multicéntricos en colaboración, dada la baja prevalencia de este síndrome, para así incrementar la comprensión y el manejo clínico rutinario de estos pacientes.

 

CONCLUSIÓN

En la serie de pacientes, que ingresaron al Hospital General del Este “Dr. Domingo Luciani” durante el período 2012- 2015, se encontró que un 17.3 % de estos pacientes presentaban IAM sin estenosis coronarias significativas. El sexo femenino, un promedio de edad menor, una menor prevalencia de diabetes y tabaquismo, así como la presentación sin elevación del segmento ST en el electrocardiograma fueron las variables asociadas a una coronariografía sin lesiones significativas.

 

REFERENCIAS

  1. Global status report on non-communicable diseases 2010. Geneva, World Health Organization, 2015.
  2. Statistics Committee and Stroke Statistics Subcommittee. Heart disease and stroke statistics-2010 update: a report from the American Heart Association. 2010;121:46-215.
  3. Anuario de Mortalidad 2012. MPPS. Venezuela.
  4. Roe MT, Harrington RA, Prosper DM, Pieper KS, Bhatt DL, Lincoff AM, et al. Clinical and therapeutic profile of patients presenting with acute coronary syndromes who do not have significant coronary artery disease. Circulation. 2000;102:1101-06.
  5. Bugiardini R, Manfrini O, De Ferrari GM. Unanswered questions for management of acute coronary syndrome: risk stratification of patients with minimal disease or normal findings on coronary angiography. Arch Intern Med 2006; 166:1391–1395.
  6. Gehrie ER, Reynolds HR, Chen AY, Neelon BH, Roe MT, Gibler WB, et al. Characterization and outcomes of women and men with non-ST-segment elevation myocardial infarction and nonobstructive coronary artery disease: results from the Can Rapid Risk Stratification of Unstable Angina Patients Suppress Adverse Outcomes with Early Implementation of the ACC/AHA Guidelines (CRUSADE) quality improvement initiative. Am Heart J. 2009;158:688-94.
  7. Bugiardini R, Bairey Merz CN. Angina with “normal” coronary arteries: a changing philosophy. 2005;293:477-84.
  8. Crea F, Camici PG, De Caterina A, Lanza GA. Chronic ischaemic heart disease. En: Camm AJ, Lu¨scher TF, Serruys P, eds. The ESC Textbook of Cardiovascular Medicine. New York, NY: Oxford University Press, 2009:657–660.
  9. Niccoli G, Scalone G, Crea F. Acute myocardial infarction with no obstructive coronary atherosclerosis: mechanisms and management. Eur Heart J. 2015;36:475-81.
  10. Shaw LJ, Merz CN, Pepine CJ, Reis SE, Bittner V, Kip KE, et al. The economic burden of angina in women with suspected ischemic heart disease: results from the National Institutes of Health–National Heart, Lung, and Blood Institute–sponsored Women’s Ischemia Syndrome Evaluation. 2006;114:894-904.
  11. Berger JS, Elliott L, Gallup D, Roe M, Granger CB, Armstrong PW, et al. Sex differences in mortality following acute coronary syndromes. JAMA. 2009;302:874-82.
  12. Agewall S, Beltrame J, Reynolds H, Niessner A, Rosano G, Caforio AL, et al. ESC working group position paper on myocardial infarction with non-obstructive coronary arteries. Eur Heart J. 2017;38:143-53.
  13. Thygesen K, Alpert JS, Jaffe AS, Simoons ML, Chaitman BR, White HD, et al. Third universal definition of myocardial infarction. Eur Heart J. 2012;33:2551-67.
  14. Pasupathy S, Air T, Dreyer RP, Tavella R, Beltrame J. Systematic Review of Patients Presenting With Suspected Myocardial Infarction and Non-obstructive Coronary Arteries. Circulation. 2015;131:861-70.
  1. Jin Y, Wang Q, Wang G, Zhang X, Yan B, Hu W. Common Polymorphisms in the Interleukin-6 Gene and Myocardial Infarction Risk: A Meta-Analysis. Genet Test Mol Biomarkers. 2014;18:330-40.
  1. Kang WY, Jeong MH, Ahn YK, Kim JH, Chae SC, Kim YJ, et al. Are patients with angiographically near-normal coronary arteries who present as acute myocardial infarction actually safe? Int J Cardiol. 2011;146:207-12.
  2. Larsen AI, Galbraith PD, GhaliWA, Norris CM, Graham MM, Knudtson ML. Characteristics and outcomes of patients with acute myocardial infarction and angiographically normal coronary arteries. Am J Cardiol. 2005;95:261-3.
  1. Cortell A, Sanchis J, Bodí V, Núñez J, Mainar L, Pellicer M, et al. Infarto de miocardio sin elevación del ST con coronarias normales: predictores y pronóstico. Rev Esp Cardiol 2009; 62(11):1260-6
  2. Maldonado R, Madariaga A, López C, Nazzai C, Prieto C. Caracterización clínica de pacientes con infarto agudo al miocardio sin lesiones coronarias significativas. Estudio GIMI 2011-2013. Rev Chil Cardiol 2014; 33:166-72.
  3. Pasupathy S, Tavella R, Beltrame JF.  The What, When, Who, Why, How and Where of Myocardial Infarction with Non-Obstructive Coronary Arteries (MINOCA). Circ J 2016; 80: 11-16.

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