Las Arterias Coronarias

Figura: Las arterias coronarias.

La arteria coronaria izquierda, nace en un orificio único, en el seno coronario izquierdo. El tronco de la coronaria izquierda, es corto y grueso sin dar ninguna rama importante. Se bifurca en dos (2) ramas principales: 1) la arteria descendente anterior y 2) la arteria circunfleja. Entre ambas, nacen de una (1) a tres (3) ramas diagonales que descienden hasta la punta del corazón.

La arteria descendente anterior izquierda, parece ser la continuación directa del tronco de la coronaria izquierda. Emite ramas en dos (2) direcciones: la que se distribuye por la pared libre del ventrículo izquierdo y las que penetran en el septum interventricular. Llega a la punta del corazón, la rodea y asciende entre dos (2) y cinco (5) centímetros (cm), por el surco interventricular posterior.

A su vez, la arteria circunfleja, nace del tronco de la coronaria izquierda, formando un ángulo de 90 grados. Asciende por el surco aurículoventricular izquierdo y se dirige hacia el borde externo del ventrículo izquierdo y baja por éste, hasta la punta del corazón. Durante su paso por el borde izquierdo, da origen a ramas importantes que se extienden por la cara posterior e inferior del corazón (marginal obtusa). Emite también dos (2) ramas auriculares que se distribuyen por toda la aurícula izquierda.

La arteria coronaria derecha, se origina en el seno coronario derecho y su ostium tiene un diámetro de dos (2) a tres (3) milímetros (mm). Se curva hacia la derecha y transcurre por el surco aurículoventricular derecho hasta llegar a las cercanías de la llamada cruz del corazón.

La cruz del corazón es la zona donde se cruzan el surco aurículoventricular con el surco interventricular posterior. en este punto, la arteria coronaria derecha se divide en dos (2) ramas terminales, a saber: 1) la arteria descendente posterior, que sigue por el surco interventricular posterior, irriga la pared posterior e inferior del ventrículo derecho y del ventrículo izquierdo. Emite la arteria del nódulo aurículoventricular (NAV), que se anastomosa con ramas terminales de la descendente anterior; y 2) la arteria aurículoventricular, que sigue el surco del mismo nombre e irriga la cara posterior y diafragmática del corazón.

En todo su trayecto, la arteria coronaria derecha emite dos (2) ramas importantes que son: 1) la arteria del cono, que en la mitad de los casos se origina en la coronaria derecha y en la otra mitad nace directamente del seno coronario derecho, pareciendo una tercera arteria coronaria. Es de escaso calibre, rodea el tracto de salida del ventrículo derecho y se anastomosa con ramas de la arteria descendente anterior formando el anillo anastomótico de Vieussens; y 2) la arteria del nódulo sinusal, que en el 60% de los casos, es rama de la coronaria derecha y en el 40% restante, nace de la arteria circunfleja. Recorre la pared anterior de la aurícula derecha, alcanza la desembocadura de la vena cava superior y luego ingresa en el sulcus terminalis, alcanzando el nódulo sinusal.-

Las Válvulas Arteriales ó Sigmoideas

Figura 1: Válvulas Sigmoideas Aórticas.

Figura 2: Nidos de Golondrina.

Las llamadas Válvulas Arteriales ó Sigmoideas (ver figura 1), se forman en el origen de la aorta ó de la arteria pulmonar. Están constituídas por tres (3) pliegues membranosos dispuestos en forma de "nido de paloma ó de golondrina" (ver figura 2). En cada una de ellas se distingue un borde adherente (en el contorno del orificio arterial), un borde libre, una cara axial y una cara parietal. El borde libre de las válvulas presenta, en su parte media, una pequeña masa fibrosa ó nódulo llamado: Nódulo de Arancio, a nivel de la aorta y Nódulo de Morgagni, a nivel de la arteria pulmonar, respectivamente. Estos nódulos, están destinados a hacer más perfecta la oclusión ó cierre del vaso.

Entre la cara parietal de las sigmoideas y la pared del vaso se encuentran cavidades en forma de saco llamados Senos coronarios ó de Valsalva.

Cada válvula sigmoidea está separada de la inmediata por un espacio triangular de base dirigida hacia abajo. El conjunto de estos espacios conforma el llamado conducto valvular.

A nivel de los Senos de Valsalva ó coronarios derecho e izquierdo, nacen las arterias coronarias, que emergen de la aorta dando origen a sus dos (2) troncos principales, la arteria coronaria izquierda y la arteria coronaria derecha, que se ramifican por todo el corazón constituyendo el denominado árbol ó sistema arterial coronario.

La arteria coronaria izquierda irriga toda la cara anterior, septum anterior y la pared lateral del ventrículo izquierdo. La pared diafragmática y el septum posterior se irrigan a través de la arteria descendente posterior, que puede ser rama de la coronaria derecha ("dominancia derecha") ó de la circunfleja ("dominancia izquierda").

El trayecto de las arterias coronarias principales es epicárdico, ó sea por la superficie externa del corazón, siguiendo los surcos que separan sus cavidades: surcos interauriculares, interventriculares y aurículoventriculares. Luego sus ramas penetran el miocardio, irrigando el mismo y terminando en múltiples ramificaciones a nivel del endocardio.-

Las Prótesis Valvulares Biológicas

Figura 1: Prótesis biológica porcina,

modelo de Hancock.

Casi 40 años después de los trabajos de Carrel acerca de la preservación y el homotransplante arterial, Robert Gross, de la escuela de Medicina de Harvard, reabrió este campo de la investigación con la aplicación de segmentos arteriales viables en la construcción de derivaciones aortopulmonares, y en la corrección de la coartación de la aorta torácica.

A partir de los estudios experimentales de Conrad Lam, referentes a los homotransplantes valvulares aórticos en perros, Gordon Murray, inició en 1955 una serie promisoria de colocación de válvulas aórticas cadavéricas frescas, en la aorta torácica descendente de pacientes.

El seguimiento clínico de estos casos reveló resultados satisfactorios en un lapso de alrededor de 6 años. En Oxford, Duran y Cunning desarrollaron la técnica de implantación subcoronaria de homoinjertos valvulares aórticos y demostraron su funcionamiento aceptable en modelos in vitro.

En 1962, Donald Ross en Inglaterra y Sir Brian Barrat-Boyes en Nueva Zelandia, efectuaron en forma independiente transplantes de válvulas aórticas de cadáver. Esta experiencia clínica alentadora demostró las ventajas de las prótesis biológicas. No obstante, su empleo rutinario se vio limitado por las dificultades en la esterilización y el mantenimiento, y sobre todo, por la imposibilidad de contar con válvulas de diferentes tamaños.

El problema del rechazo impidió el uso de válvulas aórticas frescas no humanas. Se pensó entonces en la factibilidad de recurrir a las válvulas aórticas porcinas pretratadas para disminuir su poder antigénico. En 1965, Binet y Carpentier llevaron a cabo el primer reemplazo valvular con una prótesis biológica heteróloga. En los 2 años siguientes se implantaron varias series en los Estados Unidos y Europa. Se utilizó material esterilizado y se redujo la antigenicidad con soluciones de sales mercuriales ó formaldehído al 4%. En su mayoría se montaron sobre soportes metálicos rígidos.

Esta experiencia se prolongó sólo 4 años, porque el tejido valvular comenzó a degenerar. En 1968, Carpentier demostró que la integridad de la prótesis marcaba su durabilidad. Se inició entonces la búsqueda de métodos de preservación más eficaces.

El glutaraldehído reveló ser superior al formaldehído porque produce mayor fijación de las moléculas de colágeno. En 1968, Carpentier colocó la primera válvula aórtica porcina conservada con este agente. El uso del glutaraldehído para estabilizar el colágeno significó un nuevo concepto en la evolución de las prótesis biológicas. El procedimiento fue adoptado con rapidez por otros laboratorios y las de Hancock, sostenidas por una estructura flexible ingresaron a la clínica en 1971 (ver figura 1).

Comenzaron a comercializarse también otros modelos, como el de Carpentier-Edwards, y en 1967, Liotta y cols. desarrollan en el Hospital Italiano de Buenos Aires, la prótesis biológica de bajo perfil, después de laboriosas investigaciones. El armazón rígido primitivo (Delrin) se convirtió en metálico y en 1978 se llegó a la aplicación clínica de la bioprótesis de bajo perfil flexible. El concepto de bajo perfil suma a las ventajas de las válvulas aórticas porcinas, la posibilidad de utilización en los ventrículos pequeños y las aortas de calibre reducido.

Entre 1971 y 1976, Ionesco propuso un nuevo modelo de prótesis biológicas de tejido heterólogo (pericardio bovino). En 1975, Shiley y Edwards inician el estudio de la factibilidad clínica y la comercialización de estas válvulas. Lograron bastante aceptación porque son más fáciles de confeccionar que las porcinas y además, el pericardio bovino se obtiene sin inconvenientes y en gran cantidad. La fijación y estabilización se llevan a cabo con glutaraldehído. No obstante, comunicaciones recientes parecen indicar mayor tendencia a la degeneración y a la calcificación que las porcinas.-

Las Prótesis Valvulares Mecánicas (2):

Figura 1: Prótesis de Saint Jude

A: Posición de apertura

Figura 2: Prótesis de St. Jude "in situ"

b) Las Prótesis de Disco ó de Bajo Perfil

(de flujo central ó excéntrico):

Las prótesis de disco fueron introducidas en 1967; los modelos de Wada-Cutter, Lillehei-Kaster, y Björk-Shiley fueron reemplazados por los más modernos de Björk-Shiley con disco de carbón pirolítico, Medtronic-Hall y St. Jude (ver figuras 1 y 2). Su funcionamiento en las posiciones aórtica, mitral y tricuspídea es aceptable.

Las válvulas de flujo excéntrico (Björk-Shiley, Medtronic-Hall) ó central (St. Jude) revelan un excelente comportamiento hemodinámico, con gradiente transvalvular mínimo, hemólisis despreciable y hasta el momento, sin variaciones en el disco de carbón pirolítico debidas al uso. Sin embargo poseen cierta tendencia a la trombosis, de manera que resulta imprescindible prescribir a los pacientes tratamiento anticoagulante.

Por la configuración de la prótesis, el disco se desplaza en las proximidades del anillo de sutura, y en consecuencia es esencial que ninguna estructura como el endocardio ventricular, la íntima aórtica, los restos del tejido valvular ó las suturas, interfieran con su movimiento normal.

Desde 1977 se cuenta con una nueva generación de prótesis de disco, cuya evaluación clínica metódica y sistemática se halla a cargo de grupos quirúrgicos de todo el mundo.

El modelo de Björk-Shilley obtuvo un éxito inmediato a principios de la década del 70, y en los primeros ocho (8) años de producción, se distribuyeron 125.000 unidades. Una de las ventajas más atractivas es su fácil implantación en posición aórtica; además el anillo de sutura estrecho y la ausencia de jaula, la convirtieron en la válvula de elección para los anillos aórticos pequeños, en los cuales su bajo perfil permite el cierre sencillo de la aortotomía. Más tarde sufrió modificaciones; se lograron aberturas del disco con ángulos mayores de 60° y se reemplazó el material pirolítico, muy resistente y antitrombótico. En fecha reciente se creó un modelo de disco cóncavo-convexo con armazón de estelite.

El diseño de Hall-Kaster evolucionó a la prótesis de Medtronic-Hall, cuyo disco de carbón pirolítico posee un ángulo de abertura de 75°.

La válvula de St. Jude se introdujo en 1977. Está confeccionada en carbón pirolítico en su totalidad y consiste en dos (2) valvas que conforman tres (3) orificios. La abertura es de 85° y el ángulo de cierre, de 30 a 35°, de acuerdo con el tamaño valvular. La impregnación del carbón pirolítico con 10-15% de tungsteno, torna radioopacas a las valvas y facilita así su visualización radiológica. Por sus características hemodinámicas es muy útil en los anillos aórticos pequeños.-

Las Prótesis Valvulares Mecánicas (1):

Figura 1: Prótesis de Starr-Edwards

con bola de silástic y jaula no recubierta.

Figura 2: Prótesis de Starr-Edwards "in situ"

a) Las Prótesis de bola ó de flujo periférico:

La experiencia clínica más amplia se refiere a este tipo de prótesis (ver figuras 1 y 2), ya que las distintas variaciones, basadas en el mismo diseño (Harken, Starr-Edwards, Mc Govern, Smeloff-Cutter, De Bakey, etc.) se utilizan en gran escala y por períodos prolongados en todo el mundo. Sin embargo, sus inconvenientes son bien conocidos, porque sus características hemodinámicas no son óptimas.

Los modelos originales de acero se asociaban con alta incidencia de tromboembolismo; más tarde se revistieron con dacrón para reducir el riesgo de embolia. No obstante, el desgaste de la cubierta y su tendencia a la formación de trombos, no pudieron evitarse por completo; además, se observó hemólisis más acentuada, en comparación con la válvula no recubierta. Gracias a las modificaciones ulteriores, la hemólisis dejó de ser problemática.

La degeneración de la bola de goma siliconada era común en las prótesis colocadas antes de 1967, hasta que fue reemplazada por la metálica de estilite; empero, ésta provoca mayor erosión de la cubierta de dacrón de la jaula. La goma siliconada de mejor calidad permitió construir un nuevo modelo metálico, en contacto directo con la bola (Starr-Edwards 2400).

Otra complicación de la jaula revestida de dacrón es el desarrollo de tejido seudointimal que engrosa la estructura y el orificio, alterando la hemodinamia de la válvula (estenosis acentuada), y produciendo atascamiento ó secuestro de la bola en su interior.

Uno de los graves problemas que presentan las válvulas de bola es la obstrucción del orificio terciario. Estas prótesis poseen tres (3) perforaciones; la primaria corresponde al anillo, la secundaria se halla en el ángulo formado por la bola en posición abierta y el orificio primario, y su tamaño depende de la altura de la jaula; la terciaria está determinada por el perímetro de la bola en posición abierta y la pared ventricular ó aórtica (modelo mitral ó aórtico respectivamente).

El orificio terciario no puede controlarse por el diseño de la prótesis y puede ser causa de obstrucción seria al flujo sanguíneo. La válvula de bola genera entonces una situación paradójica; si se desea implantar una prótesis con perforación primaria de mayor tamaño, el calibre de la bola reduce el diámetro de la terciaria, y además, junto con la jaula desplazan un volumen sanguíneo importante, sobre todo en los ventrículos pequeños con estenosis mitral calcificada ó en los anillos aórticos estenóticos.

El orificio terciario insuficiente es frecuente en los ventrículos izquierdos pequeños, en especial en las mujeres, con estenosis mitral pura y sin patología aórtica. El volumen ventricular es inadecuado para la prótesis, de manera que la jaula puede lesionar el endocardio ó producirse dificultad al normal desplazamiento de la bola.

La obstrucción del tracto de salida del ventrículo izquierdo ocurre en general en sujetos con valvulopatía mitroaórtica, cuando la raíz de la aorta no se encuentra dilatada y en consecuencia, el espacio para acomodar la válvula es limitado. La combinación de estenosis mitral y aórtica, con hipertrofia ventricular izquierda sin dilatación, es particularmente peligrosa; en estas condiciones, la colocación de un prótesis de bola en posición mitral puede provocar obstrucción acentuada del tracto de salida .

Todas estas consideraciones sugieren la conveniencia de restringir el uso de estas prótesis a pacientes con insuficiencia valvular, mitral ó aórtica, en los cuales la sobrecarga de volumen determina agrandamiento de la cámara ventricular izquierda ó la aorta ascendente.-