El “ Mal de Chagas”

Figura: Triatoma infestans (vinchuca).

La Enfermedad de Chagas-Mazza (“Mal de Chagas”), es una afección endémica crónica producida por la picadura de un insecto hematófago (que se alimenta de sangre) conocido vulgarmente como “vinchuca” (triatoma infestans). La zona de influencia de este insecto transmisor de la enfermedad comprende extensas áreas rurales de nuestro país, principalmente de la zona Mediterránea (Santiago del Estero, Córdoba, Santa Fe, Tucumán y La Pampa), del Noroeste (Catamarca, Salta, La Rioja y Jujuy), de la región del Chaco, Formosa y Litoral (Entre Ríos, Corrientes y Misiones) y en menor proporción en la región del Cuyo (San Juan, San Luis y Mendoza), zona Sur del país y Conurbano Bonaerense (Gran Buenos Aires). También se encuentra presente en los países limítrofes con estas regiones tales como la zona del Altiplano (Bolivia, Chile y Perú), Sur de Brasil, Paraguay y Uruguay.
Una vez establecida la enfermedad, que en la mayoría de los casos evoluciona en forma Sub-Clínica ó Asintomática, se produce un largo periodo en el seguimiento de los pacientes que se caracteriza por la persistente y sostenida positividad de las relaciones serológicas, aun en ausencia completa de síntomas (Estadio I)= (Paciente ASINTOMÁTICO SEROPOSITIVO). No obstante, en este periodo pueden aparecer las primeras manifestaciones de la Afectación Cardiovascular tanto en el Electrocardiograma (Arritmias y/ó Bloqueos Cardiacos) como así también en la Radiografía del tórax (agrandamiento Cardiaco o Cardiomelagia) = (Estadio II). En etapas mas avanzadas de la enfermedad, pueden aparecer diversas Manifestaciones Clínicas bajo la forma de dolores en el pecho (“puntadas” ó “punzadas”), palpitaciones (“taquicardia” o “latidos fuertes”) y/ó falta de aire (“ahogos”) que de acuerdo a su intensidad y frecuencia de aparición pueden necesitar tratamiento con medicamentos específicos. (Estadio III). Finalmente , en una fase terminal, la gravedad y severidad de las lesiones puede determinar conductas mas agresivas que van desde la implantación de un marcapasos definitivo (por arritmias ventriculares incontrolables ó trastornos de la conducción severos) hasta plantear la posibilidad de un transplante cardiaco (por insuficiencia cardiaca refractaria al tratamiento)=(Estadio IV).Resulta importante destacar tres aspectos fundamentales de la enfermedad que son los siguientes:
1ª) La mayor parte de los pacientes chagásicos concurren a la consulta por el resultado positivo de los análisis de laboratorio (Machado-Guerreiro POSITIVA) y sin síntomas.
2º) La gran mayoría de los pacientes se mantienen estables en los primeros Estadios de la enfermedad (I y II) y sin tratamiento.
3º) El control y seguimiento clínico de la enfermedad (Semestral ó Anual) con Análisis de Laboratorio, Radiografía de Tórax, Electrocardiograma Basal, de Esfuerzo (Ergometría) y eventualmente Holter, y Ecocardiograma Bidimensional por el Médico Especialista, resulta indispensable para evaluar el estadío de la enfermedad y la evolutividad de la misma.

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.-

Las Prótesis Valvulares:

Fig.: Prótesis valvulares mecánicas.

Introducción

En el año 1913, E. Doyen, siguiendo los trabajos de Alexis Carrel; pionero de la cirugía cardiovascular a principios del siglo XX; efectuó la primera operación en una válvula cardíaca humana. Sin embargo, fue sólo a comienzos de los años 50, que Charles Hufnagel y J.M. Campbell idearon una nueva técnica de corrección de la insuficiencia aórtica en animales de experimentación. Dichos autores, diseñaron válvulas artificiales constituidas por un tubo de lucita y una bola móvil en su interior. Estas prótesis empleaban el principio de la jaula de bolas creado por J.B. Williams en 1858. Hufnagel y Campbell colocaron las válvulas en aortas torácicas caninas y lograron mejorar la hemodinamia de la insuficiencia aórtica inducida.

El 11 de septiembre de 1952, Hufnagel inició la cirugía del implante valvular de su prótesis en un enfermo con insuficiencia aórtica grave. Con posterioridad, Gordon Murray utilizó un procedimiento similar al insertar un homoinjerto valvular aórtico en la misma posición utilizada por Hufnagel.

Hacia 1953, los trabajos de Hufnagel y Murray eran bien conocidos; se iniciaron entonces la evaluación, el desarrollo y la investigación de las prótesis mecánicas.

Los esfuerzos multidisciplinarios de los años 50 culminaron en septiembre de 1960, cuando Dwight Harken informó acerca de la sobrevida de 2 de los 7 portadores de prótesis de bola en posición subcoronaria para tratar la insuficiencia aórtica avanzada.

En la misma reunión científica, Albert Starr presentó un diseño perfeccionado de la prótesis de bola para reemplazo mitral, ideado en colaboración con el ingeniero M. Lowell Edwards, en la Universidad de Oregon. El modelo contaba con una cubierta retráctil de silástic que protegía la línea de sutura valvular, para disminuir las probabilidades de trombosis, hecho que según el grupo de Oregon, comenzaba en la porción auricular de la prótesis en sus animales de experimentación.

El 21 de septiembre de 1960, Starr efectúa el reemplazo mitral en un paciente de 52 años con enfermedad mitral.

Después de esta intervención, la válvula sufrió modificaciones destinadas a mejorar la hemodinamia y facilitar la colocación. En los 5 años siguientes, miles de enfermos se beneficiaron con esta prótesis en posición mitral ó aórtica (prótesis de Starr-Edwards).

La prótesis valvular ideal

La prótesis valvular ideal, debería reunir las siguientes características:

1) Función hidráulica adecuada, es decir, permitir el paso de flujos fisiológicos sin gradientes de presión significativos ni reflujo.

2) Durabilidad, con alta resistencia al desgaste ó la destrucción en el transcurso del tiempo.

3) Resistencia a la trombosis, para no generar depósitos de trombos capaces de embolizar ó interferir con el normal funcionamiento de la válvula, y además, no requerir anticoagulación sistémica.

4) Biocompatibilidad, para no ser rechazada por el organismo ni traumatizar los elementos formes de la sangre.

5) Facilidad de implante, para que la técnica quirúrgica resulte simple y de amplia difusión entre los cirujanos.

6) Silenciosa, para que el funcionamiento normal sea inaudible para el paciente.

Los análisis de laboratorio y los datos clínicos señalan que no se dispone aún de la válvula ideal. Mientras que la necesidad de emplear anticoagulantes es un punto importante a valorar cuando se contempla la colocación de prótesis mecánicas, las biológicas plantean el problema de la durabilidad limitada, por la degeneración del material con el tiempo (rotura y/ó calcificación).

Además de la hemólisis, el principal inconveniente de los modelos mecánicos es la formación de trombos que pueden provocar embolias a pesar de la anticoagulación apropiada.

La mayoría de las desventajas de las prótesis valvulares (pv) guardan relación directa con el flujo (Q°), que induce activación ó daño de los componenetes formes de la sangre.

En el estudio in vitro de las condiciones hidráulicas de una pv, es preciso armonizar diversos factores: a) el nivel de trabajo cardíaco adecuado, que se logra mediante el gradiente de presiones transvalvulares correcto yel volumen de regurgitación mínimo posible; b) el control del Q°, que elimina áreas de estasis (trombogénesis) ó turbulencia (hemólisis), y c) la prueba de agotamiento, que informa acerca de la vida útil de la válvula colocada.

El índice de función de la válvula protésica se toma como parámetro de funcionamiento aceptable, y expresa la pérdida de energía derivada del pasaje del Q° a través de la prótesis, sumada a la causada por el reflujo (si existe).

La investigación in vitro es la primera de las tres (3) etapas de evaluación, seguida del ensayo in vitro en animales, y por último, la aplicación clínica. Las tres (3) fases requieren diseño, coordinación y realización minuciosas. por lo tanto, cabe concluir que la hemodinamia de una pv es fundamental, y que la valoración hidrodinámica previa a la implantación, es esencial.