[IEEE 2012 Pan American Health Care Exchanges (PAHCE 2012) - Miami, FL, USA (2012.03.26-2012.03.31)] 2012 Pan American Health Care Exchanges - Hydraulic circuit mimicker of left ventricle

Hydraulic Circuit Mimicker of Left Ventricle Ejection and Pressure Inside the Aorta

Circuito Hidráulico Mimetizador de Ejeção do Ventrículo Esquerdo e de Pressão no Interior da Aorta

B.R. França¹, C.P. Carvalho¹, V.C. Martins¹, J.M.Y. Catunda¹, M.A. von Krüger¹, W.C.A. Pereira¹ ¹ Programa de Engenharia Biomédica, Universidade Federal do Rio de Janeiro, RJ, Brasil

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Abstract -- Ultrasonic Transit Time Flowmeters (TTFM) have been performing in the last decade as a promising tool for the quantification of coronary flow during bypass surgeries. For the calibration of this type of probe it is necessary the use of flow phantoms. This study proposes to develop a pump with some particular geometric characteristics, able to simulate the left ventricle ejection pattern. In addition it was made a hydraulic circuit to simulate the main mechanical characteristics of the human vascular system. With this model monitored in real time by a pressure transducer, it was possible to obtain pressure profiles similar to those found inside the aorta. The adjustment of the firing pattern of the pump and variables that control the system resistance and viscoelasticity allow the simulation of clinical situations, as well as the analysis of the effect of each variable alone in the pressure profile. Relying on the principle that the arrangement of blood vessels occurs in parallel, it is expected that the connection of pipes with diameter, length, resistive and viscoelastic properties similar to those of specific vessels, will induce flow patterns similar to those found in the human vascular network.

Keywords - Hydraulic Circuit, Aortic pressure mimic, Flow Phantom, Transit-Time Flowmeter Calibration

I. INTRODUÇÃO

As cirurgias de bypass coronariano existem desde a década de 60 [1] e classicamente grande parte dos procedimentos não conta com um método de avaliação de fluxo. Na última década, uma nova modalidade de fluxometria ultrassônica, os fluxômetros por tempo de trânsito, vêm se apresentando como uma ferramenta útil e promissora durante estes procedimentos cirúrgicos [2].

Para garantir o bom funcionamento de sondas ultrassônicas, é necessária a realização de calibrações periódicas in vitro, utilizando-se phantoms de fluxo, que são sistemas hidráulicos capazes de gerar perfis de fluxo contínuo e/ou pulsado [3, 4].

Este trabalho faz parte de um projeto de construção de um phantom de fluxo para a calibração de fluxômetros por tempo de trânsito. O principal objetivo foi gerar um perfil de pressão compatível com o do interior de uma aorta humana. Para tanto, foi necessária a confecção de uma bomba capaz

de simular padrões de ejeção do ventrículo esquerdo, e de um circuito hidráulico, para simular as principais características mecânicas da rede vascular humana, baseado no modelo de viscoelasticidade de Voigt-Maxwell [5].

II. METODOLOGIA

1) Organização espacial do sistema cardiovascular:Para que se possa compreender a montagem do circuito hidráulico, é imprescindível conhecer a organização espacial básica do sistema cardiovascular.

Na grande circulação, o sangue é bombeado a partir do lado esquerdo do coração para o corpo, retornando ao lado direto. A partir dali, inicia-se a pequena circulação na qual o sangue é bombeado para os pulmões e retorna ao ladoesquerdo do coração, de onde reinicia todo o processo. Nota-se, portanto, que existe uma organização em série das seguintes estruturas: Coração esquerdo, corpo, coração direito e pulmões.

Especificamente, na grande circulação (objeto de estudo deste trabalho) nota-se que os órgãos recebem sangue por meio de ramificações provenientes diretamente da artéria aorta e drenam em seguida para a veia cava, caracterizando uma organização em paralelo [6].

2) Montagem do circuito hidráulico: A principal estrutura do circuito hidráulico é uma bomba-pistão. Esta possui duas portas: a de admissão e a de ejeção, ambas equipadas com válvulas unidirecionais (Figura 1). O interior da bomba representa o ventrículo esquerdo e a incursão de seu pistão em uma direção promove enchimento e, na direção oposta, esvaziamento. O líquido propelido através da válvula contida na porta de ejeção entra no circuito hidráulico. Após a válvula de ejeção, o circuito está acoplado, através de um dos ramos de um conector em T, auma unidade viscoelástica, que confere esta propriedade, característica das paredes arteriais, ao sistema rígido de tubos de PVC. O outro ramo do conector T segue para um recipiente despressurizado que funciona como o leito venoso. Antes de chegar a este recipiente, o líquido passa por um registro hidráulico (R3) que representa o somatório das resistências impostas na circulação humana, principalmente pelas arteríolas e esfíncteres pré-capilares. A partir do recipiente despressurizado, o líquido é novamente drenado para a bomba de onde reinicia o ciclo. Conectado no trecho

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contido entre a porta de ejeção da bomba e o registro que precede o recipiente despressurizado, um sensor registra a pressão em tempo real.

Figura 1: Montagem do circuito hidráulico: bomba-pistão, unidade viscoelástica, sensor de pressão, registro hidráulico (R3) e recipiente despressurizado.

3) Partes do circuito:

3.1) Bomba: Trata-se de uma bomba-pistão que, graças a sua geometria, ejeta cerca de 80 ml, seguindo o padrão desacelerado de ejeção cardíaca (fluxo maior no início e menor no final da ejeção) [7] (Figura 2).

Figura 2: A) Bomba-pistão; B) Corte sagital da bomba-pistão.

Esta funciona acionada por um motor de passo, de forma que é possível ajustar o tempo de ejeção (tempo de sístole (TS)) e a freqüência de funcionamento do motor (freqüência cardíaca (FC)). O motor de passo (Akiyama AK57H/3-18) conecta-se através de um driver (Akiyama AKDMP5-3.5A) a uma placa National Instruments (PCI-6221) e é controlado por um programa implementado em Labview®. A porta de ejeção da bomba possui diâmetro equivalente ao da artéria aorta humana (2,5 cm) e está

equipada com uma prótese valvar de pericárdio bovino utilizada em valvuloplastias (Figura 3).

Figura 3: Porta de ejeção com prótese de válvula aórtica de pericárdio.

A porta de admissão também está equipada com uma válvula unidirecional, que permite fluxo apenas para o interior da câmara, durante a fase de enchimento (diástole).

As fases de enchimento e ejeção se dão de forma alternada, de acordo com a direção da excursão do pistão.

3.2) Unidade viscoelástica: É composta por dois recipientes vedados e preenchidos de ar interligados por um tubo que contém uma resistência hidráulica (R2) (Figura 4). Confere viscoelasticidade ao sistema composto, em sua grande maioria, por tubos rígidos de PVC.

Figura 4: Unidade Viscoelástica. Compartimentos B1 e B2 vedados, preenchidos por ar e interligados por um tubo contendo uma resistência R2.

Durante a ejeção de líquido pela bomba, o volume de ar do primeiro recipiente (B1) é comprimido, havendo uma resposta elástica do sistema. Em seguida, a pressão aumentada em B1 propele o líquido para o segundo recipiente (B2) através da resistência (R2), fazendo com que as pressões em B1 e B2 caminhem lentamente para o equilíbrio, caso não haja uma nova ejeção, sendo esta a resposta viscoelástica. Este sistema é um equivalente hidráulico [8] do modelo mecânico de viscoelasticidade de Voigt-Maxwell [5]. A variação dos volumes de B1 e B2 e do diâmetro de R2 permite reproduzir diferentes graus de viscoelasticidade encontrados nas artérias humanas.

Unidade Viscoelástica

R3

Recipiente despressurizado

Bomba

AdmissãoEjeção

Sensor de pressão

A B

B1 B2

R2

Injeção de líquido

Válvula Aórtica

Porta de ejeção




3.3) Registro R3: Precede o recipiente despressurizado, exercendo a função do somatório das resistências oferecidas na circulação humana pelas arteríolas e esfíncteres pré-capilares. Da mesma forma que o Registro R2, pode ser ajustado de forma a reproduzir situações onde haja maior ou menor resistência oferecida por estas estruturas (Figura 5).

Figura 5: Registro R3 e recipiente despressurizado.

3.4) Recipiente despressurizado: É para onde é drenadotodo o volume do circuito. Representa o leito venoso. Reabastece a bomba de acordo com sua demanda, que é regida essencialmente pela FC (Figura 5).

3.5) Sensor de pressão: Acoplado ao sistema no trecho entre a porta de ejeção da bomba e R3 (Figura 6).

Figura 6: Posicionamento do sensor de pressão no circuito hidráulico.

O sensor de pressão (Hewlett Packard 1290A Transducer) é ligado a um PC comercial através do Spider 8 (Hottinger Baldwin Messtechnik 4,8 kHz/DC). Seu sinal é fornecido em volts, por um programa desenvolvido em Labview®. O sensor foi calibrado através de uma coluna

, de acordo com a seguinte metodologia: Uma mangueira translúcida de 240 cm de comprimento, graduada de 10 em 10 cm, foi fixada na posição vertical. À extremidade inferior da mangueira foi acoplado um conector T, cujos ramos continham: 1) mangueira, 2) sensor de pressão, 3) registro. O registro foi aberto e fechado, de forma a permitir que cada posição demarcada, foi feito o registro da pressão em volts. O procedimento foi repetido até 0 cmH2O. A rotina foi repetida quatro vezes e a média dos valores obtidos plotada em um gráfico volts versus pressão (cmH2O). Foi feita uma

conversão simples de cmH2O para mmHg, através do fator 0,7355.

4) Preparação do circuito: Foram realizados testes e cálculos para ajustes das variáveis do sistema, que são: O volume de ar do recipiente B1, o diâmetro interno de R2, FC e TS. O comprimento de R2 é de 26 mm. O volume de B2 é de 1000 ml e R3 foi ajustado manualmente em uma posição mantida fixa durante os experimentos. Este ajuste é descrito adiante.

A combinação: FC = 60 bpm; TS = 0,3 s; B1 = 1660 ml e diâmetro interno de R2 = 1,3 mm foi utilizada como padrão e serve como base para o estudo comparativo dos efeitos das diferentes variáveis do sistema no perfil de pressão. R3 foi ajustado manualmente de forma a retornar pressões na faixa de 80 a 120 mmHg para esta combinação padrão.

5) Metodologia experimental:

Todos os experimentos partiram do circuito totalmente despressurizado. O motor de passo foi programado para realizar 50 ciclos. O sinal de pressão foi registrado por 60 segundos.

Como já mencionado, utilizou-se a combinação padrão das variáveis como base. A partir daí, modificaram-se os valores de cada uma das variáveis isoladamente, observandoo efeito gerado no perfil de pressão.

Os sinais foram coletados separadamente e plotados em um mesmo gráfico para que se pudesse observar o efeito obtido.

III. RESULTADOS

A seguir são apresentados os efeitos de cada variável no perfil de pressão.

1) Efeito da freqüência cardíaca:

As Figuras 7 e 8 ilustram o experimento utilizando freqüências cardíacas de 60, 70 e 80 bpm.

Figura 7: Efeito da FC no perfil de pressão.

Recipiente despressurizado

R3

Sensor de pressão




Figura 8: Trecho (após estabilização da faixa de pressão) ilustrando o efeito da FC no perfil de pressão.

2) Efeito do tempo de sístole:

As Figuras 9 e 10 ilustram os experimentos utilizando tempos de sístole de 0,3 e 0,5 s.

Figura 9: Efeito do TS no perfil de pressão.

Figura 10: Trecho (após estabilização da faixa de pressão) ilustrando o efeito de TS no perfil de pressão.

3) Efeito do volume de B1:

As Figuras 11 e 12 ilustram os experimentos utilizando os volumes de 1133 e 1660 ml em B1.

Figura 11: Efeito do volume de B1 no perfil de pressão.

Figura 12: Trecho (após estabilização da pressão) ilustrando o efeito do volume de B1 no perfil de pressão

4) Efeito diâmetro interno de R2

As Figuras 13, 14 e 15 ilustram os experimentos utilizando os diâmetros internos de R2 de 0,7; 1,3 e 1,7 mm.

Figura 13: Efeito do diâmetro interno de R2 no perfil de pressão.




Figura 14: Trecho (antes estabilização da pressão) ilustrando o efeito do diâmetro interno de R2 no perfil de pressão.

Figura 15: Trecho (após estabilização da pressão) ilustrando o efeito do diâmetro interno de R2 no perfil de pressão.

IV. DISCUSSÃO

A seguir serão feitas considerações a respeito do efeito de cada variável no sinal de pressão obtido:

1) Efeito da freqüência cardíaca:

Observa-se que quanto maior a freqüência cardíaca (Figuras 7 e 8), mais alta é a faixa de pressão na qual o sistema se estabiliza. Este efeito pode ser atribuído ao fato de que, ao aumentar a FC, neste experimento, manteve-se o TS fixo (0,3 s) e, portanto, o tempo disponível para diástole (onde ocorre queda de pressão) é mais curto para freqüências mais altas.

2) Efeito do tempo de sístole:

Observa-se arredondamento e achatamento do pulso para um tempo de sístole maior (Figuras 9 e 10). Estes efeitos ocorrem, pois uma ejeção mais lenta promove menor amplitude de onda refletida e conseqüentemente, menor somatório de onda transmitida e onda refletida. No entanto a ejeção mais lenta encurta o tempo disponível para diástole, e,portanto a pressão diastólica se eleva.

3) Efeito do volume de B1:

Observa-se que quanto menor o volume de B1, maior a amplitude do pulso (Figuras 11 e 12). Este efeito ocorre pois, quanto menor o volume de B1, menos complacente é o sistema, e portanto maior a resposta de pressão à variação de volume gerada da pela ejeção da bomba.

4) Efeito diâmetro interno de R2

Observa-se que, quanto mais estreito o diâmetro interno de R2, mais rápido o sistema atinge o equilíbrio (Figuras 13, 14 e 15). No entanto, após atingida esta condição, o diâmetro interno de R2 não interfere mais no perfil de pressão (Figura 15).

Poucos são os phantoms de fluxo encontrados na literatura [3, 4]. Apesar de ainda não se tratar de um phantom de fluxo propriamente dito, o objetivo do circuito é gerar um meio pressurizado semelhante ao sistema arterial humano no ramo aórtico e, a partir daí, gerar perfis de fluxo através de vasos de menor calibre para ensaios com TTFM. O fato de se tratar de um circuito pressurizado dentro da faixa de pressão arterial humana o torna diferente dos demais phantoms descritos na literatura, uma vez que a grande maioria deles preocupa-se apenas em produzir fluxo pulsado ou contínuo.

Os perfis de pressão obtidos com os experimentos se assemelham morfologicamente aos perfis de pressão encontrados na aorta humana, como é possível observar na Figura 16.

Figura 16: A) Perfil de pressão no interior da aorta obtido através de tonometria Radial de um homem de 50 anos, B) Perfil de pressão obtido após estabilização da faixa de pressão, utilizando a combinação padrão das variáveis do circuito hidráulico.

A curva de pressão fisiológica possui o perfil apresentado na Figura 16A, por conta das características mecânicas da rede vascular, do somatório de ondas propagadas e refletidas e do funcionamento da válvula aórtica. O primeiro ponto de inflexão caracteriza o momento em que a onda em transmissão soma-se à onda refletida, gerando um aumento de pressão até atingir a pressão sistólica [9]. O tempo de ejeção (sístole) é dado pelo início do aumento de pressão até o fechamento da válvula aórtica (incisura). Após o fechamento da válvula, inicia-se a diástole e o comportamento da pressão no sistema depende apenas




das características mecânicas da rede vascular, apresentando queda desacelerada até o fim do ciclo.

No sinal de pressão obtido nos experimentos (Figura 16B), observa-se uma oscilação no início do ciclo que pode ser atribuída à inércia do líquido associada à rigidez da tubulação, uma vez que este circuito utiliza parâmetros concentrados para representar resistência periférica e complacência. No caso real, estes parâmetros são distribuídos ao longo da rede vascular, o que produz amortecimento desta oscilação.

Observa-se também, na região que antecede o fechamento da válvula aórtica (incisura) a presença de outra incisura. Esta pode ser atribuída à troca de sentido nomovimento do pistão, que gera pressão negativa. Como a válvula de ejeção ainda não se fechou, o restante do circuito se comunica com o interior da bomba, que, no momento de reenchimento, é rapidamente despressurizado. Este efeito não se observa fisiologicamente, pois o reenchimento do ventrículo se dá essencialmente pelo retorno venoso, com pouca contribuição da queda de pressão no interior desta câmara.

V. CONCLUSÃO

Foram desenvolvidos neste trabalho, uma bomba capaz de simular o padrão de ejeção do ventrículo esquerdo e um circuito hidráulico capaz de simular algumas propriedades mecânicas da rede vascular humana.

O funcionamento do circuito mimetiza o perfil de pressão típico do interior de uma aorta e, através dos ajustes das diferentes variáveis, é possível simular situações clínicas como: aumento da frequência cardíaca, hipertensão arterial, enrijecimento de artérias, aumento da resistência vascular periférica, etc.

O fato de ser possível ajustar as variáveis independentemente permite o estudo dos efeitos específicos de cada uma delas.

O circuito possui baixo custo, uma vez que é confeccionado, em grande parte, com peças comerciais de encanamentos.

Apesar de, para estes experimentos, ter sido utilizada água como fluido, é possível a utilização de fluidos com características reológicas do sangue [10, 11].

O circuito faz parte de um projeto cujo objetivo final é a confecção de um phantom de fluxo para ensaios e calibração de fluxômetros por tempo de trânsito. Para tanto, seguindo a premissa de que o sistema vascular se organiza basicamente em paralelo, basta emergir ramos a partir do trecho onde se encontra o sensor de pressão até o recipiente despressurizado. A complacência e resistência desses ramos devem estar de acordo com as dos vasos que se desejam mimetizar para que se obtenham perfis de fluxo semelhantes aos fisiológicos.

VI. AGRADECIMENTOS

Os autores agradecem ao CNPq, CAPES, FAPERJ e aoProjeto SUCoDiC/CYTED pelo apoio financeiro.

VII. REFERÊNCIAS

[1] Revista Brasileira de Cirurgia

Cardiovascular, vol.14, no.2, pp. 177-184, 1999. [2] G. Beldi, A. Bosshard, O.M. Hess, et al e Flow

Measurement: Experimental Validation and Comparison of Three Annals of Thoracic Surgery, vol.70, pp. 212-217,

2000. [3] F. A. M. Silva, M. A. von Krüger, V. C. Martins, W. C. A. Pereira,

Phantom de Fluxo Para Calibração de Fluxômetro por Tempo de Trânsito Ultras Anais do XXI Congresso Brasileiro de Engenharia Biomédica, pp.1139-1142, Salvador, BA, Brasil, Nov. 2008.

[4] Independently Producing Constant and Pulsatile Flow with a Predictable Spatial Flow Profile for Ultrasound Flow Measurement

IEEE Transactions on Biomedical Engineering. vol. 39, no. 11, pp. 1111-1122, 1992.

[5] Blood Flow in Arteries. D.A. McDonald, Ed. Edward Arnold, London, England, 1974, ch. 10, pp. 239-283.

[6] Cardiovascular Physiology Concepts. R.E. Klabunde, Ed Lippincott Williams e Wilkins, Philadelphia, 2005, ch. 1, pp. 2-4.

[7] A. C. Guyton, J. E. Hall, Textbook of Medical Physiology,Philadelphia, Pennsylvania, Ed. Elsevier Saunders, 2006.

[8] , M.Sc. Dissertation , Biomed. Eng.

Program, Univ. Fed. Rio de Janeiro, RJ, Brasil, 2009. [9]

Measurement and Pulse Wave analysis - Their role in enhacing Physiological Measurement, vol.31, no.1,

pp. R1-R47, 2010. [10] K. V. Ramnarine, D. K Nassiri, P. R. Hoskins et.al.

new blood-Ultrasound in Medicine and Biology, vol.24, no.3, pp.451-459, 1998.

[11] M. R. Machado, M. Reológica e Termofísica de Um Fluido Artificial Mimetizador do

Anais do XXI Congresso Brasileiro de Engenharia Biomédica, pp. 1094-1097, Salvador, Bahia, Brasil, Nov. 2008.




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