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METODOS DE VALORACIÓN DE LA RIGIDEZ ARTERIAL EN PERROS: UN

ESTUDIO PRELIMINAR

Álvaro Lamas Oliveira Septiembre 2012

Trabajo de fin de Máster para optar a la titulación de Máster Oficial en

Investigación Básica y Aplicada en Ciencias Veterinarias por la Universidad de Santiago de Compostela.

DEPARTAMENTO DE CIENCIAS CLINICAS VETERINARIAS FACULTADE DE VETERINARIA CAMPUS DE LUGO 27002 LUGO

Germán Santamarina Pernas, Profesor Titular del Departamento de Ciencias Clínicas Veterinarias de la Facultad de Veterinaria de Lugo

INFORMA:

Que el presente trabajo, titulado “METODOS DE VALORACIÓN DE LA RIGIDEZ ARTERIAL EN PERROS: UN ESTUDIO PRELIMINAR”, ha sido realizado bajo mi dirección y constituye la memoria que presenta D. Álvaro Lamas Oliveira como Trabajo de fin de Máster para optar a la titulación de Máster Oficial en Investigación Básica y Aplicada en Ciencias Veterinarias por la Universidad de Santiago de Compostela.

Lugo, a 1 de septiembre de 2012

Fdo.: Germán Santamarina Pernas

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AGRADECIMIENTOS

A RITA POR SU INFINITA PACIENCIA CONMIGO

A MIS PADRES POR ENSEÑARME TODO Y ADEMÁS LO IMPORTANTE

Y A LUPA, MAGA Y MINA POR LO QUE HE APRENDIDO JUNTO A ELLAS

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TABLA DE CONTENIDO

INTRODUCCIÓN ............................................................................................... 1

EL SISTEMA CIRCULATORIO ................................................................................... 2 ESTRUCTURA GENERAL DE LOS VASOS SANGUÍNEOS............................... 3 PROPIEDADES DE LAS ARTERIAS Y CARACTERISTICAS DE LA CIRCULACIÓN ARTERIAL. .................................................................................................. 3 PROPIEDADES DE LAS VENAS Y CARACTERISTICAS DE LA CIRCULACIÓN VENOSA ..................................................................................................... 5 PROPIEDADES DE LOS CAPILARES Y CARACTERISTICAS DE LA CIRCULACIÓN CAPILAR .............................................................................. 6

FUNCIONAMIENTO DEL SISTEMA CIRCULATORIO ................................................ 6 FUNCIÓN DE AMORTIGUAMIENTO ........................................................... 7

FISIOPATOLOGÍA DEL AUMENTO DE LA RIGIDEZ ARTERIAL ................................. 9 IMPORTANCIA CLÍNICA Y PRONÓSTICA DE LA RIGIDEZ ARTERIAL .......... 10 MECANISMOS DE LA RIGIDEZ VASCULAR ................................................ 10

CAUSAS DE RIGIDEZ ARTERIAL EN CANINOS ....................................................... 13 MÉTODOS DE MEDICIÓN DE LA RIGIDEZ ARTERIAL ............................................ 14

MEDIDAS REGIONALES ............................................................................ 15 MEDIDAS LOCALES .................................................................................. 16 MEDIDAS SISTÉMICAS ............................................................................. 18 DETERMINACIÓN NO INVASIVA DE LAS ONDAS REFLEJAS. ..................... 19

MATERIAL Y MÉTODOS ............................................................................... 22 EXPERIMENTO 1 .................................................................................................. 22

DISEÑO DEL ESTUDIO: ............................................................................. 25 EXPERIMENTO 2 .................................................................................................. 25

DISEÑO DEL ESTUDIO .............................................................................. 28 ANÁLISIS ESTADÍSTICO ........................................................................................ 28

RESULTADOS .................................................................................................. 29 EXPERIMENTO 1 .................................................................................................. 30 EXPERIMENTO 2 .................................................................................................. 32

COMPARACIÓN ENTRE AMBOS MÉTODOS ............................................. 37

DISCUSIÓN ....................................................................................................... 39 CONCLUSIÓN ................................................................................................... 43 BIBLIOGRAFÍA ................................................................................................ 45

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ILUSTRACIONES

Ilustración 1: Estructura general del sistema circulatorio ................................................ 2 Ilustración 2: Estructura de los vasos sanguíneos según su localización .......................... 4 Ilustración 3: Diferencias entre la estructura arterial y venosa ........................................ 5 Ilustración 4: Causas bioquimicas del aumento de la rigidez arterial ............................ 11 Ilustración 5: Medicion a nivel local de la rigidez arterial .............................................. 17 Ilustración 6: Fundamentos fisiopatológicos del ASI ...................................................... 19 Ilustración 7: Explicación del índice de aumento ............................................................ 20 Ilustración 8: Ejemplo de curva obtenida con el memodiagnostic ................................. 23 Ilustración 9: Ejemplo de cálculo para la obtención del asi ............................................ 24 Ilustración 10: Ejemplo de medición de la VOP .............................................................. 26 Ilustración 11: Reconstruccion tridimensional de la longitud aortica mediante tac ...... 27 Ilustración 12: Ejemplo de medición de la longitud aórtica mediante tac ..................... 33

GRÁFICOS

Gráfico 1: Relación alométrica entre peso y longitud aórtica ........................................ 28 Gráfico 2: Distribución de los valores de asi en función del tamaño del manguito ........ 31 Gráfico 3: Relacion entre los valores del ASI y la velocidad de desinflado ..................... 32 Gráfico 4: Bland-Altman entre VOP y VOPes .................................................................. 35 Gráfico 5: Relación entre frecuencia cardiaca y TT ........................................................ 37 Gráfico 6: Correlación entre VOP y ASI ........................................................................... 37

TABLAS

Tabla 1: Lineas guía para la medición del ASI................................................................. 24 Tabla 2: Medias diarias obtenidas en el cálculo del ASI ................................................. 30 Tabla 3: Correlación de Pearson entre los valores de ASI y los parametros de

configuracion del monitor hdo ........................................................................ 31 Tabla 4: Datos obtenidos durante la medicion aortica mediante tac, incluyendo

peso, estimación obtenida mediante la imagen y valor estimado por la formula de regresión ........................................................................................ 33

Tabla 5: Valores de los TT obtenidos por paciente, día y operador ................................ 34 Tabla 6: Valores de VOP según longitud calculada y longitud estimada ...................... 35 Tabla 7: Diferencias entre operadores para el cálculo de la VOP ................................... 36

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ABREVIATURAS AGEs: Productos finales de glicación avanzada AII: Angiotensina II ASI: Arterial Stiffness Index. D: Distancia recorrida IA: Índice de aumento MEC: Matriz extracelular MMPs: Metaloproteasas de matriz catabólicas PAM: Presión arterial media PP: Presión de pulso SD: Desviación standard SRAA: Sistema renina-angiotensina-aldosterona TT: Tiempo de transito VOP: Velocidad de la onda de pulso

METODOS DE VALORACIÓN DE LA RIGIDEZ ARTERIAL EN PERROS: UN ESTUDIO

PRELIMINAR

I N T R O D U C C I Ó N

METODOS DE VALORACIÓN DE LA RIGIDEZ ARTERIAL EN PERROS: UN ESTUDIO PRELIMINAR INTRODUCCIÓN

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INTRODUCCIÓN

EL SISTEMA CIRCULATORIO

Para comprender la importancia de la rigidez arterial sobre la fisiología de los mamíferos es necesario repasar previamente algunas nociones de anatomía y fisiología del sistema circulatorio.

Los animales están constituidos por células que precisan alimentos y principios nutritivos para que pueda realizarse el metabolismo energético; asimismo los productos finales del metabolismo deben ser eliminados. La función de la circulación es satisfacer, por tanto, estas necesidades de los tejidos, así como de trasportar hormonas y, en general, mantener en condiciones adecuadas los fluidos tisulares para el óptimo desarrollo y funcionamiento de las células.

Aunque existen diferentes tipos de sistemas circulatorios en los vertebrados todos ellos se caracterizan por ser siempre un sistema cerrado. Las funciones de intercambio entre la sangre y los tejidos se efectúan primero entre sangre y líquido intersticial a través de las delgadas paredes permeables de los capilares sanguíneos, y luego entre el líquido intersticial y las células.

El concepto de circulación cerrada fue desarrollado por primera vez por William Harvey en su obra “De Motu Cordis”. Harvey describió la diferente misión de arterias y venas, dando a conocer los hechos experimentales que le llevaron a la conclusión de que la sangre circula por todo el organismo, demostró también la función de bomba del corazón así como la de las válvulas cardiacas.

En mamíferos, por lo tanto, el sistema circulatorio consta de un corazón, que bombea la sangre a través de dos circuitos cerrados: el circuito pulmonar que constituye la circulación menor y el circuito sistémico que origina la circulación mayor. Aproximadamente el 84% del toda la sangre del organismo se encuentra en la circulación mayor o sistémica.

La sangre expelida por el corazón pasa a través de un sistema de tubos al resto del organismo. Este sistema de conducción es el llamado sistema vascular y está compuesto por los denominados vasos sanguíneos, que se agrupan en los siguientes sistemas:

1. Sistema arterial o de distribución 2. Sistema capilar o de difusión 3. Sistema venoso o de colección

ILUSTRACIÓN 1: ESTRUCTURA GENERAL

DEL SISTEMA CIRCULATORIO


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ESTRUCTURA GENERAL DE LOS VASOS SANGUÍNEOS

Todos los vasos sanguíneos tienen una misma estructura similar a pesar de las variaciones en las proporciones de sus componentes estructurales. Se componen de tres capas principales, o túnicas, que son de adentro hacia afuera: la íntima, la media, y la adventicia.

- Intima

La íntima está compuesta por una monocapa de células endoteliales dispuestas longitudinalmente, formando el endotelio. Las células endoteliales se sitúan en paralelo y orientadas en la dirección del flujo sanguíneo. Esta capa de células asegura la hemocompatibilidad y anti-trombogenicidad de los vasos.

- Media

La capa media es el principal componente en las arterias musculares. Se compone de células musculares lisas dispuestas de forma concéntrica con fibras de colágeno y elastina y proteoglicanos. La media le confiere la mayoría de las propiedades mecánicas a la arteria. Las células del músculo liso pueden contraerse y relajarse en respuesta a estímulos químicos y mecánicos.

- Adventicia

La adventicia se compone principalmente de células de colágeno y fibroblastos, ambos dispuestos longitudinalmente. La función de la adventicia es básicamente la misma en todos los tipos de vasos: proporcionar anclaje a los tejidos conectivos y mantener la vascularización de las capas internas de la arteria.

Estas capas están separadas por dos láminas elásticas que actúan como barreras. La lámina elástica interna también proporciona una superficie para la fijación de las células endoteliales y apoya al endotelio en su papel como barrera entre la sangre y la capa media.

PROPIEDADES DE LAS ARTERIAS Y CARACTERISTICAS DE LA CIRCULACIÓN ARTERIAL.

Las arterias distribuyen la sangre desde el corazón hacia los lechos capilares de las diferentes zonas del organismo, además de su misión conductora una función fundamental de las arterias es hacer continuo el flujo a pesar de su carácter intermitente causado por la contracción cardíaca. Esta función garantiza que el aporte de sangre sea en cada territorio el óptimo fisiológico.

LAS ARTERIAS

Los constituyentes básicos de la pared arterial son: el endotelio, el músculo liso, y el tejido conjuntivo, incluidos los elementos elásticos. Estos elementos se disponen, como ya se ha dicho, en capas concéntricas o túnicas: íntima, media y adventicia. Cuanto más grande es el vaso, más fácil es diferenciar estas capas.


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Se reconocen, entonces, tres tipos de arterias:

Elásticas Musculares Arteriolas

En el caso de una arteria elástica, las células endoteliales tapizan la superficie interna, apoyadas sobre la membrana basal. El tejido conectivo, muy delgado, está constituido por fibras reticulares y fibras colágenas, y permite la migración de células musculares lisas desde la media a la íntima. La separación entre la íntima y la capa media está dada por la lámina elástica interna, constituida por fibras elásticas, con la característica de estar fenestrada. A nivel de la adventicia se observa un tejido conectivo adiposo, nervios mielínicos o amielínicos, fibroblastos y los vasa vasorum, los cuales penetran hasta la mitad de la capa media, estos aportan la nutrición a la mitad externa de la arteria, mientras que la mitad interna está irrigada por imbibición.

En las arterias musculares, que son ramas de las elásticas, la capa media está compuesta fundamentalmente por células musculares lisas dispuestas en forma circular o espiral, que a su vez están embebidas por la matriz que ellas mismas producen y rodeadas también por fibras elásticas.

Las arterias elásticas incluyen la aorta, algunas de sus grandes ramas y la arteria pulmonar, sus paredes contienen gran cantidad de tejido conectivo elástico. Las arterias musculares presentan una proporción más alta de músculo liso en sus paredes mientras que las arteriolas son arterias musculares pequeñas

ILUSTRACIÓN 2: ESTRUCTURA DE LOS VASOS SANGUÍNEOS SEGÚN SU LOCALIZACIÓN


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El hecho de que las arterias suministren sangre a los capilares de forma continua viene determinado, como se ha dicho, por su capacidad para distenderse, acumular sangre durante la sístole ventricular y entregarla durante la diástole a los capilares.

La pared arterial pulsa de forma sincrónica con el ciclo cardiaco aunque su distensión se va amortiguando a medida que avanza por el árbol arterial, esto es debido principalmente a 2 motivos:

1) La longitud de las arterias 2) Las arterias son menos elásticas cuando más distalmente están situadas.

La presión de la sangre en las arterias sufre oscilaciones que resultan amortiguadas por estos efectos haciendo que esta presión tienda a tener un valor medio constante, que es a su vez la causa de que haya un flujo continuo.

PROPIEDADES DE LAS VENAS Y CARACTERISTICAS DE LA CIRCULACIÓN VENOSA

Las venas son los conductores centrípetos de la sangre pero su misión no es solamente conductora: también tienen un importante papel por sus cambios fisiológicos de capacidad. El sistema venoso está constituido por tubos muy distensibles y es un reservorio ideal de la sangre. Las paredes de las venas son similares a las de las arterias aunque mucho más distensibles. Las vénulas son las venas que drenan de la sangre capilar, se caracterizan porque su pared carece de musculatura lisa.

La presión en el árbol venoso es decreciente a medida que se acerca al corazón por lo que la fuerza de la gravedad hará que la sangre tenga dificultades a la hora de avanzar dado el desnivel entre las extremidades y el corazón. Por esto las venas de mediano calibre disponen de unos repliegues en su pared que actúan como válvulas impidiendo el retroceso de la sangre.

Contribuye entonces a la progresión de la sangre en el lecho venoso la presión negativa del tórax en el momento de la inspiración, la pulsación de paredes arteriales cercanas y el denominado efecto “bomba muscular” causado por la compresión que provocan los músculos al contraerse.

LAS VENAS

Las paredes venosas son delgadas, con una luz relativamente más grande que las arterias. La íntima de las venas es similar aunque la capa endotelial se adhiere a una capa de tejido conectivo escaso, la lámina elástica interna es poco definida, y la media está poco desarrollada, aun con sus capas circular y longitudinal dando un soporte relativamente escaso, tanto en las venas de mediano como gran calibre.

ILUSTRACIÓN 3: DIFERENCIAS ENTRE LA

ESTRUCTURA ARTERIAL Y VENOSA


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PROPIEDADES DE LOS CAPILARES Y CARACTERISTICAS DE LA CIRCULACIÓN CAPILAR

Entre las arterias y las venas se localizan vasos de pequeño calibre cuyas funciones principales son el control local de la circulación y el intercambio de materiales entre la sangre, el líquido intersticial y las células. A todo este sistema circulatorio se le denomina microcirculación.

Se consideran parte de la microcirculación

- Arteriolas: responsables del flujo de sangre a los tejido y el control local de la presión

- Capilares: que se caracterizan por que su pared está constituida únicamente por células endoteliales, se reconocen 3 tipos: continuos, fenestrados y discontinuos

- Vénulas: son similares a los capilares aunque las de mayor tamaño ya presentan musculo liso en su pared.

El flujo de sangre por cualquier lecho capilar depende, fundamentalmente, del estado funcional de los segmentos distales de las arteriolas, llamados metarteriolas y de anastomosis arteriovenosas. Estos elementos presentan una actividad de tipo fásico con fases alternantes de contracción y relajación que se denominan vasomotilidad. Este mecanismo es el responsable de que la sangre no fluya de forma constante por el lecho capilar.

LOS CAPILARES

Los capilares son vasos de diámetro pequeño, similar al del eritrocito (7-8 micrones). Los capilares están revestidos por células endoteliales apoyadas en una delgada membrana basal compuesta fundamentalmente por colágeno. En algunos capilares y vénulas se encuentran unas células llamadas pericitos, que se alojan en la cara externa de las células endoteliales y están envueltas por su propia membrana basal, que se puede entremezclar con la del endotelio. Algunos capilares tienen un endotelio discontinuo y una membrana basal parcial o ausente.

FUNCIONAMIENTO DEL SISTEMA CIRCULATORIO

Las funciones del sistema circulatorio en mamíferos son tres:

1) Mantener la presión hidrostática normal en las arterias 2) Mantener el aporte sanguíneo normal a los tejidos 3) Mantener la presión hidrostática normal en capilares y venas.(1)

Se considera normal el funcionamiento cardiovascular cuando los valores de estas variables son normales tanto durante el reposo como durante el ejercicio. La presión hidrostática en las arterias es siempre alta ya que debe asegurar el flujo normal en lechos vasculares de órganos con una gran resistencia al paso de la sangre (por ej: el riñón), además el flujo debe tener una presión suficiente para irrigar lechos situados por encima del corazón (por ej: el cerebro). Garantizar que el flujo sanguíneo sea normal es


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fundamental para: aportar oxígeno y otros nutrientes a los tejidos, eliminar los productos del deshecho metabólico y transportar las hormonas de una región a otra.

La bomba cardíaca genera un flujo pulsátil, pero los tejidos periféricos, como por ejemplo el cerebro, necesitan un flujo continuo. Para amortiguar esa extrema pulsatilidad que produce el corazón, el primer componente involucrado es la válvula aórtica, que le resta dos tercios a esa pulsatilidad, generando un descenso de la amplitud de presión de 0-120 mmHg a 80-120 mmHg. Esta amortiguación es una característica fundamental del sistema circulatorio y una función indispensable de las arterias.

FUNCIÓN DE AMORTIGUAMIENTO

El concepto de amortiguación fue descrito por Stephen Hales en 1733, con un experimento en el que observó la elevación pulsátil de la columna de sangre arterial dentro de una cánula de vidrio colocada en la arteria de una yegua. Al no encontrar esa pulsatilidad en las venas, afirmó que debía haber alguna estructura entre las arterias y la venas que absorbiera es pulsatilidad, unos cuarenta años antes de que Malpighi descubriera los capilares con el microscopio.

A principios del siglo XX (1927), Otto Frank, un hemodinamista alemán, modelizó el sistema circulatorio como el modelo de un “windkessel”, una bomba de aire como la utilizada por los bomberos del siglo XIX, que consta de un tanque de paredes rígidas, con una entrada de agua y una bomba con dos válvulas. Al accionar la bomba de forma manual se genera un flujo pulsátil comprimiendo el aire en la cámara, pero generando un flujo continuo de salida. Un sistema de este tipo genera una onda de flujo similar a la del flujo sanguíneo, con una primera fase de carga y otra de descarga.

En 1954, Burton involucra a las matemáticas y la física en el estudio de los vasos sanguíneos, y Peterson en 1960 presenta a la viscosidad, la elasticidad y la inercia como las propiedades a estudiar en mecánica vascular, enfoque que permanece plenamente vigente.

Fuerzas mecánicas que actúan sobre un vaso sanguíneo

Ante una presión dentro de un vaso se generan tensiones sobre la pared, que pueden descomponerse de tres maneras: una tensión en sentido radial, una tensión en sentido circunferencial, y una tensión en sentido longitudinal. Esta última en general no se tiene en cuenta porque el cambio de longitud de un vaso sanguíneo en cada pulsación es prácticamente despreciable. La relación que hay entre la presión radial y la tensión circunferencial sí es trascendente; la fórmula más simple que la expresa es la que relaciona la presión con el radio, sobre el espesor de la pared del vaso.

El flujo sanguíneo produce una tensión de cizallamiento, aquella que se ejerce en forma lateral, al friccionar la sangre contra la pared interna del vaso, generando una deformación. Al aumentar el radio se comprime la pared y, geométricamente, disminuye el espesor y por lo tanto aumenta la tensión, pero la superficie de la pared no cambia.

En un experimento de 1881, Roy trabajó con muestras de arteria aorta en una cámara de vidrio con aceite de oliva. Observó que para el cambio de presión entre 50 a 100 mmHg (más correcto entre 60 y 90), el cambio de volumen respecto a la presión era constante.


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Esta constante entre el cambio de presión y volumen es conocida como complacencia (distensibilidad) arterial, o “fase de elastina”.

En la medida que la arteria sigue deformándose, empieza a reclutar colágeno para evitar la disrupción. Ante las altas deformaciones, el colágeno opone resistencia, por lo que ante grandes cambios en la presión, no se obtienen grandes cambios en el volumen. El colágeno en la pared vascular está semi-enrollado, y cuando se estira, comienza a desenrollarse hasta hacerlo completamente.

Estas particularidades en su composición hacen que en la relación presión-volumen del ciclo sisto-diastólico arterial se observe que la curva sistólica y la diastólica no son iguales (bucle presión-volumen) y generan un área encerrada debido a un fenómeno de viscosidad.

Estudio de la distensibilidad, elasticidad y rigidez arterial

La primera vez en la que se midió la relación entre la presión y el diámetro, fue en un experimento de Peterson, en 1960, en animal in vivo. El diámetro vascular no había sido estudiado hasta ese momento. Realizó mediciones con y sin epinefrina, y el cambio observado entre las curvas fue interpretado como componente de viscosidad.

Cuando el vaso se deforma al aplicarle una presión intravascular, existe cierto retardo. Este retardo es representativo del componente viscoso, con una latencia en su activación.

En la fase diastólica del rulo presión-diámetro se observa una relación lineal. Entre los 60 y los 100 mmHg del descenso diastólico, el comportamiento de la relación tensión-deformación es lineal, y se relaciona con el componente de las fibras de elastina de la pared del vaso.

En cada eyección, parte del volumen sanguíneo continúa hacia la circulación periférica, y parte queda acumulado en la misma aorta (50% del volumen sistólico); cuando se cierra la válvula aórtica, ese volumen acumulado es propulsado hacia la periferia, manteniendo un flujo continuo en la microcirculación.

Las propiedades mecánicas de los vasos pueden estudiarse desde el punto de vista físico-matemático, estudiando la elasticidad, la viscosidad y la inercia; o desde el punto de vista histológico-funcional, considerando el estudio de la elastina, del colágeno, y del músculo liso. Los estudios histológicos requieren la evaluación directa de la pared arterial por lo que no son válidos para la valoración en vivo de la rigidez arterial, por este motivo se han desarrollado varios métodos basados en principios físicos para su evaluación en la práctica médica.

En los últimos años se ha puesto, además, un gran énfasis en el papel de la rigidez arterial en el desarrollo de las enfermedades cardiovasculares en personas. De hecho el estudio de la rigidez arterial se usa cada vez más como parte de la evaluación clínica del paciente. Aunque existe mucha bibliografía que aborda los aspectos metodológicos en relación a los diferentes índices de rigidez arterial de que se dispone en la actualidad, así como sus aplicaciones clínicas, los médicos e investigadores todavía encuentran dificultades a la hora de seleccionar la metodología más adecuada para cada uso específico (2)


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FISIOPATOLOGÍA DEL AUMENTO DE LA RIGIDEZ ARTERIAL

En general se considera que las arterias elásticas van perdiendo elasticidad con la edad, sin embargo existen algunas patologías que pueden acelerar esa perdida de elasticidad y provocar arterioesclerosis

En los seres humanos las patologías que pueden causar arteriosclerosis son básicamente:

• La aterosclerosis, • La esclerosis calcificada de la media • La arteriolosclerosis. (3)

Las arterias también pueden dañarse por otros múltiples procesos tales como inflamaciones producidas por vasculitis, infecciones bacterianas por Neisseria, Ricketsias, espiroquetosis como la sífilis, micóticas como la aspergilosis, o virales (herpes). Las vasculitis relacionadas con procesos inmunológicos pueden ser mediadas por inmunocomplejos o crioglobulinas. También se destacan la púrpura de Henoch Schonlein, la enfermedad del suero, la vasculitis lúpica y la poliarteritis microscópica por hepatitis B. También se pueden encontrar patologías arteriales mediadas por ataque directo de anticuerpos, como el síndrome de Goodpasture, la enfermedad de Kawasaki; o mediada por células en el caso de rechazo de órganos.

Otras patologías tienen etiología desconocida como la arteritis de células gigantes, la arteritis de Takayasu y la poliarteritis nodosa. En la patología de las arterias coronarias predominan las lesiones ateroscleróticas, sobre todo en las arterias epicárdicas.

La forma más común de arteriosclerosis en personas es la ateroesclerosis. Esta es un síndrome caracterizado por el depósito e infiltración de sustancias lipídicas en las paredes de las arterias de mediano y grueso calibre. Provoca una reacción inflamatoria con multiplicación y migración de células musculares lisas de la pared, que van produciendo estrechamientos de la luz arterial. Los engrosamientos concretos son denominados placa de ateroma.

La placa ateromatosa está constituida por un núcleo que presenta lipófagos, cristales de colesterol y lipoproteínas de baja densidad en el espacio extracelular. La presencia de grandes cantidades de lípidos favorece el desarrollo de necrosis. El núcleo ateromatoso, mas la capa fibrosa, forman la placa.

Las placas ateromatosas se desarrollan donde el estrés parietal es alto, donde se producen cambios en la dirección del flujo y las partículas circulantes permanecen un tiempo prolongado en contacto con la superficie intimal (pérdida del flujo laminar). Cuando se altera la función endotelial, se favorecen los procesos de adhesión plaquetaria y coagulación, la antifibrinolisis, y se promueve el crecimiento de las células de la pared estimulando la adhesión leucocitaria y la migración proliferativa de las células musculares lisas hacia la íntima, favoreciendo la vasoconstricción. Entre los factores que causan disfunción endotelial se encuentran la oxidación lipídica, la hipertensión, la diabetes, el estrés, la hipoxia, las citoquinas, los radicales libres y los procesos inmunológicos.


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IMPORTANCIA CLÍNICA Y PRONÓSTICA DE LA RIGIDEZ ARTERIAL

La importancia clínica de la rigidez arterial se ha visto en estudios que han demostrado que es, por ejemplo un factor predictor independiente de enfermedad coronaria y de ictus en personas sanas y un factor de predicción de mortalidad para la población en general (4). La velocidad de la onda de pulso (VOP), un marcador de rigidez arterial, predice cambios en la presión arterial sistólica y por lo tanto permite identificar sujetos con riesgo de desarrollar hipertensión (5). El aumento de la rigidez arterial se ha asociado con un aumento de la morbilidad tanto por causas cardiovasculares como otras en pacientes hipertensos (6,7). Cruickshank et al (8) demostraron en una población de diabéticos que una mayor rigidez arterial predice de una manera más eficaz que la presión arterial sistólica los episodios cardiovasculares adversos. Mitchell et al (9) han demostrado en el estudio Framingham que solo la VOP es una factor de predicción independiente de eventos cardiovasculares y de mortalidad en general. Las líneas guía de la Sociedad Europea de Cardiología del 2007 ya recomiendan medir la VOP aórtica en todos los sujetos de riesgo para valorar el daño a órganos diana (10).

MECANISMOS DE LA RIGIDEZ VASCULAR

COMPONENTES ESTRUCTURALES DEL AUMENTO DE RIGIDEZ

La rigidez vascular se desarrolla a partir de una compleja interacción entre cambios estables y dinámicos que involucran elementos estructurales y celulares de la pared del vaso. Estas alteraciones vasculares están influenciadas por fuerzas hemodinámicas así como por "factores extrínsecos" tales como hormonas, la sal y la regulación de la glucosa. La rigidez no está uniformemente distribuida por el árbol vascular sino que frecuentemente presenta un patrón irregular con una mayor afectación de los vasos centrales y de conducción y una menor alteración en los vasos periféricos.

La estabilidad, resistencia, y compliancia de la pared vascular dependen de la contribución relativa de sus dos principales proteínas constitutivas: el colágeno y la elastina. El contenido relativo de estas moléculas se mantiene normalmente estable por un proceso lento pero dinámico, de producción y degradación. La desregulación de este equilibrio, principalmente por la estimulación causada por una respuesta inflamatoria, conduce a la sobreproducción de colágeno anormal y a la disminución en la producción de elastina lo que contribuye a la rigidez arterial. El incremento de la presión intraluminal o la hipertensión también estimulan una excesiva producción de colágeno.

Estos cambios se manifiestan con un engrosamiento de la capa íntima y media que llega a doblar o triplicar su grosor así como en una hipertrofia del músculo liso. El examen histológico de la intima muestra células endoteliales anormales y desestructuradas, colágeno aumentado y deshilachado y moléculas de elastina fragmentadas, infiltración de las células del músculo liso, macrófagos y células mononucleares así como incremento de las metaloproteinasas de la matriz, del factor de crecimiento transformante y citoquinas.

La matriz extracelular (MEC) de la pared del vaso está compuesta por glicoproteínas de colágeno, elastina y proteoglicanos. Los dos primeros proporcionan integridad estructural y elasticidad, y están potentemente regulados por las metaloproteasas de matriz


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catabólicas (MMPs). A través de sus efectos colagenolíticos y elastinolíticos, las MMPs degradan la MEC mediante la formación de colágeno desenrollado que es menos eficaz y moléculas rotas y desgastadas de elastina. Las células vasculares, así como células inflamatorias como los macrófagos y polimorfonucleares neutrófilos, producen colagenasas y elastasas.

Las moléculas de colágeno proporcionan la resistencia a la tensión de la pared vascular y presentan un entrecruzamiento enzimático apenas se forman que las hace insolubles para las enzimas hidrolíticas. (11). Las rupturas en la integridad de estos enlaces intermoleculares causan desintegración de la matriz de colágeno. Además el colágeno es particularmente susceptible a la glicosilación no enzimática de ese entrecruzamiento. Esto lleva a un mayor contenido de colágeno, a menudo con una distribución de las fibras más desorganizada y disfuncional. Las moléculas de elastina también se estabilizan mediante estos enlaces cruzados. La destrucción de estos contribuye al debilitamiento de la matriz de elastina con la predisposición a mineralización por depósito de calcio y fósforo, y a un aumento, por lo tanto, de la rigidez arterial (12-14).

ILUSTRACIÓN 4: CAUSAS BIOQUIMICAS DEL AUMENTO DE LA RIGIDEZ ARTERIAL

La rigidez arterial también está causada por los productos finales de glicación avanzada (AGEs), que resultan de la glicación no enzimática mediante proteínas que forman enlaces irreversibles cruzados entre proteínas como el colágeno (15,16). El colágeno ligado por los AGEs es más rígido y menos susceptible a la tasa de reposición hidrolítica. Esto se traduce en una acumulación de moléculas de colágeno estructuralmente inadecuadas (17). De manera similar, las moléculas de elastina son susceptibles a la reticulación de AGE reduciendo la matriz elástica de la pared (18,19).


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Por otra parte aún no está claro si la deposición de lípidos en la pared vascular y el desarrollo de lesiones ateroscleróticas contribuyen por si solas a la rigidez del vaso. De hecho los sujetos jóvenes con hipercolesterolemia aislada tienen la distensibilidad arterial normal o incluso aumentada (20). A medida que envejecen, la relación entre la distensibilidad arterial y las lipoproteínas de baja densidad (LDL) se hace negativa, como resultado de una disfunción endotelial más pronunciada (21). Es evidente que la fisiopatología de la aterosclerosis implica muchos mecanismos y rutas que pueden llevar a la remodelación de la pared del vaso sin embargo, ya que la rigidez y la ateroesclerosis coexisten habitualmente, el mecanismo causal no está claro.

EL ROL DE LAS CÉLULAS EN LA RIGIDEZ VASCULAR

Además de los cambios estructurales, la rigidez arterial se ve fuertemente afectada por señales de las células endoteliales y por el tono del músculo liso vascular. Este tono muscular puede ser modificado por estimulación mecánica, debida en parte al estiramiento, y por mediadores paracrinos como la angiotensina II (22), la endotelina (23), y el óxido nítrico. La disfunción endotelial se manifiesta clínicamente por un deterioro de la respuesta vasodilatadora a la acetilcolina (24,25).

Esto se debe, en parte, a un desequilibrio entre el óxido nítrico y el factor hiperpolarizante derivado del endotelio con las hormonas vasoconstrictoras y oxigenasas. La expresión de óxido nítrico puede estar reducida (24,26), y el aumento de la expresión del inhibidor de la sintasa natural de óxido nítrico, la dimetilarginina asimétrica, se han vinculado a la rigidez vascular (27). La biodisponibilidad de óxido nítrico también se reduce por la activación de especies reactivas de oxígeno causadas por el estrés, las hormonas, y, probablemente, los AGEs (28). La formación de peroxinitrito y otros componentes altamente reactivos provocan un tono vascular anormal (24,29).

Aunque muchos estudios han establecido que la disfunción endotelial es también un agente causal de la rigidez vascular, estudios recientes han sugerido que también ocurre lo contrario, así la rigidez estructural podría alterar la función endotelial y, en un círculo vicioso, empeorar la rigidez.

ESTÍMULOS ENDOCRINOS

Se sabe que muchas hormonas tienen la capacidad de modular la rigidez vascular. La angiotensina II (AII), por ejemplo, estimula la formación de colágeno, provoca remodelación de la matriz e hipertrofia vascular, aumenta el estrés oxidativo y reduce la síntesis de la elastina (22). La síntesis de aldosterona está principalmente controlada por la acción de AII, y también promueve la rigidez vascular y la hipertensión mediante la estimulación de la hipertrofia del músculo liso vascular además de causar fibrosis (30,31). La acción de la aldosterona está vinculada a la endotelina-1, de hecho la infusión de aldosterona aumenta la producción de endotelina-1, que tiene efectos vasoconstrictores y profibróticos en los vasos sanguíneos (32).

LA RIGIDEZ VASCULAR Y SU RELACIÓN CON LA GLUCOSA E INSULINA.

En los pacientes con diabetes y síndrome metabólico, la rigidez arterial se observa de forma constante en todos los grupos de edad. Por ejemplo, el aumento de la rigidez


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arterial y la reactividad endotelial anormal, ya está presente en los niños obesos con síndrome metabólico (33). Una característica principal parece ser la resistencia a la insulina, debido a que la rigidez arterial central y la resistencia a la insulina presentan una correlación positiva (34,35).

La hiperglucemia crónica y la hiperinsulinemia aumentan la actividad local del sistema renina-angiotensina-aldosterona (SRAA) y la expresión de receptor de la angiotensina tipo I en el tejido vascular (36), promoviendo el desarrollo de la hipertrofia de la pared y la fibrosis (37,38). La hiperinsulinemia per se tiene efectos proliferativos, debido a que la resistencia insulínica afecta a la expresión de la PI3-quinasa-dependiente (39).

ENFERMEDAD RENAL CRÓNICA

La rigidez arterial aumenta en pacientes con insuficiencia renal crónica. La velocidad de la onda del pulso aórtico (VOP), un marcador de rigidez, es un fuerte predictor de mortalidad en esta población(7). La rigidez arterial en la enfermedad renal involucra varios mecanismos. El engrosamiento de la íntima-media se produce en respuesta al mayor estrés de la pared por hipertensión arterial. Mediante la activación del SRAA a nivel sistémico y local se origina un mayor contenido colágeno de la matriz extracelular y una proliferación del músculo liso vascular.

Además, la elasticidad y la digestibilidad de colágeno y otras proteínas de la matriz extracelular se reducen debido a formación de AGEs (40). La rigidez arterial en la enfermedad renal también está causada por calcificaciones difusas en la capa media arterial sin demasiada inflamación, produciendo un cuadro histológico muy diferente al de las calcificaciones en la placa aterosclerótica (41,42).

CAUSAS DE RIGIDEZ ARTERIAL EN CANINOS

En el perro existen pocos estudios sobre las alteraciones de la distensibilidad vascular. La mayor parte de ellos son experimentales y asociados, por lo tanto, a patologías provocadas que evolucionan de forma rápida y severa y que no pueden considerarse como validas en pacientes reales. En cualquier caso sí que se han referido diferentes cambios en la rigidez vascular asociados a la edad o a hipertensión.

El aumento de la rigidez arterial con la edad está bastante documentado. El estudio de Haiget et al (43) comprobó in vivo que la complacencia femoral disminuye en perros con la edad aunque la variabilidad de las medidas reducía la significación de sus hallazgos. En el estudio de Yin (44) se obtuvieron los mismo resultados sobre un modelo artificial basado en muestras de aorta canina, además Saso et al describieron como las lesiones histopatológicas son más abundantes y evidentes en perros geriátricos en los que es frecuente que se presente un engrosamiento generalizado de la capa íntima aortica.

La mayor parte de los estudios experimentales sobre rigidez arterial se han centrado en la hipertensión renovascular y sus consecuencias sobre la vasculatura y la función cardiaca., Así en el estudio de Shapiro del 2008 (45) se compararon perros geriátricos hipertensos mediante bandaje de la arteria renal con sujetos jóvenes encontrando que los primeros tenían un aumento significativo en los valores de rigidez arterial con presencia de AGEs en la vasculatura. Similar al anterior fue otro artículo publicado en la revista Circulation en el


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2005 (46), en este se dividió la población entre sujetos jóvenes, sujetos ancianos y sujetos ancianos hipertensos mediante clampaje renal. En este estudio se comprobó que había una diferencia significativa entre los jóvenes y los ancianos hipertensos (no así entre ancianos hipertensos y ancianos no hipertensos).

El estudio de Cox y Bagshaw (47) encontró igualmente un aumento de rigidez arterial en los perros con hipertensión provocada por clampaje pero además estudiaron la composición de los vasos tras la necropsia encontrando diferencias en la composición de los vasos entre los hipertensos y el grupo control, en concreto encontraron un aumento significativo del contenido de colágeno en los hipertensos. Esta asociación entre hipertensión de origen renovascular y rigidez arterial ha sido validada en varios estudios más (48,49).

Otra de las causas posible de aumento de rigidez arterial, la ateroesclerosis, también se da en perros, aunque no es un hallazgo habitual si que aparece con más frecuencia en casos de hiperlipidemia (50). Se ha visto que más del 70% de los perros con ateroesclerosis presentan algún tipo de endocrinopatía (51), siendo la más frecuente el hipotiroidismo que va seguido de la diabetes mellitus. Además se ha comprobado que, al igual que en humanos, la presencia de ateroesclerosis es un factor de riesgo de sufrir glomerulopatías (52) aunque el origen de la glomerulopatía causada por ateroesclerosis es multifactorial y vinculado a más mecanismos que un simple aumento de la rigidez vascular.

Desde otra perspectiva han sido estudiadas las alteraciones que provoca en los caninos un aumento artificial de la rigidez aortica. Así se vio que colocando un tubo rígido alrededor de la aorta se provocaba una disminución del volumen latido y una disminución de la precarga. (53)

En resumen se puede concluir que la rigidez arterial en perros aumenta con la edad y en ciertas patologías provocadas artificialmente. Aunque es posible que estos hallazgos sean similares en patologías adquiridas de forma natural no existen de momento estudios que hayan valorado la rigidez arterial en vivo en pacientes caninos.

MÉTODOS DE MEDICIÓN DE LA RIGIDEZ ARTERIAL

Uno de los primeros métodos para estimar la rigidez arterial fue la presión de pulso (PP), esto es la presión arterial sistólica menos la diastólica. La razón de esto de deduce de considerar la onda de presión arterial como la suma de un componente fijo, la presión arterial media (PAM), y un componente pulsátil, la presión del pulso (54). La PAM, considerada como el producto del gasto cardíaco multiplicado por la resistencia periférica total, es la presión del flujo continuo de sangre y oxígeno a los órganos y tejidos periféricos. El componente pulsátil, la PP, está determinada por la eyección ventricular intermitente y se ve influenciada por varios factores cardíacos y vasculares, aunque el papel más relevante es el de las grandes arterias de conducción, sobre todo la aorta, que reducen al mínimo esa pulsatilidad.

La PP tomada mediante un manguito en una arteria periférica (por ejemplo la arteria braquial) es un método sencillo, rápido y fácil de obtener. Sin embargo es importante recordar que las propiedades elásticas de las arterias varían a lo largo del árbol arterial; con segmentos proximales más elásticos y segmentos distales más rígidos. Esta


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heterogeneidad está causada por diferencias en la estructura molecular, celular, e histológica de la pared arterial, que difiere entre las diversas partes del árbol arterial (55-58). Por ejemplo, en los seres humanos, la velocidad de la onda de pulso (VOP) es de 5.4 m/s en la aorta ascendente, 5.6 m/s en la aorta abdominal y 8-9 m/s en las arterias ilíacas y femorales (54,57).

Esta heterogeneidad de la rigidez arterial tiene importantes consecuencias fisiológicas y fisiopatológicas. De hecho, una onda de presión que se propaga a lo largo de un tubo viscoelástico carente de sitios de reflexión es progresivamente atenuada, con un decrecimiento exponencial a lo largo del tubo. Sin embargo una onda de presión que se propaga a lo largo de un tubo viscoelástico con numerosas ramificaciones se amplifica progresivamente, desde las arterias centrales a las distales, debido a esas reflexiones de la onda. Particularmente en las arterias periféricas las reflexiones de onda pueden amplificar la onda de presión ya que los sitios de reflexión están más próximos entre sí respecto a las arterias centrales. El resultado neto es que la amplitud de la onda de presión es mayor en las arterias periféricas que en las arterias centrales, esto se conoce como "fenómeno de amplificación”. Además el "gradiente de rigidez" existente a lo largo del árbol arterial también puede generar reflexiones de las ondas (59) y exagerar esta amplificación de la presión.

Por lo tanto, debido a la amplificación de la presión de pulso entre las arterias centrales y periféricas, no es correcto utilizar la presión del pulso periférico, como un sustituto de la presión del pulso aórtica o carotidea, sobre todo en sujetos jóvenes (2). Además introducir la presión del pulso braquial en lugar de presión de pulso central al calcular la rigidez arterial local (calculada como el cociente entre la presión del pulso para el cambio relativo de diámetro) puede darnos un resultado sobrestimado.

Existen métodos diseñados para valorar la rigidez arterial de manera local o regional. A diferencia de los métodos de estimación de la rigidez arterial sistémica, estos métodos no parten trabajo de modelización del sistema arterial sino que se basan en medidas directas que se correlacionan fuertemente con la rigidez de la pared de los vasos.

MEDIDAS REGIONALES

Cuando se mide la rigidez regional suele calcularse sobre la aorta, esto es así por dos motivos: el primero es que la aorta torácica y abdominal hace la mayor contribución a la función de amortiguamiento arterial (57,60,61), el segundo es que la VOP aórtica ha demostrado ser un factor pronóstico en varios tipos de poblaciones (8,62-66). Sin embargo todas las regiones arteriales tienen un interés potencial, de hecho la medición de la rigidez carotidea local proporciona una información pronóstica muy importante en humanos, ya que la arteria carótida es un sitio frecuente de formación de ateromas.

LA VELOCIDAD DE LA ONDA DE PULSO (VOP)

La VOP generalmente se acepta como el método más simple, no invasivo, robusto y reproducible para determinar la rigidez arterial. La VOP entre carótida y femoral es una medición directa, que se corresponde con el modelo propagativo ampliamente aceptado del sistema arterial. La medición del trayecto desde su salida hasta la bifurcación de las iliacas es la más clínicamente relevante ya que sobre la aorta y sus ramificaciones es sobre


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las cuales descarga el ventrículo izquierdo y, por tanto, son los principales responsables de la mayoría de los efectos fisiopatológicos de la rigidez arterial.

Así el artículo de consenso sobre la rigidez arterial de la sociedad europea de cardiología (2) define la VOP carótido-femoral como el “gold-standard” en la medición de la rigidez arterial.

Habitualmente para medir la VOP es necesario detectar el pulso en dos lugares diferentes para obtener el tiempo que tarda en recorrer el pulso esa distancia (TT) o tiempo de transito), las técnicas descritas preveen obtener los pulsos de la arteria carótida común derecha y de la arteria femoral derecha. Estos pulsos se pueden obtener mediante diferentes técnicas basadas en la medición de la presión (67), de la distensión (68) o del efecto Doppler (8). La distancia recorrida (D) normalmente se asume que es igual a la distancia entre los dos puntos donde se efectúan dichas mediciones. Con estos datos ya se puede obtener la velocidad de la onda de pulso que normalmente se expresa en m/s.

VOP = D / TT

Es importante en la determinación de la VOP que la distancia D sea medida con precisión ya que pequeñas imprecisiones pueden influir de manera relevante sobre el valor absoluto de la VOP (69). Cuanto más corta sea la distancia entre dos puntos de registro, mayor es el error absoluto en la determinación del tiempo de tránsito

Como se ha dicho existen numerosas maneras de registrar el pulso arterial para calcular la VOP, uno de los más extendidos es mediante mecanotransductores que se colocan directamente sobre la piel, como el sistema Complior ®(Colson, Les Lilas, France). Este sistema permite observar simultáneamente la forma de dos ondas de pulso para validar y calcular el TT. Otros métodos similares como el SphygmoCor ® (ArtCor, Sydney, Australia) usa un solo mecanotransductor de manera que el cálculo se realiza de manera secuencial utilizando la señal electrocardiográfica como referencia temporal.

Las ondas de distensión obtenidas mediante dispositivos de echotracking de alta definición también se pueden utilizar para calcular la VOP. Como se describió anteriormente para el dispositivo SphygmoCor, la VOP se calcula a partir de dos ondas sucesivamente obtenidas en un corto intervalo de tiempo en dos sitios arteriales (arteria carótida común y femoral, por ejemplo), usando la onda R del ECG para calcular el tiempo de demora (68,70).

También se pueden usar sondas Doppler para calcular el TT, se puede medir entre dos pulsos de flujo simultáneamente registrados (8) o, de nuevo, de forma secuencial con sincronización con el ECG. Las mediciones se hacen generalmente en la base de la arteria subclavia izquierda y cerca de la bifurcación de la aorta abdominal. Este método proporciona una evaluación más precisa de la aorta, en comparación con la VOP carótido-femoral, aunque aún está por verse si esto tiene alguna ventaja específica.

MEDIDAS LOCALES

Una ventaja importante de la rigidez arterial local es que está se determina directamente, es decir sin utilizar ningún tipo de asunción en cuanto al modelo circulatorio. Sin embargo requiere un alto grado de especialización técnica y toma más tiempo que la medición de la


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VOP por lo que sólo está realmente indicada para estudios de fisiopatología, farmacología o terapéutica y no tanto para estudios epidemiológicos.

La rigidez arterial local se puede determinar en arterias utilizando los ultrasonidos. Una imagen bidimensional obtenida mediante ecografía puede ser utilizada para determinar el diámetro diastólico del vaso y sus cambios a lo largo del ciclo cardíaco, pero estos estudios tienen una precisión limitada en sus mediciones, ya que generalmente utilizan un análisis manual de las imágenes. Se ha usado también la resonancia magnética para medir la rigidez arterial de las arterias profundas como la aorta sin embargo la mayoría de los estudios fisiopatológicos y farmacológicos se han realizado con técnicas de echotracking.

Los dispositivos de echotracking fueron desarrollados para medir el diámetro al final de la diástole y sus cambios con una precisión muy alta. Los dos primeros dispositivos eran el “Wall Track System” (71) y el NIUS02 (72). Estos aparatos utilizan una señal de radiofrecuencia que permite obtener una precisión de 6-10 veces mayor respecto a los sistemas convencionales, que están limitados por la resolución espacial del píxel.

ILUSTRACIÓN 5: MEDICION A NIVEL LOCAL DE LA RIGIDEZ ARTERIAL

La mayoría de los parámetros de rigidez arterial local requieren la medición concurrente de la presión arterial. Esta debe ser la presión local (no es valida la sistémica) que se obtiene normalmente mediante tonometría de aplanamiento sobre la arteria evaluada(61,73,74) o mediante un cálculo automático obtenido mediante una formula que estima la presión local a través de la forma de la onda de presión braquial (SphygmoCor, AtCor, Sydney, Australia).


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Así las propiedades elásticas de la arteria se evalúan a través de la llamada distensibilidad arterial, determinada por las variaciones de presión sistó-diastólica arterial en su sección transversal y la presión del pulso local (61,71).

Recientemente se ha desarrollado una técnica para la determinación de la rigidez arterial local mediante el análisis del movimiento de la pared aórtica utilizando el Doppler pulsado tisular. Habitualmente la medición se realiza en un punto 1 o 2 centímetros por encima de la válvula aórtica, colocando el volumen de muestra en una de las paredes aórticas, así se obtienen un espectro compuesto por dos ondas sistólicas (S1 y S2) y una onda diastólica (E).

Varios estudios (75-79) han demostrado una relación entre parámetros de rigidez aórtica como la VOP o la distensibilidad arterial con la velocidad de S1, además de comprobar como la velocidad de la pared arterial es independiente de la presión arterial. Aunque resulta una técnica prometedora ya que no precisa de tecnología específica y prescinde de la medición de presión arterial (siendo, por lo tanto, más sencilla y rápida de obtener) es importante señalar que, al ser una medida basada en el efecto Doppler, su validez depende del operador y de su capacidad para alinearse correctamente, además Haiden (80)reporta que no logró obtener una señal válida en el 15% de los sujetos. Por último hay que señalar que esta técnica no ha sido validada es estudios epidemiológicos.

MEDIDAS SISTÉMICAS

Los métodos utilizados para la determinación no invasiva de la rigidez arterial sistémica se basan en analogías con modelos eléctricos que combinan la capacitancia y la resistencia en serie. Como tal, se basan en numerosas aproximaciones teóricas. Sus limitaciones teóricas, técnicas y prácticas, que afectan a su aplicación generalizada en la práctica clínica, se han analizado y comparado con los métodos utilizados para la determinación no invasiva de la rigidez regional (6,81-85). Hasta ahora no existen pruebas o estudios longitudinales que avalen que la rigidez arterial sistémica tenga valor predictivo independiente para eventos cardiovasculares (86).

Son, en resumen, métodos poco validados, que requieren equipamiento específico y de escasa utilidad en la clínica diaria.

Una de estas medidas presenta la ventaja de que no requiere un equipamiento específico ya que para su cálculo se basa en las oscilaciones que se obtienen al calcular la presión arterial mediante el método oscilométrico indirecto. Esta medida se conoce como el Arterial Stiffness Index (ASI).

El ASI se basa en el análisis de la curva de amplitudes que se obtiene durante el desinflado del manguito. Mientras que en un sistema arterial sano el patrón que se obtiene es una curva afilada en su extremo superior, en presencia de arterioesclerosis la curva toma un aspecto más trapezoidal con un extremo superior más aplanado (87). En base a esto el ASI se calcula como la anchura de la curva oscilométrica al 90% de su amplitud máxima. Considerándose entonces como la diferencia entre las presiones que determinan los puntos de corte de la curva para esa amplitud, y expresado en mmHg.


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ILUSTRACIÓN 6: FUNDAMENTOS FISIOPATOLÓGICOS DEL ASI

La utilidad del ASI ha sido investigada en varios estudios (87-92) y ha mostrado una correlación estadísticamente significativa con la VOP en pacientes con enfermedad coronaria (93). A pesar de esto el ASI no ha sido testado en estudios epidemiológicos importantes y su utilidad real para la práctica clínica no está completamente dilucidada.

DETERMINACIÓN NO INVASIVA DE LAS ONDAS REFLEJAS.

Como se ha descrito anteriormente, la onda de presión arterial está compuesta por una onda de presión creada por la contracción ventricular y una onda refleja. La onda se refleja desde la periferia, principalmente en puntos de ramificación. En los vasos elásticos, ya que la VOP es baja, la onda refleja tiende a llegar de nuevo a la raíz aórtica durante la diástole. En el caso de las arterias rígidas la VOP se eleva y la onda refleja llega a las arterias centrales antes, sumándose a la primera y aumentando la presión sistólica.

Este fenómeno puede ser cuantificado mediante el llamado índice de aumento (IA)-definido como la diferencia entre el primer y el segundo pico sistólico (P2 y P1), expresados como porcentaje de la presión del pulso (Ilustración 7) (94,95). Los cambios en los sitios de reflexión pueden influir en la IA. Por ello en la investigación clínica se debe tener en cuenta la presión diastólica y la altura, que están relacionadas con los sitios de reflexión. Estos elementos junto con la edad y la VOP aórtica son los principales determinantes del IA (96).


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ILUSTRACIÓN 7: EXPLICACIÓN DEL ÍNDICE DE AUMENTO

La curva de presión arterial debe ser analizada a nivel central, es decir, en la aorta ascendente, ya que representa la verdadera carga impuesta al ventrículo izquierdo y a las paredes de las grandes arterias centrales. Puede calcularse a partir de la forma de onda de la arteria radial, utilizando una función de transformación (97-99), o a través de la forma de onda de la carótida común. En ambas arterias, la onda de presión se puede registrar de forma no invasiva. El método más ampliamente utilizado es realizar tonometría por aplanación de la arteria radial y luego aplicar una función de transferencia (SphygmoCor, AtCor, Sydney, Australia) para calcular la curva de presión aórtica a través de la forma de la onda radial (97-101). De hecho, en contraste con la arteria carótida, la arteria radial está bien sustentada por el tejido óseo, lo que hace más fácil de conseguir una aplanación óptima. Esto hace de la tonometría radial un método popular, ya que es fácil de realizar y bien tolerado. La tonometría carótida, a pesar de no requerir formula de transformación requiere un mayor grado de conocimientos técnicos.

Aunque el uso de una función de transferencia radial a la aorta para la medición de la presión arterial sistólica centro ha sido bien establecido (98,99), la exactitud de este enfoque para la determinación de la IA aórtico ha sido discutido (59,102-104). Es importante remarcar que estas formulas solo son válidas en personas y siempre en la extremidad anterior.

El IA y la presión de pulso central han demostrado ser valores predictivos independientes de mortalidad por cualquier causa en pacientes con enfermedad renal avanzada (105,106) y de eventos cardiovasculares en los pacientes hipertensos del estudio “CAFE” (107).


PRELIMINAR

M A T E R I A L Y M E T O D O S

METODOS DE VALORACIÓN DE LA RIGIDEZ ARTERIAL EN PERROS: UN ESTUDIO PRELIMINAR MATERIAL Y MÉTODOS

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MATERIAL Y MÉTODOS

En el presente trabajo hemos pretendido realizar un análisis sobre los diferentes métodos de medición de la rigidez arterial para comprobar su aplicabilidad en pacientes caninos. El objetivo es sentar las bases para poder evaluar cuales son los valores de normalidad, como se modifican según la edad y si se presentan modificaciones en patologías como la insuficiencia renal, el fallo cardíaco o en enfermedades endocrinas.

Para la realización del estudio fueron empleados 6 perros de raza beagle, con edades comprendidas entre los 2 y los 8 años, pertenecientes al animalario del Hospital Veterinario Universitario Rof Codina de la Facultad de Veterinaria de Lugo. Todos los procedimientos fueron realizados en las instalaciones del citado centro, bajo la supervisión de personal cualificado (Categoría profesional B, C D1 y D2) y cumpliendo con las directrices del Real Decreto 1201/2005 sobre protección de los animales utilizados para experimentación y otros fines diagnósticos.

De una primera evaluación de los métodos descritos en la literatura se seleccionaron tres en base a la disponibilidad que puede existir en las clínicas veterinarias de los equipamientos necesarios así como la experiencia previa de aplicabilidad de los mismos en pacientes caninos. Los métodos seleccionados fueron: la Velocidad de la onda de Pulso obtenida mediante ecografía Doppler, el análisis del movimiento de la pared aórtica mediante Doppler tisular y la valoración del “Arterial Stiffness Index” mediante oscilometría indirecta.

Otros métodos fueron descartados, aquellos basados en tonometría por aplanación debido a la falta de referencias sobre el uso de esta tecnología en perros y por los requerimientos de un equipo específico; aquellos que incluían en su determinación el cálculo de la presión arterial por la poca repetibilidad que presenta esa medición en perros además del efecto distorsionador que provoca el llamado efecto de “bata blanca”.

En una valoración posterior sobre la aplicabilidad en pacientes caninos el método de análisis de movimiento de la pared aórtica mediante Doppler tisular también fue descartado. Esto fue debido a la dificultad de obtener una imagen ecocardiográfica que permitiese un buen alineado de la pared aórtica y a la impresión subjetiva de la importancia del movimiento del corazón dentro del tórax que interferiría con las medidas.

EXPERIMENTO 1

El Arterial Stiffness Index (ASI) es una medida de rigidez arterial sistémica relativamente novedosa y de la que no existen tantas publicaciones como de la VOP y no están tan claramente definidos cuales son los factores tanto técnicos como fisiológicos que influyen en su determinación.

En este estudio se utilizó un monitor de presión arterial modelo Memodiagnostic (S + B medVET, Alemania) basado en la tecnología de oscilometría de alta definición y que permite visualizar y tomar medidas en el gráfico de las oscilaciones que detecta.


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En la ilustración 8 se puede observar la información que ofrece el Memodiagnostic en una típica medición de presión arterial mostrando una imagen similar a una campana de Gauss donde el eje Y corresponde a las amplitud de las oscilaciones detectadas (causadas por la diferencia de presión entre el manguito y la arteria) y, en el eje X el tiempo. Además en la parte superior se muestra la disminución de presión (el desinflado) del manguito.

ILUSTRACIÓN 8: EJEMPLO DE CURVA OBTENIDA CON EL MEMODIAGNOSTIC

El software ofrece diferentes parámetros tales como presión arterial sistólica, diastólica, media y frecuencia cardiaca (pulso); también nos permite colocar el cursor en cualquier momento del desinflado para saber la presión a la que se encontraba en ese momento. Para obtener estas medidas el software calcula la envolvente (línea roja) que nos permitirá calcular el ASI.

La medición del ASI implica calcular el 90% de la amplitud máxima (de la envolvente), una vez hallado se buscan a que valores de presión se corresponden los puntos de corte para esa amplitud. Consideramos el ASI como la diferencia entre estos dos puntos.

En el ejemplo ilustrado en la ilustración 9 el punto 1 o primer punto de corte tiene un valor de 95 mmHg y el punto 2 un valor de 68 por lo que el ASI tendría un valor de 27.


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ILUSTRACIÓN 9: EJEMPLO DE CÁLCULO PARA LA OBTENCIÓN DEL ASI

Al ser una medición similar a la de la presión arterial se decidió seguir las recomendaciones del Colegio Americano de Medicina Interna Veterinaria sobre medición de la presión arterial (108). Las recomendaciones adaptadas que se siguieron en base a estas líneas guía se muestran en la tabla 1.

Protocolo para la medición del ASI (Adaptado de 104)

o El protocolo debe estar estandarizado. o El ambiente debe ser tranquilo, sin la presencia de otros animales. El paciente

no debe estar sedado y se les permitirá permanecer en silencio en la sala de medición durante 5-10 minutos antes de realizar la medición.

o El animal debe ser cuidadosamente sujetado en una posición cómoda, lo ideal es en decúbito prono o lateral.

o El manguito debe ser aproximadamente el 40% de la circunferencia del lugar donde se coloca en perros y sobre el 30-40% en gatos.

o El paciente debe estar tranquilo e inmóvil o La primera medida debe ser desechada. Al menos 3 y preferiblemente de 5 a

7 medidas consecutivas y consistentes (que la variación de la PAS no sea superior al 20%) serán tenidas en cuenta.

o Repetir las veces que sea necesario, cambiando la colocación del brazalete como sea necesario para obtener unos valores constantes.

o Promediar todos los valores para obtener la medición definitiva TABLA 1: LINEAS GUÍA PARA LA MEDICIÓN DEL ASI


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DISEÑO DEL ESTUDIO:

Se realizaron varios set de mediciones sobre los sujetos de estudio anteriormente citados. Las medidas se obtuvieron en cuatro días diferentes para valorar la variabilidad y la repetibilidad de la medida. En uno de los pacientes se realizaron 75 mediciones modificando los parámetros de configuración de la maquina de cara a comprobar si alguno de estos parámetros de configuración influye sobre la medida.

El estudio se considera un ensayo no controlado (estudio antes-después) en el que no hay grupo control ya que cada sujeto se considera control de sí mismo.

Los parámetros de configuración que permite modificar el Memodiagnostic y que fueron estudiados fueron: Presión máxima de inflado del manguito (Pmax), Presión final de desinflado del manguito (Pmin), Velocidad de desinflado (mm/s) y Ganancia de la señal (Gain).

Las medidas se realizaron principalmente en decúbito prono siguiendo las recomendaciones descritas previamente, se seleccionó el maguito adecuado colocando siempre en una de las extremidades anteriores.

Cada medida fue analizada individualmente con el software HDO MONITOR SOFTWARE (S + B medVET, Alemania) descartando aquellas cuya curvas no resultaba aceptable para tomar mediciones debido a la presencia de artefactos por movimiento. Sobre las medidas aceptables se calculó la media considerando ese valor como la medida de ese sujeto para ese día.

EXPERIMENTO 2

Para su obtención se utilizó un Vivid e (General Electric, EEUU) equipado con Doppler pulsado y grabación de electrocardiograma para sincronizar las imágenes. Con el paciente en decúbito lateral derecho se obtuvo una imagen del flujo aórtico a nivel de la válvula aórtica mediante un corte subcostal, a continuación se obtuvo una imagen del flujo aórtico a nivel de la bifurcación de las ilíacas en el abdomen caudal posicionando el volumen de muestra lo más cerca posible de la bifurcación, por último se obtuvo una muestra del flujo femoral localizando la arteria femoral por palpación sobre la cara interna de la extremidad posterior derecha. Todas las imágenes se registraron con una señal electrocardiográfica simultánea


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ILUSTRACIÓN 10: EJEMPLO DE MEDICIÓN DE LA VOP

Un análisis off-line posterior permite obtener el tiempo de pre-eyección aórtico midiendo el tiempo que transcurre desde el inicio del QRS hasta el principio de la onda de flujo Para minimizar el error en estos cálculos se aumenta todo lo posible la velocidad de barrido así como la ganancia del ECG. Repitiendo el mismo proceso se calcula el tiempo hasta la bifurcación de las ilíacas y el tiempo hasta la arteria femoral.

A continuación se calcula el tiempo de tránsito, ya sea ilíaco (TTil) o femoral (TTf), restando al tiempo hasta las ilíacas (o femoral) el tiempo de pre-eyección aórtico (PEPao)

El siguiente paso es obtener la distancia que recorre ese pulso. En un primer momento se valoró la posibilidad de utilizar unas referencias anatómicas palpables que fuesen fácilmente localizables y cuya longitud, si bien no fuese igual a la longitud aórtica, fuese proporcional a la misma. Se decidió utilizar la distancia entre un punto situado en la columna justo entre las dos escápulas y otro punto situado entre las alas del Ilion.

Sin embargo como se ha remarcado previamente la distancia es un factor de imprecisión muy importante en el cálculo de la VOP, especialmente cuando la distancia se calcula entre dos puntos bastante cercanos y los resultados mostraron que el límite de detección estaba en el orden de 1 centímetro y que las medidas obtenidas para el mismo individuo podía diferir hasta en 3 centímetros.


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En vista de la imprecisión obtenida por este método se decide obtener una medida más exacta de la longitud aórtica a través de imágenes obtenidas por tomografía axial computerizada reforzando la visualización de los vasos mediante inyección de contraste. Para ello se utilizó un TAC de 16 cortes modelo Eclos (Hitachi, Japón), perteneciente al HUV Rof Codina, empleando como contraste endovenoso la iopromadia (Ultravist®, BAYER).

ILUSTRACIÓN 11: RECONSTRUCCION TRIDIMENSIONAL DE LA LONGITUD AORTICA MEDIANTE TAC

De cara a eliminar las variabilidades inherentes a un cálculo externo o la complejidad que requiere realizar un TAC para obtener esa distancia se trató de validar una fórmula alométrica que permita estimar la longitud aórtica a partir del peso. Diferentes estudios han propuesto (109,110) que la relación entre peso y longitud aórtica en mamíferos es del tipo exponencial, siendo:

LAo = a Pb

Siendo LAo la longitud aórtica, P el peso y a y b coeficientes en función de la especie.

Realizando una regresión potencial entre los valores de peso y las longitudes aórticas obtenidas mediante TAC se obtuvo que la formula y=15,941x0,2934 presentaba un coeficiente de correlación “R” igual a 0,991 (p=0,001). Esto sugiere una estrecha relación entre peso y longitud aórtica y ofrece unos parámetros de estimación de la distancia a partir del peso. En esta formula la longitud aórtica (y) se expresa en centímetros y el peso (x) en kilogramos


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GRÁFICO 1: RELACIÓN ALOMÉTRICA ENTRE PESO Y LONGITUD AÓRTICA

DISEÑO DEL ESTUDIO

Para valorar la repetibilidad de esta medida se realizaron 4 mediciones en diferentes días en cada uno de los 6 perros utilizados. Durante cada sesión se obtuvieron al menos 3 medidas en cada uno de los puntos utilizándose para los cálculos de la VOP la media de las mismas, se anotó la medida del intervalo RR precedente de cara a comprobar la influencia de la frecuencia cardiaca sobre la VOP ya que existen dudas sobre su influencia. Las medidas fueron obtenidas por dos operadores diferentes: Álvaro Lamas Oliveira (ALO) y German Santamarina Pernas (GPS) de cara a valorar la variabilidad interoperador.

El estudio se considera un ensayo no controlado (estudio antes-después) en el que no hay grupo control ya que cada sujeto se considera control de sí mismo.

ANÁLISIS ESTADÍSTICO

Para examinar la repetibilidad intra-sujeto y la repetibilidad entre operadores de cada una de los métodos de medición, se calcularon los coeficientes de correlación intraclase para cada uno de los resultados usando el cálculo de variabilidad del ANOVA de medidas repetidas de una vía considerando el paciente como la variable independiente del modelo.

Para la estadística descriptiva se usó el Excel 2010 (Microsoft, EEUU). Todos los análisis estadísticos se realizaron con SAS 15.0 (SAS Institute, EE.UU.). El grado de significancia estadística se consideró en p<0,05


PRELIMINAR

R E S U L T A D O S

METODOS DE VALORACIÓN DE LA RIGIDEZ ARTERIAL EN PERROS: UN ESTUDIO PRELIMINAR RESULTADOS

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RESULTADOS

EXPERIMENTO 1

Las medias diarias obtenidas en el cálculo del Arterial Stiffness Index (ASI) están representadas en la tabla 2.

PACIENTE DIA 1 DIA 2 DIA 3 DIA 4 PROMEDIO SD Beagle 1 37,12 37,65 26,80 37,09 34,67 5,25 Beagle 2 33,87 42,10 34,09 42,00 38,02 4,66 Beagle 3 31,46 42,00 34,32 40,89 37,17 5,10 Beagle 4 39,33 35,75 33,00 38,33 36,60 2,84 Beagle 5 34,00 31,66 38,33 40,80 36,20 4,13 Beagle 6 38,33 40,80 33,00 37,66 37,45 3,26

TABLA 2: MEDIAS DIARIAS OBTENIDAS EN EL CÁLCULO DEL ASI

En total se analizaron 138 mediciones, por lo que apenas se obtuvieron 4 mediciones por paciente y día válidas. Esto fue debido a la dificultad de obtener un trazado libre de artefactos ya que pequeños movimientos del paciente provocaban grandes alteraciones en el trazado e invalidaban, en muchos casos, la medición del ASI.

Independientemente de los problemas asociados a los artefactos por movimiento, el ASI mostró una pobre repetibilidad con un índice de correlación intraclase (r) de0,336, si bien se considera una baja repetibilidad es similar a los resultados obtenidos por Sharma et al (111) en personas.

Respecto a las pruebas para determinar si alguno de los parámetros modificables de la máquina influye sobre el resultado del ASI, se realizaron 120 mediciones sobre uno de los pacientes modificando los siguientes parámetros de forma aleatoria:

1) Tamaño del Manguito (Manguito) 2) Presión máxima (Pmax): siendo esta la presión máxima hasta la que infla el

manguito 3) Presión mínima (Pmin): siendo esta la presión mínima que alcanza en el

manguito antes de finalizar la medición 4) Velocidad de desinflado (mm/s): medida en milímetros de Mercurio por

segundo, expresa la velocidad a la cual desinfla el manguito durante la medición.

5) Ganancia (Gain): es la medida de la amplificación que añade el software a las oscilaciones detectadas en el monitor.

Los valores distribuidos según el manguito con el que fueron tomados se pueden observar en el siguiente gráfico tipo box-plot:


31

GRÁFICO 2: DISTRIBUCIÓN DE LOS VALORES DE ASI EN FUNCIÓN DEL TAMAÑO DEL MANGUITO

En este gráfico se observa bastante superposición de los valores, sin embargo, la influencia del manguito resulta estadísticamente significativa según se extrae de un test de Kruskal-Wallis con un valor de p < 0,001.

Para el estudio del resto de los valores cuantitativos se calculó el coeficiente de correlación de Pearson entre los mismos y el ASI. Los resultados obtenidos se muestran en la tabla 3.

Pmax Pmin mm/s Gain Correlación de Pearson -0,0492 0,2260 0,6497 -0,2676 p-value 0,6792 0,0546 <0,001 0,0221

TABLA 3: CORRELACIÓN DE PEARSON ENTRE LOS VALORES DE ASI Y LOS PARAMETROS DE CONFIGURACION DEL MONITOR HDO (EXPLICACIÓN EN EL TEXTO)

Según los resultados obtenidos se concluye que la velocidad de desinflado (mm/s) presenta una correlación moderada y significativa con el ASI. La nube de puntos muestra efectivamente, una tendencia al aumento del ASI con la velocidad (gráfico 3)


32

GRÁFICO 3: RELACION ENTRE LOS VALORES DEL ASI Y LA VELOCIDAD DE DESINFLADO

EXPERIMENTO 2

El procedimiento se realizó con normalidad en casi todos los pacientes (5 de 6). Uno de los sujetos fue retirado del estudio ya que no toleraba la posición de decúbito lateral necesaria para obtener las imágenes.

En todos los casos se tomaron 3 imágenes del flujo aórtico, del flujo ilíaco y del flujo femoral por cada uno de los operadores. Tras ello las imágenes se analizaron aumentando la velocidad de barrido y la ganancia del electrocardiograma para mejorar la detección de los puntos de medición. Se calcularon 3 tiempos para cada uno de los puntos y se realizó la media. Simultáneamente se calculó la frecuencia cardiaca instantánea para cada una de las mediciones midiendo el intervalo RR precedente.

Los tiempos de transito (TT) resultantes se dividieron entre la longitud de la Aorta calculada en las imágenes obtenidas mediante tomografía tal y como se muestra en la ilustración 12.

30

35

40

45

50

55

60

65

70

5 7 9 11 13 15 17 19

ASI (

mm

Hg)

Velocidad de desinflado (mmHg/s)


33

ILUSTRACIÓN 12: EJEMPLO DE MEDICIÓN DE LA LONGITUD AÓRTICA MEDIANTE TAC CON CONTRASTE

Los datos obtenidos durante la realización del TAC se pueden observar en la tabla 4

PESO Medida TAC Ao estim Beagle 1 11,55 33,19 32,78 Beagle 2 15,20 34,95 35,39 Beagle 3 18,00 37,06 37,10 Beagle 4 13,20 33,77 34,02 Beagle 5 24,90 41,29 40,61

TABLA 4: DATOS OBTENIDOS DURANTE LA MEDICION AORTICA MEDIANTE TAC, INCLUYENDO PESO, ESTIMACIÓN OBTENIDA MEDIANTE LA IMAGEN (MEDIDA TAC) Y VALOR ESTIMADO POR

LA FORMULA DE REGRESIÓN (AO ESTIM)

Dado que la medida de la distancia permanece constante a lo largo de los días se exploró cual de las variables de tiempo (TTil y TTf) presentaba menos variación ya que, al menos de forma teórica, ambas representan la misma variable. Aunque los resultados fueron bastante similares, el cálculo del error estándar es ligeramente mejor para el Tiempo de Transito Aortoilíaco (Error estándar = 1,26) respecto al Aortofemoral (Error estándar = 1,43) por lo que se decidió usar el primero para el resto de cálculos de la VOP.

Los valores de los TT y obtenidos para cada paciente, cada día y cada operador fueron los siguientes:


34

BEAGLE 1 BEAGLE 2 Fecha Operador TTil TTf Fecha Operador TTil TTf Día 1 ALO 67,11 72,10 Día 1 ALO 59,92 68,22 Día 1 GSP 68,22 73,21 Día 1 GSP 65,44 69,34 Día 2 ALO 67,66 69,33 Día 2 ALO 61,56 68,22 Día 2 GSP 66,00 69,88 Día 2 GSP 65,45 73,21 Día 3 ALO 65,45 70,99 Día 3 ALO 63,78 76,53 Día 3 GSP 68,22 73,21 Día 3 GSP 67,11 76,54 Día 4 ALO 67,11 67,67 Día 4 ALO 62,11 67,66 Día 4 GSP 65,03 68,77 Día 4 GSP 62,12 71,55

MEAN 66,85 70,65 MEAN 63,44 71,41 SD 1,23 2,07 SD 2,42 3,67

BEAGLE 3 BEAGLE 4 Fecha Operador TTil TTf Fecha Operador TTil TTf Día 1 GSP 87,08 93,73 Día 1 GSP 74,32 75,42 Día 1 ALO 90,41 97,06 Día 1 ALO 71,33 82,42 Día 2 ALO 81,87 87,79 Día 2 ALO 68,78 73,77 Día 2 GSP 79,30 96.62 Día 2 GSP 72,66 82,29 Día 3 ALO 83,20 93,18 Día 3 ALO 67,66 69,88 Día 3 GSP 89,30 90,41 Día 3 GSP 67,66 78,20 Día 4 GSP 78,09 99,28 Día 4 ALO 66,00 73,21 Día 4 ALO 82,64 87,63 Día 4 GSP 68,22 78,20

MEAN 83,98 92,83 MEAN 69,58 76,67 SD 4,51 4,15 SD 2,87 4,43

BEAGLE 5

Fecha Operador TTil TTf Día 1 GSP 79,87 84,31 Día 1 ALO 77,09 85,41 Día 2 ALO 77,65 77,65 Día 2 GSP 74,87 79,87 Día 3 ALO 75,98 76,54 Día 3 GSP 77,65 86,52 Día 4 ALO 76,54 84,19 Día 4 GSP 76,54 86,52

MEAN 77,02 82,63 SD 1,47 4,02

TABLA 5: VALORES DE LOS TT OBTENIDOS POR PACIENTE, DÍA Y OPERADOR


35

También se obtuvo el valor de la VOP utilizando la distancia estimada a través del peso según la formula referida anteriormente. En la tabla 6 se presentan la VOP media para cada paciente utilizando la longitud aórtica calculada y la estimada.

Paciente VOP VOP (es) Diferencia Beagle 1 5,05 5,08 0,03 Beagle 2 5,24 5,15 0,09 Beagle 3 4,93 4,88 0,05 Beagle 4 5,03 5,19 0,16 Beagle 5 4,81 4,83 0,02

TABLA 6: VALORES DE VOP SEGÚN LONGITUD CALCULADA (VOP) Y LONGITUD ESTIMADA (VOPes)

Con estos datos se construye un gráfico de Bland-Altman en el que se observa que todas las diferencias son menores al doble de la desviación estándar por lo que se puede afirmar que existe una buena concordancia entre ambos métodos.

GRÁFICO 4: BLAND-ALTMAN ENTRE VOP Y VOPes

A continuación se estudió el coeficiente de correlación intraclase para un mismo operador y para diferentes operadores. Los datos finales usados para estos cálculos son los presentados en la tabla 7


36

Fecha PACIENTE Operador 1 Operador 2 Día 1 Beagle 1 5,03 4,95 Día 2 Beagle 1 4,99 5,12 Día 3 Beagle 1 5,16 4,95 Día 4 Beagle 1 5,03 5,19 Día 1 Beagle 2 5,54 5,07 Día 2 Beagle 2 5,39 5,07 Día 3 Beagle 2 5,20 4,95 Día 4 Beagle 2 5,34 5,34 Día 1 Beagle 3 4,74 4,57 Día 2 Beagle 3 5,04 5,21 Día 3 Beagle 3 4,96 4,62 Día 4 Beagle 3 5,29 5,00 Día 1 Beagle 4 4,70 4,90 Día 2 Beagle 4 5,08 4,81 Día 3 Beagle 4 5,17 5,17 Día 4 Beagle 4 5,30 5,12 Día 1 Beagle 5 4,64 4,81 Día 2 Beagle 5 4,77 4,95 Día 3 Beagle 5 4,88 4,77 Día 4 Beagle 5 4,84 4,84

TABLA 7: DIFERENCIAS ENTRE OPERADORES PARA EL CÁLCULO DE LA VOP

De estos datos se obtiene un coeficiente de correlación intraclase (ICC) intraoperador de 0,455 y de un ICC interoperador de 0,573. Estos ICC son los obtenidos para una medida aislada pero pueden ser mejorados si lo calculamos para el promedio de varias medidas, en ese caso los ICC suben hasta 0,770 y 0,729 respectivamente.

Debido a que se ha publicado una posible relación entre la VOP y la frecuencia cardiaca (112), se exploró la relación entre la frecuencia cardiaca instantánea y los tiempos hasta la femoral. Sin embargo tal y como sugiere el gráfico 5 no existe una relación aparente entre estas dos variables.


37

GRÁFICO 5: RELACIÓN ENTRE FRECUENCIA CARDIACA Y TT

COMPARACIÓN ENTRE AMBOS MÉTODOS

Aunque la bibliografía refiere que comúnmente los métodos no resultan intercambiables se testeó la posible correlación entre ambos métodos, los datos pueden observarse en el gráfico 6. La correlación entre ambos valores resultó estadísticamente no significativa con una p=0,4.

GRÁFICO 6: CORRELACIÓN ENTRE VOP Y ASI

120,00

130,00

140,00

150,00

160,00

170,00

180,00

190,00

200,00

210,00

50 60 70 80 90 100 110 120 130 140 150

Tiem

po h

asta

las I

líaca

s

Frecuencia cardiaca

0,00

5,00

10,00

15,00

20,00

25,00

30,00

35,00

40,00

45,00

4,40 4,60 4,80 5,00 5,20 5,40 5,60

VOP

ASI


PRELIMINAR

D I S C U S I Ó N

METODOS DE VALORACIÓN DE LA RIGIDEZ ARTERIAL EN PERROS: UN ESTUDIO PRELIMINAR DISCUSIÓN

39

DISCUSIÓN

El objetivo del presente trabajo ha sido sentar las bases y explorar qué métodos se podrían aplicar en los pacientes veterinarios, más concretamente en los caninos, para valorar la rigidez arterial.

Se han descrito muchos métodos para valorar la rigidez arterial en sus diferentes aspectos pero la Velocidad de la Onda de Pulso obtenida mediante Doppler pulsado y el “Arterial Stiffness Index” obtenido mediante un monitor de presión oscilométrico resultan especialmente indicados ya que no requieren de material exclusivo para esta medición. En este estudio se ha podido demostrar que ambas técnicas son realizables en pacientes caninos no sedados y en un entorno similar al habitual en las clínicas veterinarias.

Respecto al ASI las dificultades que se han hallado radican fundamentalmente en la dificultad de obtener una gráfica libre de artefactos ya que cualquier movimiento de la extremidad o del cable durante el registro afecta de manera significativa al resultado final. La experiencia parece demostrar que velocidades de desinflado más rápidas (por lo tanto menores tiempos de registro) disminuyen la posibilidad de que hayan movimientos y, por lo tanto, artefactos; sin embargo y tal y como se ha visto la velocidad de deshinchado (mm/s) es un parámetro de configuración del equipo que afecta de manera significativa el valor del ASI por lo que debe ser tenido en consideración. Además una restricción física ligera es recomendable, lo suficiente como para evitar los movimientos de la extremidad sin estresar al animal.

En cualquier caso el índice de correlación intraclase (ICC) para una medida aislada es de 0,336. Esto se considera una repetibilidad baja, sin embargo es similar a la obtenida en un estudio en el que se valoró la repetibilidad en personas (111). Además se puede obtener una repetibilidad moderada utilizando la media de varias mediciones.

El estudio sobre el ASI tiene importante limitaciones no solo por el bajo número de individuos de la muestra, también debido a que factores como el tamaño del manguito y la velocidad de desinflado se ha demostrado que afectan de manera significativa y los resultados no han tenido en consideración estos factores (aunque cada paciente utilizó siempre el mismo manguito en sus mediciones).

Respecto a la VOP se ha comprobado que es realizable de manera relativamente sencilla aunque uno de los sujetos no toleró el decúbito lateral y tuvo que ser excluido. Las imágenes son relativamente sencillas de obtener (al menos en perros de raza Beagle) utilizando como referencia para la bifurcación de las Ilíacas la vejiga de la orina y la femoral mediante palpación de su pulso.

Para calcular los tiempo de tránsito se usó el método Doppler guiado por ultrasonidos, aunque este método no ha sido tan utilizado y validado como la tonometría por aplanación se consideró su utilización ya que no requiere un equipamiento específico y, además, existen publicaciones que muestran que presenta una buena correlación con otos métodos (113,114)


40

Las imprecisiones a la hora de marcar el punto de inicio del QRS y el principio del espectro Doppler pueden llegar a ser importantes por lo que aumentar la velocidad de barrido, ajustar al mínimo posible la ganancia del Doppler y aumentar el tamaño de la señal del electrocardiograma se convierte en un paso imprescindible para asegurar una buena repetibilidad.

El otro punto importante de imprecisión es la distancia. La bibliografía dice que la distancia es uno de los puntos críticos a la hora de valorar la VOP y que su importancia es mayor cuanto más corta es esa distancia (69). El método inicial que se pensó en utilizar resultaba más similar a los que están descritos en medicina humana sin embargo mostraba variaciones de hasta 3 centímetros lo que puede conllevar diferencias de hasta 0,5 m/s en la VOP. Es por eso que se decidió valorar la posibilidad de hallar una fórmula que pudiese predecir a través del peso la longitud aórtica. Se eligió el TAC con contraste porque permite visualizar de manera excelente y completa toda la longitud aórtica y no necesita de asunciones para su medición.

Con las medidas obtenidas se buscó una relación entre esa longitud y el peso. Se han descrito varias formulas exponenciales que predicen la longitud aórtica aunque han sido diseñadas para mamíferos en general. A pesar de eso la formula publicada por Lee (109), y=17,5x0,31, es realmente muy similar a la obtenida en nuestro estudio. La buena correlación entre peso y longitud aórtica permite que en futuros estudios no sea necesario realizar pruebas adicionales o asunciones anatómicas para estimar la distancia. No obstante las limitaciones de esta estimación son varias: la primera es que todos los datos provienen de perros de la misma raza y la heterogeneidad de las distintas razas limita seguramente el valor predictivo que pueda tener nuestra formula, además es importante tener en cuenta el grado de engrasamiento del sujeto ya que puede ser un factor de distorsión importante a la hora de realizar los cálculos (que deberían ser realizados sobre el peso ideal).

La variabilidad de la VOP para una medida aislada y para el mismo operador es baja y la interoperador es moderada, sin embargo estos resultados pueden mejorarse e igualarse a los publicados para otros métodos utilizados en medicina humana (115) si se utiliza una medida promediada.

Los valores obtenidos oscilaron entre 4,62 y 5,39. Aunque está fuera del alcance del estudio valorar cuales son los valores normales para los caninos, estos valores son similares a los descritos en algunos estudios donde se ha obtenido (por métodos invasivos) la VOP aórtica (116-120)

Dentro del estudio se valoró la posible relación entre la VOP y la frecuencia cardiaca ya que un estudio del 2002 relacionó estas variables (112). Los resultados de nuestro no permiten establecer que exista esa relación ya que no presentaron una correlación estadísticamente significativa. A pesar de nuestros resultados la posible influencia es un tema que requerirá más investigación ya que el rango de frecuencias fisiológicos de los pacientes veterinarios es muy superior al que presentan los humanos y, por lo tanto, su posible efecto sobre la VOP podría ser relevante. De cualquier manera, y al igual que en el primer experimento, el bajo número de sujetos hace que los resultados sean muy limitados.


41

La última parte del estudio se encaminó a valorar si los 2 métodos estudiados presentaban correlación entre ellos con un resultado negativo. Esto no sorprende, la bibliografía ya advierte que los métodos no son intercambiables entre sí (2). Más aún en nuestro caso en el una de los métodos mide la rigidez sistémica y el otro la rigidez regional.


PRELIMINAR

C O N C L U S IÓ N

METODOS DE VALORACIÓN DE LA RIGIDEZ ARTERIAL EN PERROS: UN ESTUDIO PRELIMINAR CONCLUSIÓN

43

CONCLUSIÓN

El estudio de la rigidez arterial es un campo prometedor de la medicina humana que no ha sido explorado en veterinaria. Aunque la baja esperanza de vida de nuestros pacientes junto con la escasa incidencia de la aterosclerosis hacen que este problema difícilmente tenga la misma trascendencia que en las personas, existen indicios de que en patologías como la insuficiencia renal o cardíaca podría existir un aumento de la rigidez arterial. Por esto se hace necesario el desarrollo de técnicas, preferiblemente no invasivas y fácilmente realizables que permitan valorar los cambios en la funcionalidad arterial.

El presente trabajo confirma que se pueden utilizar al menos dos métodos para valorar la rigidez arterial de forma no invasiva. Las limitaciones del estudio son muchas pero la principal es el bajo número de sujetos de investigación y la excesiva uniformidad de la población por lo que los resultados del estudio deben ser tenidos en cuenta exclusivamente como pruebas preliminares y se hace necesario un estudio más profundo que determine las debilidades de cada uno de los métodos propuestos.


PRELIMINAR

B I B L I O G R A F Í A

METODOS DE VALORACIÓN DE LA RIGIDEZ ARTERIAL EN PERROS: UN ESTUDIO PRELIMINAR BIBLIOGRAFÍA

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