Introducción

Los recién nacidos presentan una distribución del flujo de sangre en un 50% hacia la parte cefálica del cuerpo debido a la proporción de la cabeza con relación al cuerpo. Cuando comienzan a caminar, la demanda metabólica de los músculos hace que el gasto cardíaco se incremente hasta un 70 % hacia los miembros inferiores. Por eso la estrategia terapéutica de los ventrículos únicos que van hacia la corrección univentricular consiste en una aproximación de pasos sucesivos. A los 3 a 6 meses de edad se realiza la conexión de la vena cava superior a la arteria pulmonar (cirugía de Glenn), con el objetivo de incrementar el flujo pulmonar efectivo y así la oxigenación de la sangre del paciente. Luego, cuando el paciente empieza a caminar y disminuye el gasto cardíaco relativo hacia la región cefálica con respecto al de los miembros inferiores, se considera necesario poder conectar la vena cava inferior hacia la arteria pulmonar. Esta técnica es conocida como cirugía de Fontan-Kreutzer, y tiene como objetivo separar la circulación pulmonar de la circulación sistémica mejorando el flujo pulmonar efectivo, lo que ha permitido la sobrevida de los pacientes con corazones univentriculares.

Para que esta circulación sea eficiente requiere de una anatomía adecuada con presiones bajas tanto en el árbol pulmonar como en el ventrículo único, ya que la sangre circula por gravedad en la fase inspiratoria y espiratoria dependiendo de la diferencia entre la presión atmosférica y la presión intratorácica.

En la cirugía de Fontan-Kreutzer se busca obtener una distribución equilibrada del flujo venoso hepático hacia ambos pulmones para lograr una condición clínica favorable a largo plazo. Estos pacientes, debido al flujo continuo pasivo venoso hepático hacia los pulmones desarrollan a largo plazo enfermedad hepática (cirrosis), bronquitis plástica o enfermedad perdedora de proteínas, se genera una falla del sistema de Fontan. (1) La distribución equilibrada reduce la formación de malformaciones arteriovenosas pulmonares y evita el descenso de la saturación arterial de oxígeno; también minimiza la pérdida de energía del flujo de sangre hacia los pulmones y evita ciertos sitios localizados de shear stress (tensión de cizallamiento) con valores altos y bajos en las paredes del sistema de conexión cavo-pulmonar total en el estadio de Fontan-Kreutzer, porque ello se asocia con trombosis. El factor hepático es una molécula o un metabolito indeterminado fundamental en este proceso. Si se produce una distribución desbalanceada del flujo venoso hepático hacia los pulmones y se genera la ausencia de pasaje de dicho factor hepático por el tejido pulmonar, comienzan a desarrollarse fistulas arteriovenosas en el parénquima pulmonar, que llevan a la disminución de la oxigenación de la sangre arterial. (2)

Si bien las complicaciones que se manifiestan a largo plazo son multifactoriales, pueden estar relacionadas con el diseño geométrico de la conexión cavo-pulmonar total, a partir de la resistencia hemodinámica y del balance de la distribución del flujo venoso hepático hacia los pulmones. (3,4,5,6)

En los pacientes en que el flujo venoso hepático es hacia un pulmón, las malformaciones arteriovenosas se desarrollan en el pulmón contralateral. Los pacientes que son propensos al desarrollo de fístulas arteriovenosas tienen una chance entre el 32 y el 85 %, por falta del pasaje de factor hepático por los pulmones antes de realizar la conexión cavo-pulmonar total en el estadio de Fontan-Kreutzer. (7)

En pacientes con anatomía compleja para la conexión cavo-pulmonar total es difícil la interpretación de cómo será el flujo de sangre, teniendo en cuenta 2 o 3 entradas de flujo, que luego la sangre pasa por una conexión cavo-pulmonar total con una geometría con angulaciones, y que al final el flujo sanguíneo se distribuya en forma balanceada y equitativa hacia las dos salidas hacia ambos pulmones.

Esto ha llevado a introducir mejoras en la etapa de planificación preoperatoria y dado lugar a nuevas metodologías de trabajo multidisciplinario que combinan el conocimiento médico con el uso complementario de herramientas como el diseño multimedia de las cirugías virtuales, y el uso de la dinámica de fluidos computacional. (8,9,10,11,12)

Lo novedad de este trabajo es que logramos planificar en un hospital público en la Argentina en forma personalizada el tratamiento quirúrgico estos pacientes con un grupo interdisciplinario de cirujanos cardiovasculares, cardiólogos, técnicos de imágenes, físicos e ingenieros nucleares, ingenieros electrónicos y diseñadores multimedia.

Objetivo

Predecir y evitar una distribución desbalanceada del flujo venoso hepático hacia los pulmones después de la cirugía de conexión cavo-pulmonar total en el estadio de Fontan-Kreutzer mediante la utilización del análisis de la dinámica de fluidos.

Material y Métodos

Utilizando el DICOM de la tomografía se reconstruyó la anatomía tridimensional de dos pacientes, luego sobre ella se añadió el diseño en 3 dimensiones (3D) de la técnica quirúrgica seleccionada tomando como premisa realizar la conexión más recta y corta posible entre la vena cava inferior y las ramas pulmonares. Después se realizaron las simulaciones computacionales de la dinámica de fluidos para poder estimar el flujo de entrada al sistema de Fontan y la distribución del flujo hepático hacia ambas ramas pulmonares (Tabla 1). La determinación de las condiciones hemodinámicas para la simulación del flujo sanguíneo constituye un gran desafío. Habitualmente en nuestro hospital, para la evaluación prequirúrgica de un paciente candidato a conexión cavo-pulmonar total en estadio de Fontan-Kreutzer se realiza ecocardiografía y cateterismo. Para el modelado 3D de la anatomía y eventual diseño de la cirugía virtual son necesarios los datos DICOM de tomografía o resonancia. Para la simulación computacional son necesarios ciertos datos hemodinámicos como los flujos de entrada al modelo a evaluar (Glenn único o bilateral, vena cava inferior o venas suprahepáticas, vena ácigos, etc.) y los valores de presión en los distintos puntos del sistema. Para esto último tomamos los valores medidos por cateterismo invasivo. En la Tabla 2 se observan los flujos. Usamos inicialmente flujos calculados por ecocardiograma por medición de VTI (Velocidad Integrada en el Tiempo). Los valores de flujo que son absolutamente variables de acuerdo de la condición del paciente. Por ejemplo, varía significativamente el caudal de retorno venoso sistémico en inspiración o espiración o en apnea. En este estudio empleamos el VTI del ecocardiograma para estimar el flujo sanguíneo calculado como el producto de la velocidad promedio y el área de sección transversal del vaso. (13) Debido a que el flujo es pulsátil y que su velocidad varía a lo largo de la sección transversal del vaso, existe una distribución de velocidades (perfil de velocidad de flujo). En la práctica se obtiene un valor de velocidad promedio sumando todas las velocidades dentro de la envolvente espectral Doppler (integral de velocidad de tiempo). El área de sección transversal se obtiene por ecocardiografía y se compara con mediciones tomográficas de la anatomía.

Para los flujos venosos se toman las velocidades promedio durante varios ciclos cardíacos establecidos por el electrocardiograma, se considera la frecuencia cardíaca y luego se calcula en litro/minuto el flujo a través de ese vaso. También fue medido el volumen minuto sistémico mediante VTI aórtico para consideración del flujo total. (13)

Reconstrucción de los modelos anatómicos

Para el procesamiento de imágenes, segmentación y reconstrucción 3D utilizamos Slicer (Kitware, USA) (14) y desarrollamos algoritmos a partir de la biblioteca de ITK (Insight Software Consortium, USA). (15) Trabajamos con Blender (Países Bajos) (16) para adaptar las conexiones de la cirugía de Fontan a los modelos 3D reconstruidos. Estos mismos se utilizaron para el cálculo de la fluido dinámica computacional. Al finalizar la cirugía virtual, el modelo anatómico y la reconstrucción quirúrgica propuesta se cargan en un navegador virtual online de desarrollo propio para ser analizado en detalle y discutido en ateneo clínico quirúrgico.

El paciente número 1 tiene un análisis secuencial y segmentario de la anatomía cardiaca en que se observa un situs inversus atrial, L-loop ventricular y aorta en L posición. Los métodos diagnósticos utilizados fueron ecocardiograma, tomografía con contraste, cateterismo y reconstrucción 3D en que se observó un ventrículo único con atresia tricúspidea y atresia pulmonar. (Figura 1)

Figura 1

Paciente 1. A y B: Imágenes reconstruidas 3D donde se visualiza en una vista anterior la aorta saliendo en L-posición del ventrículo único de morfología izquierda (estructura de color nacarado). En las imágenes de color turquesa en la figura A, B y C se observa el drenaje de las venas suprahepáticas en posición de situs inversus atrial. La imagen de color azul corresponde a las ramas pulmonares al sistema de Glenn.

En el paciente número 2 el análisis secuencial y segmentario de la anatomía cardíaca mediante el ecocardiograma, la tomografía axial computada con contraste, el cateterismo cardiaco y la reconstrucción 3D de la geometría llevó a un diagnóstico de situs ambiguo atrial, L loop ventricular y L posición de la aorta (arco aórtico derecho) con un canal auriculoventricular desbalanceado de dominancia derecha con atresia pulmonar con insuficiencia moderada de la válvula aurículo ventricular en estadío de Glenn. (Figura 2). En la Figura 3, en A se observa en el cateterismo cardíaco el sistema de Glenn izquierdo junto con la anatomía de las arterias pulmonares, en B se observa el sistema de Glenn derecho junto con las ramas de las arterias pulmonares y en C el drenaje ambiguo de la vena cava inferior en la aurícula única.

Figura 2

Paciente 2. A y B: Imagen de reconstrucción 3D . En color fucsia se observa la aurícula única que recibe las venas pulmonares y la vena cava inferior. En B se ve el drenaje ambiguo de la vena cava inferior en la aurícula única. En ambas figuras se visualizan las geometrías en verde claro de los dos sistemas de Glenn drenando en la estructura de la arteria pulmonar (azul). También se observa el L-loop ventricular en la estructura violeta. La L-posición de la aorta en color rojo.

Figura 3

A: Se observa en el cateterismo cardíaco el sistema de Glenn izquierdo junto con la anatomía de las arterias pulmonares. B: se observa el sistema de Glenn derecho junto con las ramas de las arterias pulmonares. C: se observa el drenaje ambiguo de la vena cava inferior en la aurícula única.

Fluidodinámica Computacional

El dominio del sistema de estudio, definido por el modelo geométrico, lo aproximamos mediante elementos tetraédricos generados por GMSH (C Geuzaine & J-F Remacle,ULiege, Bélgica), un generador de mallas de elementos finitos. (17) Para modelar el comportamiento hemodinámico de la sangre en dicho sistema se resuelven las ecuaciones de continuidad y las de Navier-Stokes (conservación de momento y masa). Se establecieron perfiles desarrollados para las velocidades (Dirichlet) obtenidos de las mediciones de VTI y tipo Neumann para las presiones en las entradas. Para las salidas utilizamos valores de presión flotada tipo Dirichlet y tipo Neumann para las velocidades. Las condiciones en las paredes fueron de no deslizamiento. Como resultado de la simulación se obtienen la componente de velocidad y presión que satisfacen dichas ecuaciones. Los resultados presentados se resolvieron con el software de código abierto OpenFOAM, (18) en principio utilizando el algoritmo SIMPLE (Semi Implicit Method for Pressure Linked Equation) en el estado estacionario. Sin embargo, es frecuente que la solución de estado estacionario resulte inestable y no se alcance la convergencia con tolerancias aceptables, en cuyo caso se recurre a obtener la solución transitoria con un algoritmo tipo PISO (Pressure Implicit with Splitted Operators). Este algoritmo resulta limitado por la necesidad de mantener el número de Courant menor a 1 para producir soluciones estables, restringiendo el paso de tiempo a utilizar e incrementando el tiempo de simulación a valores excesivos. Finalmente, utilizando una combinación de ambos algoritmos, conocida como PIMPLE, se puede incrementar el paso de tiempo hasta alcanzar números de Courant de alrededor de 20, resignando alguna precisión en la evolución temporal, pero manteniendo los valores de caudales en las salidas. El número de Courant es la velocidad del flujo por el paso de tiempo dividido el tamaño de la malla. Si vale 1 significa que el fluido atraviesa una celda en un paso de tiempo.

A partir de las simulaciones de fluidodinámica computacional se estimó la distribución del flujo venoso hepático (DFH); esa cantidad se define como la relación del flujo de sangre de la vena cava inferior y las arterias pulmonares derecha e izquierda y se calcula mediante el seguimiento de partículas en las líneas de flujo. Este valor se considera favorable para valores de distribución entre ambas ramas pulmonares entre el 40 % y el 60 %. Estudiamos estas métricas clínicas en conjunto con las estructuras de flujo y lascaídas de presión para dilucidar los mecanismos que conducen a una mayor disipación de energía o una determinada distribución del flujo hepático. Para estimar el valor de distribución del flujo venoso hepático se desarrolló un software que calcula y visualiza las líneas de trayectoria para un conjunto dado de partículas que recorren el fluido simulado. Esta cantidad se calcula mediante la integral temporal de las componentes del campo de velocidades obtenidas del cálculo de la fluidodinámica computacional. Mediante el conteo visual de estas líneas se estima el porcentaje de la distribución del flujo venoso hepático hacia las ramas. Esto se puede observar en la figura 4 A, en que se visualiza la distribución de velocidades en las ramas pulmonares con un tubo extracardíaco en el paciente 1. En la figura 4 B se ve la distribución de velocidades en las ramas pulmonares con un túnel lateral de cavas en el paciente 2. Para los cálculos asumimos que las paredes de los vasos son rígidas, (19,20,21) los parámetros relacionados con la eficiencia de la conexión cavo-pulmonar total, como la pérdida de potencia y la distribución del flujo venoso hepático en un paciente con un re encaminamiento intrauricular no cambian significativamente respecto de utilizar un modelo de interacción fluido estructura. Suponemos, además que la sangre se comporta como un fluido newtoniano incompresible con una viscosidad constante de 3,71 mPas y una densidad de 1060 kg/m. Las condiciones de contorno para la hemodinámica de un solo ventrículo incluyen a grandes rasgos las paredes y los extremos de los vasos. (22) Para los extremos de los vasos se impondrán condiciones de contorno dadas por las mediciones clínicas descriptas anteriormente y supondremos valores de caudales promediados en uno o varios ciclos cardíacos. Asumimos que las condiciones tanto del caudal sistémico como la distribución de las entradas se conservan antes y después de la cirugía (no cambian las condiciones fisiológicas en el resto del sistema) (23,24,25,26,27,28,29,30,31).

Figura 4

A: Distribución de velocidades en las ramas pulmonares con un tubo extracardíaco en el paciente 1. B: Distribución de velocidades en las ramas pulmonares con un túnel lateral de cavas en el paciente 2.

Resultados

La fluidodinámica computacional predijo en las distintas técnicas quirúrgicas propuestas para completar la conexión cavo-pulmonar total en el estadio Fontan-Kreutzer una distribución del flujo venoso hepático hacia la rama pulmonar derecha de 60% a 65% y a la rama izquierda de 35% a 40%. (Tabla 1).

Distribución del flujo venoso hepático

En la Figura 5 A Se observa la simulación de la distribución de flujo hepático en el paciente 1 con una técnica de tubo extracardíaco con una distribución del 65% del flujo venoso hepático hacia la rama pulmonar derecha y del 35% del flujo hepático hacia la rama pulmonar izquierda utilizando un caudal sistémico de 1,86 litros/minuto. En la Figura 5B se observa que en el paciente 2 la simulación de la fluidodinámica muestra que con la técnica de Fontan de túnel lateral de cavas el flujo hepático se distribuye un 60% hacia la rama pulmonar derecha y un 40% hacia la rama pulmonar izquierda empleando un flujo sistémico de entrada de 2,05 litros/minuto.

Los dos pacientes tuvieron un postoperatorio satisfactorio con una saturación del 95% y la sobrevida fue del 100 % al alta. Debido a la excelente evolución a 4 años estamos extendiendo esta planificación prequirúrgica a pacientes con ventrículo único con anatomía y fisiología compleja. Ninguno de estos dos pacientes desarrollo fistulas arteriovenosas pulmonares.

Figura 5

Distribución de flujo venoso hepático hacia las ramas pulmonares. A: Se observa la simulación de la distribución de flujo hepático en el paciente 1 con una técnica de tubo extracardíaco con una distribución del 65% del flujo venoso hepático hacia la rama pulmonar derecha y del 35% del flujo hepático hacia la rama pulmonar izquierda utilizando un caudal sistémico de 1,86 litros/minuto. B: Se observa en el paciente 2 la simulación de la fluidodinámica que muestra que con la técnica de túnel lateral de cavas el flujo hepático se distribuye un 60% hacia la rama pulmonar derecha y un 40% hacia la rama pulmonar izquierda empleando un flujo sistémico de entrada de 2,05 litros/minuto.

Discusión

Los pacientes con diagnóstico de ventrículo único presentan una amplia gama de variaciones anatómicas que plantean un desafío para la planificación y predicción de la reconstrucción quirúrgica ideal para la realización de la cirugía de Fontan-Kreutzer. La modificación virtual prospectiva de la anatomía del paciente para simular un abordaje quirúrgico combinado con el modelado computacional proporcionó información sobre el impacto fisiológico de diferentes decisiones quirúrgicas.

Las simulaciones realizadas antes de las intervenciones resultaron útiles para lograr una exitosa aproximación que se demostró mediante la técnica quirúrgica utilizada en cada paciente, pero no hemos logrado realizar un estudio de la distribución del flujo venoso hepático hacia los pulmones después de cada intervención, mediante resonancia magnética. Dada la variación del equilibrio del flujo venoso hepático y la resistencia de la vasculatura pulmonar en los pacientes estudiados, así como la experiencia de varios médicos cirujanos y cardiólogos pediátricos que han realizado simulación de flujo para pacientes con diagnóstico de ventrículo único, está claro que no es posible predecir la distribución del flujo hepático basándose únicamente en la experiencia clínica, incluso en grandes centros con una experiencia sustancial con estos pacientes. Los factores que determinan la distribución del flujo venoso hepático hacia los pulmones incluyen la posición de las venas sistémicas (lado de la vena cava superior única o bilateral), el lado de la vena cava inferior, el número de venas suprahepáticas y la distancia de su orificio de desembocadura en la aurícula única, la angulación de las venas a medida que ingresan a las arterias pulmonares y el equilibrio del flujo entre las diferentes venas cavas y otros factores hemodinámicos.

Cabe destacar que el ensamble del grupo interdisciplinario es un trabajo arduo en equipo de muchas horas, con profesionales de distintos ámbitos científicos en nuestro país y conlleva un aprendizaje continuo para poder utilizar estas herramientas en el ámbito clínico de los pacientes dentro de un hospital público. Un punto muy importante es el diseño 3D de la técnica quirúrgica para lograr el diseño lo más aproximado a la realidad geométrica de la anatomía de cada paciente. (32,33) La estrecha colaboración entre los ingenieros del equipo de modelado y los cirujanos es esencial para traducir los detalles del enfoque quirúrgico planificado por los cirujanos en el modelo virtual.

Conclusión

La metodología de reconstrucción 3D de la anatomía de cada paciente combinada con el modelado por fluido dinámica computacional obtenida por el presente grupo interdisciplinario, permitió modelar diferentes escenarios quirúrgicos específicos para los pacientes en estudio. La aproximación desde la física de un problema médico permitió obtener resultados favorables y constituir un método sistemático hacia la aplicación de la medicina de precisión. Esta personalización presenta las ventajas de estudiar con antelación la anatomía de los pacientes en forma virtual, esencial para proponer diferentes escenarios quirúrgicos y optimizar los tiempos en cirugía. La evaluación de cantidades fisiológicas para diferentes escenarios, mediante simulación, permitió aproximar la distribución del flujo venoso hepático hacia ambos pulmones y permitió determinar qué estrategia minimiza o evita la formación de fistulas en el paciente. Esto tiene un impacto directo en la mejora de los resultados a largo plazo luego de completar la conexión cavo-pulmonar total en el estadio de Fontan-Kreutzer