Protesis vasculares

PRÓTESIS VASCULARES

INTRODUCCIÓN

Se pueden definir las prótesis vasculares como aquéllos elementos de tipo sintético destinados a restablecer la circulación en el territorio arterial o venoso, reemplazando en forma total o parcial un conducto o actuando bajo la forma de puentes de derivación.

También se les ha destinado a la confección de fístulas arteriovenosas cuando no se dispone de vena autóloga en los pacientes portadores de insuficiencia renal crónica terminal que requieren de hemodiálisis y en pacientes portadores de cáncer y que precisan de quimioterapia sistémica. Sin embargo es necesario destacar que también dentro de éste rubro están incluidas las prótesis biológicas, las cuales tienen incorporada dentro de su estructura algún elemento de tipo biológico; tal es el caso de la vena de cordón umbilical humana, que está recubierta con una malla de poliéster y las prótesis de Dacrón, que vienen impregnadas con una gelatina que puede provenir de colágeno bovino.

También es necesario mencionar que se emplean indistintamente los términos injerto e implante, en tanto que el término prótesis se refiere exclusivamente a un implante de tipo sintético.

RESEÑA HISTÓRICA

Se realizó la experimentación en la búsqueda de sustitutos arteriales debido a las dificultades que involucraba el empleo a gran escala de los homo injertos e injertos autólogos, tales como la escasa disponibilidad de arterias homologas, la poca idoneidad de venas en algunas zonas vasculares y las alteraciones morfológicas que en algunas ocasiones se observaban a largo plazo en ambos tipos de transplantes hísticos.

Ya en el año 1912, Carrel utiliza tubos de aluminio y cristal recubiertos de parafina (1). También Tuffier desarrolla un tubo de plata recubierto con este mismo material (2). En el año 1942, Blackmore emplea tubos de vitalio y Hufnagel lo hace con tubos de metacrilato de metilo pulimentado (3). Sin embargo todos éstos materiales, aún siendo bastante inertes para el organismo, traían aparejada una alta incidencia de trombosis y dehiscencia de suturas a nivel de las anastomosis, aparte de no ser bien incorporados al organismo.

En el año 1952 Voorhees marca un hito en la cirugía vascular al publicar sus experiencias en perros y seres humanos con el uso de la primera prótesis vascular funcionante, hecha de Vinyon N (4, 5).

Al respecto es interesante destacar que este descubrimiento fue una verdadera inspiración de este notable cirujano, quién trabajando en la búsqueda de un reemplazo de válvula mitral confeccionada con vena cava inferior y utilizando seda a modo de cuerdas tendíneas, observó que éste material se recubría por tejido endotelial en la cavidad cardiaca del animal de experimentación: Por este motivo pensó que si utilizaba un trozo de género como prótesis vascular, éste material podría reaccionar de la misma manera, vale decir ser recubierto por endotelio y así, incorporado al organismo (6).

Tres años mas tarde Edwards y Tapp, en forma casual trabajando con tubos de nylon, diseñan un tubo corrugado, característica capaz de conferir elasticidad a la prótesis, y que previene los aplastamientos por angulación (7).

Con este descubrimiento comienza a surgir el concepto de porosidad de la prótesis; de acuerdo a ésta característica, el organismo sería capaz de formar una capa de fibrina en el interior de la prótesis, que al ser organizada por la acción de los fibroblastos y células endoteliales es capaz de formar una neoíntima de carácter firme, y al mismo tiempo al atravesar este tejido los intersticios de la prótesis, la deja firmemente incorporada al organismo.

Basado en la experimentación con materiales sintéticos de diferentes porosidades, Wesolowski, Fries, Kaulson, De Bakey y Sawyer definen el concepto ideal de prótesis vascular (8).

Después de la utilización del Vinyon N, vino un proceso acelerado de fabricación de materiales sintéticos de mejor calidad en lo referente a porosidad, textura, suavidad, etc. Es así como se utilizaron materiales como el Orlón, el Teflón, y finalmente el Dacrón (9, 10).

De todos éstos materiales, el que dio mejor resultado fue el Dacrón. A partir de él, surgen las variedades del tipo punto tejido (Woven) y las de punto de malla (Knitted), de acuerdo al tipo de tejido. Ambos difieren básicamente en la porosidad.

Pero la investigación no terminó allí ya que se continuó buscando nuevos diseños destinados a modificar la porosidad, orientados por un lado a disminuir el sangrado a través de la prótesis durante la implantación, y al mismo tiempo por su alta porosidad buscar rapidez en la incorporación de la prótesis al organismo. Producto de esta investigación, Hall y Sauvage desarrollaron la prótesis de doble Velour (11, 12).

Debido a la necesidad de tener que precoagular las prótesis para su implantación, con el objeto de disminuir las pérdidas de sangre en casos de reconstrucciones complejas o en pacientes heparinizados, comienzan a aparecer las prótesis impregnadas con gelatina, la cuál les confiere mínima porosidad en el momento de su implante. Los primeros reportes datan del año 1960 (3).

En forma paralela al diseño de las prótesis vasculares, Rosemberg desarrolla en 1962 el hétero injerto de bovino (14), el que fue ampliamente usado ante la necesidad de reemplazar arterias de pequeño calibre; sin embargo, debido a su alta incidencia de aneurismas y de trombosis en forma tardía, son desplazados en 1972 por las prótesis de teflón expandido (PTFE).

Ese año Soyer diseña la primera prótesis de teflón expandido, que emplea para reemplazar la vena cava en animales debido a la necesidad de encontrar una prótesis apta para usar en venas, ya que las prótesis de fabricación textil exhibían una elevada tasa de trombosis en dicho territorio (15).

En 1975, Norton y Eiseman la usan para reemplazar la vena porta en un paciente sometido a una pancreatectomia por cáncer (16). Finalmente en 1976, Campbell reporta los primeros resultados con el uso del PTFE en la revascularizaci¢n infrainguinal (17), constituyéndose hoy en día éste material protésico en uno de los más importantes por su variada aplicación clínica, tanto en arterias como en venas.

Finalmente en 1975, Dardik diseña la prótesis de vena de cordón umbilical humano (18), la cuál hoy a pesar de su elevado costo, tiene una buena aplicación en las zonas arteriales de pequeño calibre, como es el caso de las revascularizaciones infrainguinales.

CARACTERÍSTICAS, TIPOS Y COMPORTAMIENTO BIOLÓGICO DE LAS PRÓTESIS VASCULARES.

En primer término, es importante mencionar los requisitos de una prótesis ideal. Debe ser utilizable en cualquier lugar del organismo; debe ser durable en el tiempo una vez implantada. No debe ser reactiva y debe estar libre de efectos tóxicos o alérgicos. Debe tener buena elasticidad, ser acomodable y fácil de suturar. No debe fragmentarse en sus extremos al ser cortada y no debe angularse en los puntos de flexión. Su superficie debe ser suave para no traumatizar los elementos de la sangre. Debe ser resistente a la infección y no trombogénica. Su costo debe ser razonable y ser reesterilizable sin sufrir alteraciones de su estructura.

Sin embargo hasta la fecha, ninguna de las prótesis existentes cumple todos éstos requisitos.

Ahora bien, no cabe duda que el mejor sustituto a nivel arterial es la misma arteria. Sin embargo, debido a su escasez y escaso diámetro existen pocas aplicaciones de éste principio en la práctica clínica y sólo en forma excepcional se presentan situaciones que permiten usar arteria autóloga, como ocurre con la revascularización miocárdica mediante la arteria mamaria interna y con el uso de la arteria gastroepiploica o epigástrica con idéntica finalidad. Del mismo modo, también se ha utilizado arteria ilíaca interna para reemplazar diferentes pequeños segmentos arteriales de la economía.

Debe considerarse que por su pequeño calibre, la utilización de vena autóloga tiene una limitada aplicación en la clínica. Por idéntico motivo, tiene su máxima aplicación en la revascularización femoropoplítea y de los vasos tibiales en la enfermedad oclusiva de las extremidades inferiores, y también se la utiliza de preferencia en la revascularización miocárdica. Por su diámetro limitado, necesariamente se debe recurrir al uso de las prótesis vasculares en otros territorios del organismo.

Dado que las prótesis son elementos extraños al organismo, su respuesta tiende a aislarlas; éste es el motivo por el cuál cuando son puestas en contacto con la sangre se les deposita primariamente una capa de fibrina, la cuál se organiza rápidamente por la acción de los fibroblastos y células endoteliales provenientes de los segmentos arteriales vecinos a la prótesis, a la cuál se incorporan luego de sobrepasar las líneas de sutura.

Debido a este hecho, se forma una neoíntima que sólo se recubre con tejido endotelial las zonas cercanas a las anastomosis. El tejido conectivo invade además los intersticios de la prótesis, con lo cuál se constituye una neoíntima muy adherida a su superficie interna, que le confiere menos trombogenicidad e impide que se fragmente y produzca embolizaciones distales. Al mismo tiempo éste tejido la hace resistente a las infecciones por vía hematógena y garantiza una buena permeabilidad en territorios de alto flujo.

De allí surge el concepto de porosidad. Para fines prácticos significa que las prótesis de alta porosidad exhiben un mayor sangrado en el momento de su implantación; sin embargo permiten una buena incorporación

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