PRÓTESIS VASCULARES

Reproducido con permiso de Dr. Juan O. Marín Peralta. Jefe Equipo de Cirugía Vascular Hospital San José, Servicio de Urgencia Área Occidente, Hospital San Juan de Dios.

(En Poblete, R., Patología Arterial y Venosa, Sociedad de Cirujanos de Chile, A. Yuri, Ed., Santiago, Chile, 1994: 609-20)


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 de la prótesis al organismo.
Por el contrario, las prótesis de baja porosidad no producen mayor sangrado durante su implante pero tienen el inconveniente de ser difícilmente incorporadas por el organismo, produciéndose un engrosamiento importante de la neoíntima formada en su interior, con menor capacidad de sujeción y mayores posibilidades de fragmentación, con embolización hacia distal u oclusión aguda de la prótesis.
En la actualidad las prótesis vasculares de mayor uso son las de Dacrón y las de Teflón expandido (PTFE), ambas constituidas por tejidos multifilamentosos. Estos tipos de prótesis no modifican su tensión y resistencia en el tiempo, aunque van perdiendo su complacencia.

PRÓTESIS DE DACRÓN

Este tipo de material corresponde al poliéster, es decir a una fibra textil que, de acuerdo a la forma en que es tejida, tendrá mayor o menor porosidad.
Se encuentra disponible en dos formas de tejido: la primera corresponde a la de punto de tejido (Woven), la cuál es de baja porosidad y por lo tanto no requiere de precoagulación para su implantación; con ello se reduce a un mínimo el sangrado. Este tipo de prótesis está indicado especialmente en pacientes heparinizados o que son sometidos a circulación extracorpórea.
Está particularmente indicado en la sustitución de la aorta principalmente proximal, arterias pulmonares y corrección de anomalías congénitas, es decir en las reconstrucciones arteriales complejas y que demandan una gran pérdida sanguínea. También tiene indicación en los casos de aneurismas de la aorta abdominal rotos.
Sin embargo las prótesis de dacrón woven tienen también algunas desventajas que es necesario mencionar. Son más rígidas y por lo tanto, más difíciles de maniobrar y de suturar. Al mismo tiempo tienden a deshilacharse cuando se les corta en sus extremos al prepararlas para las anastomosis; de allí que se aconseje cortarlas con electrobisturí.
Para llenar las indicaciones antes mencionadas están disponibles en una amplia gama de presentaciones que varían en cuanto a diámetro y longitud. Es posible disponer de tubos rectos que van desde 6 a 38 mm. de diámetro y también existen las formas bifurcadas para el sector aortoilíaco.
El otro tipo de prótesis de Dacrón corresponde a la variedad de punto de malla (Knitted), la cuál es de alta porosidad. Por su estructura son mas elongables y flexibles que las anteriores y, debido a su alta porosidad, requieren de precoagulación para su implante. Este tipo de prótesis viene en la actualidad recubierto en sus dos superficies, vale decir externa e interna por un tejido mas fino, suave y aterciopelado denominado doble Velour, que le confiere un precoagulado más expedito y al mismo tiempo permite su incorporación mas rápida al organismo; además la hace más elongable y fácil de suturar (Figura 1).


Figura 1. Prótesis de Dacrón de la variedad Knitted. Visión de la anastomosis femoral de un puente ilíacofemoral. Se aprecia la buena adaptación de la prótesis cortada en bisel y anastomosada a la femoral común.











Su gran indicación está en la revascularización aortoilíaca por enfermedad oclusiva. También se la puede utilizar en la reparación electiva de los aneurismas aórticos infrarenales. Asimismo se le ha dado amplio uso en la confección de puentes extra anatómicos, como los puentes axilobifemorales y fémorofemorales, aunque para la confección de éstos puentes en la actualidad se prefiere usar PTFE.
De la misma manera se las ha utilizado en reconstrucción femoropoplítea, donde sin embargo los resultados no son óptimos especialmente cuando se implantan por debajo de la rodilla. Esto último, debido a las condiciones de bajo flujo de éste territorio.
También vienen diseñadas en forma de tubos rectos, que van desde 6 a 24 mm de diámetro y en formas bifurcadas, que van desde 12 por 7 a 24 por 12 mm de diámetro.
Estos dos tipos de prótesis pueden ser reesterilizadas en gas o vapor hasta un máximo de tres veces.
En la actualidad disponemos de un tercer tipo de prótesis de Dacrón con la incorporación de aquella que viene recubierta con gelatina o colágeno de bovino (Figura 2).


Figura 2. Prótesis de dacrón revestida con gelatina (Unigraft)










Este elemento tiene la gran ventaja de reducir a cero la porosidad de la prótesis durante su implantación, por lo cual no hay pérdida sanguínea a través de la prótesis y, dado que la gelatina se reabsorbe en forma gradual, permite que la prótesis tenga mejor incorporación. Son muy manejables, fáciles de suturar y menos trombogénicas.
Viene en las dos variedades señaladas, vale decir el tipo Woven y Knitted con doble velour. Es necesario tratar suavemente la prótesis durante su implantación para no dañar el gel.


CONSIDERACIONES PRÁCTICAS PARA EL IMPLANTE DE LAS PRÓTESIS DE DACRÓN.

a) En el momento de ser extraídas de su envase original, deben ser manipuladas con guantes e instrumental limpio, para impedir su contaminación con sangre y permitir cortarlas a la medida, con el objeto de salvar algún trozo que pueda ser reutilizado en otra oportunidad; esto último debido a su costo en nuestro medio.

b) La sangre para aquéllas prótesis que deben precoagularse para su implante deber obtenerse de preferencia de una vena vecina y no de la misma arteria, para prevenir un mayor sangrado en el sitio de punción, y sobre todo prevenir su disección y la embolia de material ateromatoso hacia distal.

c) A pesar de la precoagulación, una vez efectuada la primera anastomosis se recomienda llenar con sangre varias veces la prótesis hasta que desaparezca el sangrado a través de sus poros.

d) Se recomienda extraer toda la sangre y coágulos de la prótesis antes de proceder a la anastomosis distal.

e) El clampeo de la prótesis debe ser suave a fin de no dañar su estructura.

f) Deber usarse agujas de cuerpo cilíndrico y materiales finos de sutura para disminuir el sangrado a través de las líneas de sutura.

g) Deber tenerse especial cuidado en el momento de ocluir con clamps vasculares las prótesis impregnadas con gel para no dañar éste delicado revestimiento.

h) En las prótesis del tipo Woven, es recomendable usar electrobisturí para cortarlas en sus extremos, a fin de prevenir su deshilachamiento y por ende, disminuir la posibilidad de sangrado en la zona de las anastomosis, y a futuro la formación de falsos aneurismas.

i) Es muy recomendable evitar el contacto de la prótesis con la piel del paciente para disminuir la posibilidad de infección; para ello se aconseja utilizar una cubierta protectora del tipo del Steri-Drape.

g) No es aconsejable su uso en trauma vascular, especialmente cuando existe contaminación por rotura de vísceras huecas.

RESULTADOS

En las zonas de alto flujo sanguíneo, como es el caso de las grandes arterias, las prótesis de Dacrón tienen excelentes resultados a largo plazo en lo referente a permeabilidad.
Así, en el sector aortoilíaco las permeabilidades oscilan desde un 85 a 90 % a los cinco años. En el caso de los puentes extraanatómicos como es el puente axilofemoral van desde un 70 a 75 %, resultado aceptable si se piensa que son pacientes de alto riesgo a los cuáles no se les pudo efectuar un puente aortobifemoral.
Lo mismo sucede con los puentes fémorofemorales, cuya permeabilidad va desde un 80 a 85 %.
También se han descrito resultados aceptables en puentes femoropoplíteos sobre la rodilla (50 a 70 %), no así cuando son a la poplítea infrarrotuliana. Por ello en la actualidad se prefiere el uso de PTFE en éste último sector.
En general se puede decir que las prótesis de Dacrón ofrecen buenos resultados a nivel de las grandes arterias, y que cuando se produce su oclusión ella ocurre por progresión de la enfermedad ateroesclerótica en las arterias vecinas.

PRÓTESIS DE TIPO PTFE (TEFLÓN EXPANDIDO)

Las prótesis de politetrafluoroetileno expandido y reforzado (PTFE) pertenecen al grupo de las prótesis no biológicas y de naturaleza no textil. Este material es de muy alta porosidad. Está constituido por láminas transversales de nódulos de PTFE de alta densidad interconectadas con fibrillas de PTFE dirigidas en sentido longitudinal; al mismo tiempo lleva una película de PTFE que la refuerza en su superficie externa (Figura 3).


Figura 3. Prótesis de PTFE anastomosada a la arteria femoral común en un puente axilofemoral.











Con tal estructura la prótesis es muy porosa e hidrófoba, lo que la hace permeable al aire pero no a los líquidos sometidos a presiones fisiológicas.
Es de color blanquecino, de superficie muy lisa y suave, no son corrugadas y por lo tanto son menos elongables que el Dacrón. Es un material mas inerte, por lo que induce menos inflamación y por ser hidrófobo se embebe con facilidad de los líquidos del organismo, y dada su alta porosidad los elementos de la sangre tienden a ocupar con rapidez su estructura. A nivel de su superficie interna se forma una fina capa de fibrina, pero con menos plaquetas debido a su carácter altamente electronegativo, por lo cual es menos trombogénico.
A las dos semanas de su implante se forma una capa de tejido fibroso en su superficie externa que invade los intersticios de la prótesis, por lo cual es muy bien incorporada al organismo. No requiere de precoagulación para el implante, y por ser menos trombogénica tiene una buena utilización en zonas de menor flujo sanguíneo.
Por las propiedades anteriormente mencionadas, el PTFE representa la mejor alternativa cuando no se dispone de vena.
De allí que tiene su gran aplicación en la zona femoropoplítea, e incluso se la usa para el sector infrapoplíteo. También es la mejor alternativa en la confección de fístulas arteriovenosas en los pacientes que serán sometidos a hemodiálisis (Figura 4).


Figura 4. Prótesis de PTFE instalada en el antebrazo de una fístula A-V para diálisis.
















Es la mejor alternativa para la confección de puentes extra anatómicos, como lo son los puentes axilofemorales y fémorofemorales. También se la puede utilizar en revascularización aortoilíaca por enfermedad oclusiva o en la reparación de los aneurismas del sector.
En la actualidad constituye la mejor alternativa en los reemplazos de grandes venas (21).
De allí que hoy en día, las prótesis de PTFE vengan manufacturadas con diferentes características en cuanto a grosor, diámetro y longitud. Incluso existen variedades acompañadas de una cubierta de anillos de Etileno Propileno Fluorado, los cuáles le dan mayor resistencia al acodamiento y a la compresión.
Tienen la gran ventaja de poder ser reesterilizados hasta diez veces sin que se altere su estructura, e incluso el PTFE parece ser más resistente a la infección, por lo cual su uso se ha extendido a los traumas vasculares. Por su gran aplicabilidad, es necesario detallar sus diferentes tipos:

a) Prótesis de pared estándar, cuyo espesor es de 0.64 mm. Se presenta en forma de tubos rectos y diámetros que van de 3 a 14 mm, los cuales se pueden utilizar en revascularización femoropoplítea y distal, accesos vasculares para hemodiálisis y para el reemplazo de arterias de mediano calibre en trauma (subclavia, axilar, ilíaca, etc.) También se la puede utilizar a manera de puentes de derivación en la cirugía de los troncos supra aórticos (22).

b) Prótesis de tipo tubular cónico, que tienen en un extremo un diámetro de 6,5 mm y en su extremo opuesto un diámetro de 4,5 mm. Son de especial aplicación en la revascularización de los vasos tibiales, ya que permiten un mejor acoplamiento con los vasos de pequeño calibre.

c) Prótesis rectas, anilladas y de pared estándar, las cuales vienen parcial o totalmente anilladas para su uso en arterias y venas respectivamente. También se ofrecen en distintos calibres y longitudes. Están diseñadas para soportar los acodamientos y las compresiones. Se las usan en puentes axilobifemorales y fémorofemorales. En las venas, el anillado impide el colapso de la prótesis y si éste es conservado en la zona de las anastomosis disminuye la posibilidad de estenosis.

d) Prótesis bifurcadas, también vienen con pared estándar y por su diseño fisiológico, serían una buena alternativa en la revascularización del sector aortoilíaco, incluso en la reparación de los aneurismas.

e) Prótesis de pared fina. También se las encuentra como tubos rectos de diferentes tamaño y longitud. Incluso existe el modelo bifurcado. Tienen las mismas aplicaciones que las anteriores, pero son de más fácil manejo y sutura. También vienen en la variedad anillada.

f) Prótesis de PTFE Stretch. Es de los últimos diseños y su principal característica es que son mas elongables y de mayor elasticidad, lo que le da un comportamiento mas fisiológico y por su grosor también es una buena alternativa para los accesos vasculares.

g) Hybrid PTFE R. Está diseñada de una sola pieza, lo que la hace muy porosa, suave y de mayor resistencia para los accesos vasculares (Figura 5).


Figura 5. Prótesis de PTFE de tipo Hybrid.













VENA DE CORDÓN UMBILICAL HUMANO

Esta prótesis fue‚ diseñada buscando un sustituto arterial para las revascularizaciones en zonas de arterias de pequeño calibre, como es la zona femoropoplítea y distal.
Es una vena aislada y tratada con glutaraldehido para su preservación. Viene revestida con una malla de Dacrón en su superficie externa, a objeto de prevenir su dilatación y la formación de aneurismas.
Este tratamiento la hace más durable, no antigénica y resistente. Posee las mismas características que la vena autóloga; sin embargo al igual que las otras prótesis, tampoco forma una verdadera íntima después de su implante (19, 20).
En Chile no existe experiencia con este tipo de prótesis y sólo se dispone de información proveniente del extranjero.
Es una alternativa de elección en la revascularización infrainguinal y también se la ha usado en la confección de fístulas arteriovenosas para hemodiálisis.


COMPLICACIONES DE LAS PRÓTESIS EN GENERAL

a) TROMBOSIS.
Es la complicación m s frecuente. Cuando es precoz se debe a un defecto técnico y cuando es tardía generalmente se produce por progresión de la enfermedad ateroesclerótica en las arterias vecinas a ésta
(Inflow y Outflow). También se puede deber a hiperplasia miointimal en las zonas de las anastomosis. Ocasionalmente puede ser secundaria a compresión externa.

b) DILATACIÓN Y FORMACIÓN DE ANEURISMAS.
Esta complicación puede dar origen a trombosis de la prótesis y a embolización distal. Es muy poco frecuente ya que corresponde a un defecto de fábrica de las prótesis.

c) FORMACIÓN DE FALSOS ANEURISMAS.
Se invocan varias causas, como ser exceso de tensión de prótesis, debilidad de la pared arterial especialmente después de una endarterectomía, infección de la zona, malos materiales de sutura y en algunos casos por fragmentación de la prótesis al momento de prepararla para las anastomosis.

d) INFECCIÓN.
Es la complicación más grave, ya que implica sepsis, ruptura a nivel de las anastomosis y hemorragia que puede ser exanguinante e incluso si se trata de una extremidad puede significar la pérdida de ésta.

e) EMBOLIZACIÓN DISTAL.
Se puede deber a pobre fijación de la neoíntima a la prótesis. Puede verse en las prótesis de menor porosidad.

f) HEMORRAGIA EXCESIVA DURANTE LA IMPLANTACIÓN.
Puede deberse a mala precoagulación, pudiendo llegar a la formación de un hematoma periprotésico con el consiguiente riesgo de infección. También puede deberse a sangrado excesivo desde las líneas de sutura.

PARCHES, FIELTROS Y PLEDGETS

Se pueden definir como estructuras similares a las prótesis vasculares no biológicas, es decir materiales de origen sintético y que están destinados a reparar defectos arteriales y venosos. Se los utiliza también para reforzar suturas en arterias de gran calibre o después de una endarterectomía. Además tienen un amplio uso en cirugía cardiaca donde se les destina a cerrar defectos del tabique, reforzamiento en implante de válvulas, suturas en heridas penetrantes cardiacas y reparación de aneurismas ventriculares.
Dada su definición los hay de Dacrón, Teflón y PTFE. En lo referente al Dacrón también se dan las variedades del tipo Woven y Knitted, con o sin doble Velour. Los diferentes materiales difieren entre sí por sus distintos grados de porosidad (Figura 6).


Figura 6. Fieltro de Teflón mostrando su superficie áspera.








En lo referente a los parches de PTFE, son de alta resistencia y menos trombogénicos. Constituyen una excelente alternativa como cierre después de una endarterectomía carotídea y además son de gran utilidad en todo lo referente a angioplastias, como por ejemplo la profundoplastía, estenosis de zonas anastomóticas etc.
Se define a los Pledgets como pequemos parches de Teflón que se presentan en forma de óvalos, cuadrados y rectángulos; sirven para reforzar suturas en arterias de pared adelgazada, en prótesis vasculares y en válvulas cardiacas.

MATERIAL DE SUTURA Y AGUJAS EN CIRUGÍA VASCULAR

Se podrían mencionar algunas características importantes que debieran reunir los materiales de sutura para ésta especialidad:
a) Debe ser resistente a la infección; por lo tanto se prefiere un material de sutura sintético, del tipo monofilamento y no trenzado.
b) Debe ser irreabsorbible, preferentemente en arterias para evitar la posibilidad de falsos aneurismas.
c) Debe conservar su fuerza tensil en el tiempo a fin de soportar los movimientos de la arteria.
d) Las agujas de sutura deben ser finas, ojal cilíndricas y del mismo grosor que el material de sutura, para así disminuir el sangrado a través de las líneas de sutura. También es importante mencionar que la aguja debe tener borde cortante en su extremo, para poder atravesar el vaso sin desgarrarlo.
e) Debe provocar la menor reacción en los tejidos, especialmente hacia el lumen del vaso.
f) Debe ser suave y correr fácilmente para no desgarrar las paredes del vaso.

MATERIALES

a) Seda.
Este material cuando es recubierto por aceite mineral resulta más suave para suturarlo. Puede ser utilizado en venas, pero no así en arterias, ya que con el tiempo se fragmenta y posibilita la formación de falsos aneurismas. Es poco resistente a la infección y en vasos pequeños tiene un mayor riesgo de trombosis.

b) Polipropileno.
Es unos de los materiales de elección en la sutura vascular, especialmente para arterias. Provoca una menor reacción en los tejidos, es irreabsorbible y tiene mayor durabilidad en el tiempo. También conserva su fuerza tensil. Es extremadamente suave y por lo tanto no desgarra las paredes de los vasos. Se desliza fácilmente, por lo que se pueden pasar más de dos puntos antes de traccionar el hilo.

c) Poliéster monofilamento. Tiene las mismas características que el polipropileno. Es de alta resistencia a la tracción y sus nudos son de mayor seguridad.

d) Poliéster trenzado.
Es de las mismas características que el anterior. Lleva una cubierta de silicona, la cuál también le dá una buena suavidad.

e) PTFE.
Corresponde al Teflón del tipo monofilamento. También es no absorbible. Es suave, flexible y compresible. Es fácil de anudar y no tiene memoria al extraerlo de su envase. Dada su naturaleza porosa el tejido penetra en la sutura y es fácilmente incorporado a la zona. No es degradable ni enroscable. Se le utiliza de preferencia cuando se emplean prótesis de PTFE.


HEMOSTÁTICOS LOCALES

Son elementos destinados a facilitar la coagulación en los sitios de sangrado. Como su nombre lo indica, actúan en forma local. En nuestro medio disponemos de por lo menos cuatro tipos:

a) Gelita ( Gelfoam R).
Viene en forma de esponja de color blanquecino de distintos grosores y tamaños. Está hecha de gelatina purificada y es insoluble en agua. Es muy porosa y es reabsorbible por el organismo.
Su mecanismo de acción es a través de su acción como soporte mecánico, facilitando la coagulación. Se piensa que después de liberarse tromboplastina desde las plaquetas, ésta ingresaría a su intersticio desencadenando la coagulación.
En cirugía vascular se la utiliza en las anastomosis vasculares como coadyuvante para disminuir el sangrado a través de las líneas de sutura y además cuando existen superficies sangrantes difusas, como suele suceder después de una reoperación.
Se reabsorbe en un plazo de 4 a 6 semanas y no induce una excesiva cicatrización.

b) Celulosa oxidada (Surgicel R).
Es un producto proveniente de la oxidación de la celulosa. Viene en forma de una gasa fina y blanquecina a manera de un tejido, también insoluble en agua.
Tiene las mismas propiedades que la gelita, en forma tal que al aplicarla sobre una superficie sangrante forma una masa gelatinosa y adherente, la cual se reabsorbe entre 2 y 7 días.

c) Hemostático local de colágeno (Lyostypt R).
Es un fieltro de colágeno de color blanquecino. Está hecho de fibrillas de colágeno natural, es reabsorbible y proviene del bovino. Esta estructura proporciona una matriz ideal para la adherencia de trombocitos y también proporciona un refuerzo adicional para el coágulo. Es capaz de activar per se los factores plasmáticos de la coagulación formando fibrina. Es reabsorbido a las tres semanas.

d) Adhesivo de fibrina (Beriplast P R).
Es un concentrado de fibrinógeno, trombina, factor XIII obtenido de plasma humano, aprotininina y cloruro de calcio.
Su mecanismo de acción est basado en su capacidad de imitar la fase de coagulación en forma fisiológica. Por esto la coagulación es rápida, pudiendo obtenerse a los pocos minutos y produciendo un coágulo permanente. Tiene una alta adhesión a los tejidos.
Viene en forma liquida, en cuatro frascos que contienen los distintos elementos de la coagulación como son el fibrinógeno, la aprotinina, la trombina y el cloruro de calcio.


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