3 Sustitutos cardíacos 3.1 Sustitutos mecánicos

A comienzos de la década de 1950, la implantación con la válvula de Hufnagel con jaula y bola en la aorta descendente sin precisar Circulación Extracorpórea para tratar la insuficiencia aórtica, señaló el comienzo de la era actual de reemplazo valvular con prótesis. Naturalmente,

su uso decayó para dar paso al resto de las prótesis, una vez desarrollada la Circulación Extracorpórea [III.19].

El progreso científico de los sustitutos cardíacos mecánicos supone un largo camino para su perfeccionamiento, al querer diseñar un elemento artificial de eficiencia hidrodinámica aceptable. Además de simple estructura, aplicando conocimientos de Ingeniería, los dispositivos mecánicos artificiales son de gran relevancia en el avance médico, puesto que son necesarios para alargar la vida humana [III.20].

Queda registrada en la historia médica, el primer diseño de sustituto mecánico desarrollado por Charles Hufnagel, de jaula-bola (Figura III.6). El modelo mecánico fue implantado en el año de 1952, a un paciente con insuficiencia aórtica. Además de mencionar que fue utilizado antes de ser conocida la circulación extracorpórea. Es decir, sin un oxigenador artificial de la sangre que permite la circulación sanguínea en el cuerpo humano. El componente fue manufacturado con una bola de silicona y un tubo de plástico para evitar infecciones en el corazón [III.21].

Figura III.6.- Válvula de jaula-bola desarrollada por Hufnagel

Posteriormente en la década de 1960, fue desarrollada una prótesis más sofisticada a la de Hufnagel, en posición mitral. La estructura de la válvula consistía en una canastilla de material plástico, dentro de este estaba situada una bola de silicona, que se desplazaba hacia arriba permitiendo el flujo sanguíneo, e impidiendo el regreso de este fluido; al ver que los resultados de flujo eran aceptable por médicos cardiovasculares, con el tiempo se diseñaron y

desarrollaron dispositivos en posición aórtica. Dicho modelo llevo el nombre de Starr- Edwards (Figura III.7) [III.22].

Figura III.7.- Sustituto mitral Starr-Edwards, 1960

De acuerdo al punto de vista de la hidrodinámica, esta válvula corresponde a la de flujo lateral. Como referencia documentada, el primer implante de este tipo de prótesis, fue exitoso, puesto que el paciente sobrevivió diez años, falleciendo este de un accidente totalmente ajeno a complicación cardíaca. Tiempo después la estructura de la jaula fue sustituida por acero inoxidable, protegiendo a esta de una tela, con el propósito de evitar el fenómeno de la trombosis, desafortunadamente la tela era causante de disfunción cardíaca, además de no evitar la coagulación. Posteriormente, con el avance en el desarrollo de nuevo materiales, la evolución y rediseño de prótesis cardíacas, llevo a desarrollar modelos con mayor eficiencia, obteniendo el modelo 6000 que consistía de estelita-21, una fuerte aleación no corrosiva de Cobalto, Cromo, Molibdeno y Níquel (aleación de Stellite 21®), a fin de ofrecer mayor resistencia a posibles desgastes [III.23].

Luego con la avance de los materiales se conformó la jaula con aleación de Cromo y Cobalto (aleación de Stellite 21®), a fin de ofrecer la mayor resistencia posible a todos los tipos de desgastes procurando obtener durabilidad óptima y mejor hidrodinámica sanguínea. Con el paso de los años se fueron perfeccionando los modelos prostéticos, el tipo valvular 6120 (Figura I.8), con bola de silicona, jaula de estelita y anillo compuesto de teflón y polipropileno poroso sin costuras.

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Figura III.8.- Prótesis en posición mitral 6120

La parte de metal expuesta es mínima, por extensión del anillo con tela sobre el asiento de la válvula. Para aumentar el tamaño del orifico primario y reducir el gradiente de presión necesario para mover la bola del asiento, el asiento de la válvula tiene una configuración diferente a la del modelo 6000. El sustituto tipo 6320 (Figura III.9), con jaula de estelita totalmente cubierta con tela y bola de estelita hueca con una gravedad específica parecida a la de la sangre. La capa externa de la tela que recubre los topes de la jaula de polipropileno y una capa interna de teflón tejido. El modelo más novedoso de este tipo de prótesis es el 6400, con jaula de estelita parcialmente cubierta con tela, bola hueca. Una sola capa de polipropileno tejido poroso cubre topes, excepto por los carriles que presentan su superficie expuesta. Todas estas concluidas en diseño en 1968 [III.24].

Figura III.9.- Modelo 6320 y 6400 posición Aórtica

A pasar de las dificultades médicas provocadas por la prótesis, al no alcanzar el desempeño hemodinámico de la válvula nativa, fue aceptable y aún es usada por algunos grupos de trabajo

por sus resultados excepcionales [III.25]. Durante ese periodo fueron desarrolladas prótesis de diferentes fabricantes, como fueron; Smeloff-Cutter, Magoverm-Cromie, Braunwald-Cutter, Debakey-Surgitool, entre otras. El desempeño hemodinámico de estas fue pobre, trayendo consigo insuficiencia cardíaca. Así como, la alta incidencia de tromboembolismo que provocaban disfunción protésica.

El mecanismo de cierre de las válvulas de jaula-bola está limitado por una jaula, cuando la válvula está abierta y se asienta en un anillo cuando la válvula se cierra. Dado que la sangre debe circular en forma centrífuga alrededor de la bola, es inevitable la obstrucción de flujo laminar central. Los tres sitios críticos para el flujo sanguíneo anterógado en válvulas con obstrucción central son:

1) El orificio primario en el asiento de la válvula.

2) El orificio secundario formado por un cono truncado desde la circunferencia del asiento hasta el perímetro del mecanismo de cierre el tejido vecino.

3) El orificio terciario que es el área entre el perímetro del mecanismo de cierre y el tejido vecino.

Sin embargo, los fabricantes y diseñadores se vieron en la necesidad de sustituir la bola por un disco, por las dificultades el flujo sanguíneo de éstas. Nombrando a estos sustitutos como jaula-disco (Figura III.10), aún catalogada de flujo lateral. Construida prácticamente de Carbón pirolítico e introducida al mercado médico a fines de la década de 1960. Este nuevo diseño no tuvo gran avance en evitar la formación de trombosis y disfunción cardíaca, por lo que dejo de usarse [III.26].

El siguiente eslabón en la cadena de prótesis son las denominadas nomodisco, su apertura es de mayor rendimiento que modelos anteriores, por lo que se sigue empleando en muchos centros. Se halló un prototipo cardíaco oscilante a fin de la década de 1960, dicho sustituto mecánico, en sus primeras etapas de diseño estaba construido de una placa circular de polioximetileno, sujeto a una guía metálica, haciendo que esta se incline al paso del flujo sanguíneo. Sin embargo, después de ser probada en ganado porcino, estos especímenes fallecían por contaminación de la sangre y un alto grado de tromboembolismo a los pocos días de su reemplazo. El modelo aórtico introducido por el investigador Viking Bjork, fue sujeto a cambios de material, manufacturándose en Carbón pirolítico (Figura III.11).

Figura III.11.- Válvula de disco oscilante

Debido a las modificaciones del material con el propósito de impedir la contaminación del fluido, presentaba hidrodinámica sanguínea aceptable, infortunadamente el disco mostraba desprendimiento en la guía hacia la arteria aorta. Se tiene registro que se habían implantado alrededor de 365 000 sustitutos hasta el año de 1984, fecha en la que aún permanecían con vida las personas intervenidas para el reemplazo [III.27].

En la segunda mitad de la década de 1960 se desarrollaron las válvulas de Wada-Cutter estándar y Lillehei-Kaster con disco que se inclina (Figura III.12). En un intento por minimizar el gradiente de presión transprotéstico, mejorar el flujo anterógrado, eliminar el desgaste y otras complicaciones. En lugar de desplazarse hacia adelante y hacia atrás entre el asiento de la válvula está abierta, aproximándose, así al flujo laminar central sin obstáculos. La inclinación del disco está limitada por struts (topes) unidos al anillo valvular, y el orificio primario está subdividido por el disco con topes en orificios mayor y menor. Un cierto grado

de regurgitación es inherente a estas válvulas a través del pequeño espacio entre la circunferencia del disco y el anillo protéstico; representa casi un 2% del volumen sistólico después de que el disco se ha cerrado [III.28].

Figura III.12.- Válvula de Omniscience, ángulo de la abertura 80°

Los modelos descritos anteriormente presentan un comportamiento hemodinámico afín. Por lo que se tuvo que crear un diseño que consiguiera alcanzar un rendimiento óptimo, eso sin hablar de la generación de trombosis; fue desarrollada la prótesis Medtronic-Hall, ya que el creador de éste elemento lo diseño de tal modo que presentara un orificio central, con disco en apertura de 70º, para permitir que el flujo sanguíneo sea parecido al natural (Figura III.13) [III.29].

Figura III.13.- Válvula Medtronic-Hall

Para aumentar el tamaño del orificio menor de la válvula con disco que se inclina a mediados de la década de 1970 se desarrolló el modelo convexo-cóncavo de Bjork-Shiley. Desarrollada a fines de la década de 1970 y 1980, la generación más nueva de válvulas mecánicas incluye a las monostrut Bjork-Shiley con disco que se inclina, Medtronic-Hall y Omniscience,

Carbomedics, válvulas bibalvulares St. Jude Medical y Duromedics (Figura III.14) [IIII.30- IIII.31].

Figura III.14.- Válvula aórtica de Carbomedics (modelo Top Hat)

A lo largo de la década de 1970, es creado un nuevo dispositivo valvular que prometía ser de primera tecnología. La geometría de la válvula cardíaca presenta dos valvas o paletas semicirculares móviles, de apertura máxima a 85º, ensambladas con mecanismo de bisagra tipo mariposa, que al carecer de costuras o soldadura poseen menores posibilidades de fracturarse, fabricados inicialmente de Carbón grafito, impregnados de Tungsteno, con un baño de Carbón pirolítico (Figura III.15) [IIII.32].

Figura IIII.15.- Válvula St. Jude Medical. Ángulo de apertura de 85º grados

Permitiendo al flujo de fluido pasar a través de tres áreas, dos aperturas mayores a los costados y una menor en el centro de la prótesis, consintiendo un desempeño hidrodinámico mayor al

de las prótesis diseñadas anteriormente, es decir, el flujo de sangre en casi paralelo, laminar y con mínima turbulencia, además de mostrar un comportamiento similar al tejido natural.