A. Materiales y métodos

Para el desarrollo de la investigación, fue importante determinar el tipo de aneurisma que se deseaba tratar, cuya descripción se observa en la Tabla I.

TABLA I dificultades de las prótesis endovasculares consideradas en el diseño del modelo. 

Con base en varios estudios estadísticos, se evaluó que el tipo I es el que registra mayores incidentes de problemas en pacientes enfermos. Este caso hace mención a:

Tipo I, mala fijación al sitio de anclaje sea IA proximal (Aórtico) o IB Distal (Ilíaco), y se produce cuando hay una fuga de sangre al saco aneurismático a través de uno de los sitios de fijación de la prótesis. Por tanto, esta patología se subdivide de acuerdo con la localización de la fuga en Tipo 1ª, cuando es proximal (extremo aórtico), y Tipo 1B si es distal (extremo ilíaco).

En cualquiera de los dos tipos se produce una separación entre las prótesis y la pared arterial nativa, creando una comunicación directa entre el saco aneurismático y la circulación arterial sistémica^[4].

B. Parámetros y variables del sistema

Para el diseño del stent aórtico regulable (ajustable) se consideró un diámetro máximo de apertura de 3,2 cm, con un diámetro de retracción de 1,18 cm, lo que permite el tránsito del stent por todo el sistema arterial hasta el lugar donde será implantado. El stent es transportado a través de la arteria aorta descendente, la cual presenta un diámetro aprox. de 1,6 cm; la arteria aorta abdominal, que presenta un diámetro aprox. de 3 cm y la arteria femoral, que tiene un diámetro aprox. de 1,8 cm ^[19,20].

El material utilizado para la elaboración del stent fue un polímero poliacetal debido a sus propiedades biocompatibles, flexibilidad mecánica y operabilidad^[24].

Algunas de las investigaciones sobre tratados en diseños de stents han considerado condiciones biofísicas y propiedades mecánicas referentes a tensión del material, resistencia mecánica a la fatiga, resistencia mecánica radial y análisis de expansión-retracción, esto debido principalmente a que los diseños actuales tienen memoria de forma, situación por la cual se encuentran sometidos a condiciones de cargas ^[15-18].

En el diseño desarrollado, estos parámetros y variables no fueron considerados por las siguientes razones: el modelo después de implementado queda en una posición estable y rígida, por lo que su movilidad se da solo en la instalación no generándose efectos de tensión permanente. Además, no se requirió un análisis de fatiga ya que el modelo estará en un estado de fijación permanente inmóvil, cuya única función será la de mantener abierta la aorta para el tránsito del flujo sanguíneo.

La presión del flujo sanguíneo en la arteria aórtica es aproximadamente de 100 mmHg, condición biofísica que no ejerce una fuerza significativa en el stent elaborado con material poliacetal, que tiene una resistencia a la ruptura por compresión igual a 110 MPa ^[24].

Una particularidad del stent diseñado es la posibilidad de expandirse y retraerse mecánicamente, controlado por elementos deslizadores que no generan fuerzas resistivas.

C. Metodología

Se elaboró un esquema de la metodología para el desarrollo de la investigación, la cual se presenta a continuación en la Fig. 2.

Fig. 2 Metodología para la elaboración del stent endovacular. 

A. Modelos de stent endovascular diseñados

Se diseñaron diversos modelos de stent endovascular con un sistema regulable (ajustable), ya que dicha condición permite acomodar el modelo de manera perfecta en regiones arteriales de superficies irregulares, con el fin de evitar el desacoplamiento generado por la actividad del flujo sanguíneo, como se muestra en la Fig. 3.

Fig. 3 Sistema movible mecánico ajustable ^[22]. 

Las dimensiones que poseen los stent de tamaño milimétrico es un factor dimensional que complejizó la labor de obtención de un modelo que brindara apropiada funcionalidad y desempeño dentro de la arteria afectada, lo que se puede observar en la Fig. 4.

Fig. 4 Tamaño milimétrico de los modelos de stents endovasculares ^[23]. 

Durante el proceso se elaboraron diversos análisis computacionales buscando diseños con mayor estabilidad (determinada al momento de abrir el stent de manera controlada y uniforme para evitar complicaciones en la implantación) en la estructura y una mayor área de contacto (puntos o superficies del stent que entran en contacto con la superficie del vaso arterial), con el propósito de asegurar mejor adaptabilidad a la superficie, ajuste y facilidad de implantación.

A continuación, se describen los modelos de stent construidos dentro del proceso de diseño desarrollado. El modelo denominado M1 es uno de los primeros prototipos, el cual fue elaborado mediante la forma de un polígono de 9 lados y 9 segmentos, según Fig. 5 y Fig. 6.

Fig. 5 Diseño de modelo M1 de stent endovascular (parcialmente cerrado) para tratamiento de aneurismas. 

Fig. 6 Diseño de modelo M1 de stent endovascular (totalmente expandido) para tratamiento de aneurismas. 

El modelo M1 presenta un buen desempeño respecto al área de contacto (tres palancas de nueve están en contacto con la superficie) y asegura un buen acople al vaso sanguíneo (articulaciones de palancas con la superficie), sin embargo, fue ineficaz la expansión del modelo una vez localizado en el lugar donde se desarrollaría la apertura (se genera un bloqueo de las palancas), en la apertura, situación que traería dificultades en la implantación, como se ve en la Fig. 7.

También se diseñó un modelo denominado M2 con base en la forma de un polígono de 9 lados y 24 segmentos arqueados, el cual presentó una inadecuada estabilidad (expansión no controlada palancas del modelo que no estuvieran sometidas a movilidad permanente, sino que se mantuvieran estables); sin embargo, se pudo hacer una mejora en el diseño modificando los segmentos (palancas) en arco por segmentos lineales, con lo que se aumentaría la estabilidad del diseño, como se observa en la Fig. 8.

Fig. 7 Diseño de modelo M1 de stent endovascular enmarcado con la circunferencia como área de contacto arterial. 

Fig. 8 Diseño de modelo M2 de stent endovascular enmarcado con la circunferencia como área de contacto arterial. 

Como modelo definitivo denominado M3, se obtuvo el diseño mejorado de stent endovascular considerando las diferentes experiencias y rediseños computaciones. Así, se llegó al diseño en forma de un polígono de 9 lados y 24 segmentos que presentó una adecuada adaptabilidad, determinada por una apertura uniforme, sin bloqueo estructural, de fácil implantación y acoplada a la superficie por medio de 8 puntos en las uniones del stent, como se ve en la Fig. 9.

Fig. 9 Diseño del modelo stent endovascular M3, enmarcado con la circunferencia como área de contacto arterial. 

Dentro de los aspectos de diseño considerados, se enfatizó en los detalles del proceso de instalación física del stent hasta la arteria aortica, pasando a través de la arteria femoral, donde se podrían presentar algunos problemas de embolización visceral.

B. Evaluación y análisis del comportamiento biomecánico del modelo definitivo M3

Se obtuvo un modelo de stent de dimensión en apertura 3,2 cm que se expande homogéneamente, se acopla adecuadamente al vaso sanguíneo a partir de 8 puntos del modelo (articulaciones), no presenta en la implantación colisiones de los mecanismos, no presenta dificultades de transporte del stent por la arteria femoral y se puede expandir máximo 2,75 veces su tamaño inicial, lo cual se muestra en Fig. 10, Fig. 11 y Fig. 12.

Fig. 10 Diseño modelo definitivo M3 de stent endovascular totalmente cerrado. 

Fig. 11 Diseño modelo definitivo M3 de stent endovascular parcialmente abierto con una apertura controlada uniforme. 

Fig. 12 Diseño modelo definitivo M3 de stent endovascular, totalmente expandido.