Proyecto completo

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STENTS UNA SOLUCIÓN A UNA PROBLEMÁTICA DEL LA ESTENOSIS BENIGNA O MALIGNA QUE MEJORAR

LA CÁLIDA DE VIDA DEL PACIENTE

PRESENTADO POR:

ARMANDO ANDRES MERACÓD. 206501

ESTUDIANTE DE INGENIERÍA BIOMÉDICA.DIEGO LUIS RODRÍGUEZ

COD. 2076874ESTUDIANTE DE INGENIERÍA BIOMÉDICA

PRESENTADO A:

CLARA EUGENIA GOYES LÓPEZJEFE DEL DEPARTAMENTO DE INGENIERÍA DE ENERGÉTICA Y MECÁNICA,

ASIGNATURA DE BIOMATERIALES

UNIVERSIDAD AUTÓNOMA DE OCCIDENTE. SANTIAGO DE CALI, 27 DE NOVIEMBRE DEL 2012

Armando Andrés Mera Diego Luis RodríguezEst. Ingeniería Biomédica Est. Ingeniería BiomédicaBiomateriales Biomateriales

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TABLA DE CONTENIDO

1. RESUMEN……………………………………………………………………….4

2. INTRODUCCIÓN………………………………………………………………4

3. OBJETIVOS…………………………………………………………………….5

4. Descripción del proyecto………………………………………………………..6

5. BIOMATERIALES……………………………………………………………..6

5.1. Materiales casi inertes, con una mínima reactividad química.

5.2. Materiales Bioacivos.

5.3. Materiales reabsorbibles.

5.4. Metales

5.5. Polímeros

5.6. Cerámicas

5.7. Carbono

6. MARCO TEÓRICO……………………………………………………………..16

6.1. Efectos Del Material Del Stent En La Circulación Coronaria.

6.2. Stents Medicados Y Trombosis Coronaria

6.3. Stents Medicados De Segunda Generación

6.4. Diseño De Futuros Stents Medicados.

7. Planteamiento del problema…………………………………………………….22

7.1. Caracterización y formulación de un problema

7.2. Planteamiento de la pregunta problema.

7.3. Alternativas de solución.

7.4. Selección de la alternativa con criterios de biomateriales.

7.5. Justificación de la idea del proyecto.

8. METODOLOGÍA………………………………………………………………..25


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9. Análisis de la factibilidad del proyecto…………………………………………26

9.1. Descripción del producto, funcionalidad y arquitectura

9.2. Descripción de obtención del material.

9.3. Tecnología e infraestructura requerida

10. Justificación (necesidad y el problema)…………………………………………29

11. Beneficios potenciales…………………………………………………………….30

12. Referencias bibliográficas………………………………………………………..31

13. Anexos…………………………………………………………………………….33


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1. RESUMEN

Inicialmente este proyecto de investigación dio origen a que se descubrió la necesidad

de mejorar la calidad de vida de los pacientes con dispositivos invasivos stenst ya que

en su gran mayoría presentan una patología conocida como re-estenosis coronaria la

cual es una reacción inflamatoria que se presenta en el tejido después de se dañado o

también esta reacción o patología puede ser ocasionada principalmente a un rechazo al

material del cual se encuentra compuesto el material, teniendo estos factores en cuenta

se encontró que la re-estenosis coronaria tardía es provocada por el material del cual se

encuentra compuesto el dispositivo invasivo con esta información investigando a fondo

se encontró unas válvulas cardiacas que tenían un recubrimiento de carbón pirolitico el

cual es un material que tiene una excelente compatibilidad en sangre y no produce

rechazo alguno se pensó hacer este mismo proceso sobre los stetns para mejorar su

compatibilidad y de esta manera minimizar a casi cero la posibilidad de sufrir de esta

patología; en este documento se encontraran diferentes informaciones importantes a la

hora de la solución al problema inicial tal como las propiedades mecánicas que puede

brindareste tipo de recubrimientos y el proceso en que se hace el mismo.

2. INTRODUCCIÓN

En este proyecto de investigación lo que se busco principalmente es buscar un

biomaterial para hacer un recubrimiento del mismo sobre los stents para que el sistema

inmunológico no generara rechazo a largo plazo sobre el material del que esta hecho el

stent, el material que se buscaba debía cumplir con ciertas condiciones principalmente

que no fuera a cambia las propiedades mecánicas con que ya contaba el material del

stent pero si se quiere que este nuevo recubrimiento sea aceptado por el cuerpo y no

generar ningún tipo de patologías ni a largo ni a mediano plazo y así dar una solución a

la problemática previamente planteada que era la solución a la re-estenosis coronaria

que presentaban la gran mayoría de los pacientes que son intervenidos con esta clase de

dispositivos.


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3. OBJETIVOS GENERAL

Indagar y Revisar en la literatura que materiales existen en el campo de los

biomateriales para que los Stents farmacológicos en un largo periodo de tiempo no

presenten re-estenosis tardía coronaria y garanticen una calidad de vida para el

paciente y disminuir de forma directa la tasa de mortalidad que pueda presentar esta

patología.

OBJETIVOS ESPECÍFICOS

Reconocer e investigar de las propiedades mecánicas de los metales de los

cuales estén compuestos los stents y ver a que fuerzas son sometidos cuando

están dentro del cuerpo del paciente.

Identificar las distintas causas de la patologia en estudio para generar un tipo de

solución que mejore de manera gradual la calidad de vida del paciente y

disminuir los riesgos de mortalidad.

Investigar acerca de como se hace este tipo de recubrimientos de carbón

pirolitico desde su modo de producción hasta las técnicas por las cuales es

posible este recubrimiento.

Conocer toda la infraestructura necesaria para el desarrollo de los recubrimientos

desde la parte o planta física requerida hasta la maquinaria especializada y

esencial para generar las películas de recubrimiento de carbón pirolitico.

Identificar la propiedades que puede sumar esta película de carbón pirolitico

como la exente inercia química y su no toxicidad en presencia de la sangre y no

presentar rechazo alguno cuando es introducido en el carpo.

Generar ideas de diseño de estos dispositivos para minimizar los riesgos de

provocar patologías de tipo inflamatoria.

4. DESCRIPCIÓN DEL PROYECTO.


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Este proyecto es completamente de carácter investigativo pero basado en estadísticas y

resultados reales de otros proyectos que se han realizado de forma similar al

planteamiento de este en donde si tiene los recursos tanto económicos como una gran

muestra de pacientes en los cuales fue posible realizar los estudios pertinentes para

generar una solución a la problemática con datos confiables y reales y de esta manera

deducir las posibles alternativas de solución y escoger la mas adecuada y acorde a la

investigación planteada, debido a nuestras limitaciones tanto económicas como de

tiempo y tecnología no es posible llevarlo de una fase experimental pero nos basamos

en los datos recolectados por literaturas confiables para identificar la problemática y de

esta misma manera generar nuestras propias alternativas de solución y paso a seguir

escoger la que creemos mas pertinente, segura y posible.

5. MARCO TEÓRICO DE BIOMATERIALES

Hoy en día existen diferentes conceptos de lo que realmente es un biomaterial, por una

parte, se tiene que un biomaterial es “un material ideado para interactuar con los

sistemas biológicos, para evaluar, tratar, aumentar o sustituir cualquier tejido, órgano o

función del cuerpo” según la second Consesus Conference on Defifition in

Biomaterials, Chester, UK, 1992. Por otro lado hay quienes definen a los biomateriales

como “aquellos materiales de origen natural o sintético que se utilizan para dirigir

suplementar o reemplazar algunas funciones de los tejidos vivos” o como “una sustancia

sistemáticamente y farmacológicamente inertediseñada para implantación dentro de un

sistema vivo o su incorporación a este” todas estas definiciones son validas para un

biomaterial.

En la actualidad se experimentan materiales de diferente naturaleza, para utilizarlos

como implantes óseos, tales materiales son los metales y sus aleaciones, los polímeros

naturales y sintéticos, biovidrios y cerámicos, además de algunas combinaciones entre

ellos denominados materiales compuestos, estas son algunas de sus aplicaciones

expresadas en la Tabla Nº 1.

Además de las propiedades y las exigencias de cada material según su destino y

aplicaciones particulares, estos deben de cumplir un número de requisitos que son

comunes a todos los biomateriales. El principal requisito es la biocompativilidad, de

acuerdo con una definición que ha sido aprobada por consenso: “la biocompatibilidad se


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define como la habilidad de un material de actuar con una respuesta adecuada del tejido

hospedero, en una aplicación especifica”

Cualquier material aplicable en implantes quirúrgicos tiene un amplio espectro de

posibilidades de reaccionar bioquímicamente al estar dentro del cuerpo. Este espectro de

posibilidades puede dividirse en las siguientes categorías:

5.1 Materiales casi inertes, con una mínima reactividad química

Considerados muy pocos reactivos debido a que son muy pocos solubles cuando están

dentro del cuerpo humano. La reacción fisiológica que toma lugar en los alrededores de

una prótesis hecha de este tipo de materiales es la formación de capsular de tejido

fibroso. Entre los materiales casi inertes están cerámicas como alúmina y el zirconio y

metales como las aleaciones de Cr Cromo y el Acero inoxidable.

5.2 Materiales Bioativos

Este tipo de materiales recibe una respuesta biológica especifica en la interface,

formando enlaces químicos entre el material y el tejido que lo rodea, dentro de este

grupo se encuentran los cerámicos de fosfato de calcio son los únicos que tiene una

estructura similar al hueso ya que los huesos están compuestos entre un 60 y 70% de

mineral casi todo fosfato de calcio, lo que le permite ser un material totalmente

biocompatible.

5.3 Materiales reabsorbibles:

Son llamados reabsorbibles o simplemente Bioabsorbibles, tienen la capacidad de ser

compactibles con el tejido y degradarse en determinado tiempo después de ser

implantado; dando lugar aproductos que no son tóxicos y pueden ser eliminados por el

organismo o metabolizados por estos, generalmente, este grupo está representado por

los polímeros biodegradables, aunque existen ciertos materiales cerámicos los cuales

también son reabsorbibles.

Biomateriales según su naturaleza química

Los biomateriales se pueden clasificar según su naturaleza química en tres grandes

grupos principales: que son los metales, cerámicos y polímeros.


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Tabla Nº 1 “la presente tabla nos enseña algunos de los diferentes tipos de materiales que brindan mejor calidad de vida al paciente tratado en las diferentes lecciones presentadas ya sea por traumatismo, enfermedad congénita u reparación con fin cosmético””Información tomada de ”

LOCALIZACIÓN DISPOSITIVO ETIOLOGÍA MATERIALES

ojo Lente intraocular Cataratas Acrílico(PMMA)Lentes de contacto Problemas de Visión Silicona(SIL),HidrogelesVendaje Corneal Silicona,Acrílicos,Colágeno

Piso Orbital Piso Orbital Fractura del Orbital que Politetrafluoroetileno(PTFE)conduce a visión doble Silicona, PE, Ti(malla)

Banda Escleral Despendimiento de retina SiliconaOjo Artificial Remosion por Truma-enfermedad Acrílico

Oído Marco Oido Externo Perdida o Trauma del oído Silicona, PE, Policloruro deexterno Vinilo (PVC)

Tubo de ventilación Infeccion oído medio, oclusión del PE, PC, Silicona, AceroTubo de eustaquio Inoxidable (A.Inox.)

Nariz Rinoplastia Nariz Congenita en silla Silicona

Barbilla Protesis de Barbilla Barbilla recesiva Silicona

Boca Prótesis Mandibular Traumatismo Anquilosis ProplastTM

Implantes Dentales Traumatismo, Enfermedad Acrílico, Epoxi, Ti, Alúmina,PE ultra alta densidad.

Cara Prótesis Facial Traumatismos Acrílico, PVC, Poliuretano

Cuello Stents Traqueales Reconstrucción Traqueal SiliconaCaja de Voz Perdida de voz por laringectomia Silicona, Acetales, (A.Inox.)

Corazon y Sis-tema Vascular

Marcapasos Arritmia , Bloqueo Cardiaco Epoxi, Silicona (Sil), PTFE,Cardiaco (A.Inox.), Ti.Protesis Vasculares Enfermedad vaculares Carbón Pirolitico, Ti, PTFE,

Silicona, Tejido reprocesado.Bonbas IntraAortica Nesecida de asistencia Cardiaca Poliuretanos Segmentados, Co

polímero Uretano-SiliconaOxigenadores San- Cirugia a Corazon abierto Policarbonato (PC), CauchosGuineos de silicona, poliacetalesVasos Sanguineos Traumatismo y enfermedad PVC, Poliéster(Dacronmyla)y Stents Aleac, Superelasticas Ni-TiProtesis Artificiales Arterioesclerosis, aneuriamas Tejido de poliéster o PTFESuturas Biodegrada Traumatismo o enfermedad Poliuretanos (PU), Polilatida

Esqueleto Placa Craneal Traumatismo Acrílico, Ti(malla)Articulaciones Artritis,traumatismo Compuesto de PE-Fibra de

Carbono, PU, Sil, Aceros,Aleaciones de Ti-Al-V,acrílicos, PE de ultraDensidad, dacron.

Reparacion de Hues Traumatismo y enfermedad Hidroxiapatita, acrílicoTendones Artificiale Tendinitis, traumatismo Silicona, y Poliéster


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5.4 METALES

En particular los metales han sido ampliamente utilizados como biomateriales debido a

sus propiedades mecánicas. Sin embargo, los implantes metálicos presentan una

resistencia mucho mayor a la del hueso, lo cual conlleva al estado de apantallamiento de

tensiones, terminando en una ruptura del hueso. Otra desventaja de los materiales

metálicos para aplicaciones de osteosíntesis es su gran facilidad para corroerse, lo cual

también afecta el comportamiento biológico. La corrosión es un problema general en los

metales, más aún si están inmersos en un medio hostil como es el organismo humano, y

a temperaturas aproximadas a 37°C.

Solo se utilizan unos pocos metales como biomateriales ya que deben satisfacer una

serie de requisitos:los cuales deben ser tolerados convenientemente por el paciente (sus

especies químicas derivadas deben ser toleradas por los tejidos adyacentes).

Resistentes a la corrosión (en presencia de los fluidos biológicosque son muy agresivos).

Buenas propiedades mecánicas como módulo de elasticidad, resistencia mecánica y

compatibilidad con los huesos. Tienen relativamente alto módulo elástico (70-230 GPa)

y su ductilidad (o capacidad para la deformación plástica en general) permite que se

obtengan formas complicadas mediante un abanico de técnicas de conformación.

Los materiales metálicos más comunes utilizados en implantes son:

Aceros inoxidables: AISI 316L, % peso: 67.5 Fe, 18 Cr, 12 Ni, 2.5 Mo, < 0.03 C

Aleaciones de cobalto: ASTM F5758, % peso: 35 Co, 35 Ni, 20 Cr, 10 Mo

Aleaciones de titanio: Ti6Al4V, %peso: 90 Ti, 6 Al, 4 V

Titanio: 100 % Ti

Aleaciones con memoria de forma: NITINOL, % peso: 50 Ti, 50 Ni

Todas estas aleaciones metálicas son resistentes a la corrosión debido a la formación de

una capa pasiva de óxido en la superficie, protegiendo el interior del metal evitando que

avance la corrosión. Las aleaciones basadas en el titanio presentan, hoy en día, el mejor

conjunto de propiedades (mecánicas y frente a la corrosión) de los biometales comunes

para implantaciones óseas. Las aleaciones “con memoria de forma” son utilizadas en

alambres correctores de la posición dental y en Stents gástricos y vasculares. Los usos

más comunes de los biometales son en aplicaciones ortopédicas incluyendo


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sustituciones óseas (reemplazar parte de un fémur o una cadera), fijaciones de fracturas

(clavos internos), fijadores externos, etc. En el campo dental hay muchas aplicaciones

como puentes permanentes y extraíbles, prótesis parciales o totales, correctores

dentales, etc. Muchos dispositivos implantables contienen metales como prótesis

vasculares, válvulas de corazón, electrodos de los marcapasos, etc.

En la Figura Nº 1 se pueden observar unas radiografías mostrando unos fijadores externos, prótesis de cadera y bandas de tensión con agujas en K, utilizados en diferentes fracturas.

Fijadores externos de tibia: d) Cadera AP. Prótesis total no cementada, asegurada con tres bandas de cerclaje. e) Rótula. Fractura fijada con banda de tensión y agujas K.

5.5 POLÍMEROS

Los materiales poliméricos tienen una amplia variedad de aplicaciones en el campo de

la implantología médica, ya que presentan propiedades físicas, químicas y mecánicas

más cercanas a las de los tejidos vivos que en su mayor parte están formados por

polímeros naturales, como las proteínas y los polisacáridos. Además, son de fácil

procesamiento y pueden obtenerse en diversas formas.

Actualmente existen numerosos polímeros utilizados en el campo biomédico. Algunos

de ellos son bioestables o dicho de otra manera, no son biodegradables, y son utilizados

para aplicaciones permanentes, como el polimetilmetacrilato (PMMA), o el polietileno

(PE). En los últimos años se han empezado a utilizar los polímeros biodegradables, para

aplicaciones temporales. Kulkarni introdujeron en los años 60, el concepto de material

Bioabsorbible, en las dos últimas décadas, dispositivos Bioabsorbibles han sido

utilizados en muchas aplicaciones de la cirugía ortopédica, incluyendo la fijación de

fracturas, reemplazo óseo, reparación de hombro, cartílago y menisco, fijación de


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ligamentos y liberación de fármacos. Estos materiales han sido usados en forma de

tornillos, clavos, y placas para cirugía ortopédica, oral y craneofacial, lentes

intraoculares, lentes de contacto.

En la Figuras Nº 2 y 3 se puede observar la morfología de las microesferas de los Biopolímeros y la aplicación de éste biomaterial en el cuerpo.

Microscopía electrónica de microesferas de Biopolímeros

Injerto de piel, antes de ser fijado y cubierto con apósitos

5.6 CERÁMICAS

Los materiales cerámicos tienen enlaces químicos fuertes, tienen alto punto de fusión,

baja conductividad, buena estabilidad química y neutralidad eléctrica. Los cerámicos

son generalmente frágiles y casi siempre se fracturan ante esfuerzos de tensión y

presentan poca elasticidad. Pueden ser fabricados con porosidad lo cual reduce la

resistencia a los esfuerzos, debido a que los poros y otras imperfecciones microscópicas

actúan como entallas o concentradores de tensiones. Tienen elevada resistencia a la

compresión si se compara con los metales, incluso a temperaturas altas (hasta 1500°C).

Bajo cargas de compresión las grietas incipientes tienden a cerrarse, mientras que bajo

cargas de tracción o cizalladura las grietas tienden a separarse, dando lugar a la fractura

Características de los biocerámicos.

Químicamente inerte en muchos ambientes.


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Elevada resistencia al desgaste (aplicaciones ortopédicas y dentales).

Alto módulo de elasticidad y elevada resistencia mecánica.

Estético para acabados dentales.

Excelente como plataforma de crecimiento celular.

Posibilidad de reparar o de sustituir la parte del cuerpo dañada.

Inerte en el cuerpo (o bioactivo según la clasificación).

En general, las biocerámicas son utilizadas en el campo clínico como: implantes

pequeños que no tengan que soportar altas cargas, como por ejemplo los implantes para

el oído medio, recubrimientos sobre metales, refuerzos como el caso de los implantes

dentales, implantes porosos sin cargas para estimular el crecimiento de hueso dentro del

implante o como cementos que se implantan en estado pastoso y fraguan in vivo.

5.7 Carbono

El carbono puede organizarse de varias formas, alotrópicos cristalinos como diamante y

grafito y semicristalinos como el carbono pirolítico.

Entre todos estos, solo el carbono pirolítico es utilizado como material de implante.

Ventajas

Las propiedades mecánicas son altamente dependientes de la densidad.

El grafito pirolítico presenta una resistencia mecánica mucho mayor que la de los

carbones vítreos y la del grafito.

Presentan una excelente biocompatibilidad con los tejidos.

Aplicaciones

La elevada compatibilidad, especialmente con la sangre hace que el carbón pirolítico se

pueda usar como recubrimiento para válvulas de corazón y vasos sanguíneos.

Generalmente se ha utilizado para fabricar compuestos reforzados con fibras de

carbono, dando unas propiedades muy buenas, que dependen de la orientación de las

fibras y por ello se miden las propiedades tanto en secciones transversales como

longitudinales.


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Características de los cerámicos no absorbibles:

Mantienen sus propiedades físicas y químicas durante todo el tiempo que están

implantados.

Resisten a la degradación en ambiente fisiológico

No son tóxicos

No son cancerígenos

No son alergénicos

No producen inflamación

Son biocompatibles

Los materiales de carbono están en todas partes y son de gran interés debido a que la

mayoría de las sustancias que componen los organismos vivos están compuestas de

carbono. Aunque muchos biomateriales y materiales de ingeniería están basados en el

carbono o contienen carbono en alguna forma, el carbono elemental en si también es un

muy importante y exitoso biomaterial.

El carbono elemental se encuentra en la naturaleza de múltiples formas; entre ellas dos

formas cristalinas alotrópicas: el diamante y el grafito. El diamante, de estructuras

cristalina, tienen uniones covalentes tetraédricas Sp3 entre todos sus átomos lo que lo

convierte en uno de los materiales más duros conocidos. El grafito, por su parte tiene

estructuras planas multicapas; la unión covalente Sp2 entre los átomos de una capa es

extremadamente fuerte, sin embargo, las uniones entre diferentes capas de realizan por

fuerzas de van der waals, las cuales son débiles y hacen del grafito un material blando.

Existen muchas formas de carbono elementales que tienen estructura y propiedades

intermedias entre el diamante y el grafito. Estos se conocen como carbonos turbo-

estraticos, los cuales se producen como un espectro de formas imperfectas, que varían

en grado de cristalinidad de amorfos, a alotropos perfectamente cristalinos. Dentro de

esta categoría se encuentra el material conocido como carbón pirolítico, descubierto a

finales de la década de los sesenta y empleado por primera vez en implantes valvulares

en 1968. Desde entonces, se ha convertido en uno de los materiales más utilizados en la

fabricación de válvulas mecánicas; el 95% de las válvulas mecánicas implantadas en el

mundo tiene al menos un componente hecho de carbón pirolítico.


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El carbón pirolítico es un tipo de carbón turbo-estratificado que se produce por la

descomposición térmica o pirolisis de hidrocarburos, como el propano, propileno,

acetileno, y el metano, en ausencia de oxigeno y a altas temperaturas. Sin oxigeno, la

descomposición típica de los hidrocarburos en dióxido de carbono y el agua no puede

tener lugar, lo que ocurre en cambio, es una cascada más compleja de productos de

descomposición que en última instancia resulta En una “polimerización” de los átomos

de carbono individuales en grandes conjuntos macroatomicos [1].

Esta polimerización de átomos resulta en una capa uniforme que cubre a los materiales

que se han de implantar. El carbón pirolítico tiene estructura turbo-estratica. Dentro de

su estructura hay un orden dentro de las capas planas de carbón como en el grafito, pero,

a diferencia de este, no hay un orden de estas entre cada capa. En la estructura cristalina

desordenada, puede haber vacantes y las placas planas están curvadas o dobladas; la

capacidad de las placas planas de grafito para deslizarse se inhibe, lo cual aumenta la

fuerza y dureza del carbón pirolítico con respecto a la del grafito [1] [2].

La pirolisis de los hidrocarburos normalmente se lleva a cabo en un reactor de lecho

fluidizado, el cual hace pasar una corriente de fluidos a través de partículas solidas, a

una velocidad suficiente alta para suspenderlas. Para fabricar componentes de carbón

pirolítico, los hidrocarburos se agregan a la corriente de gas. A las altas temperaturas

con que trabaja este reactor (alrededor de 1000 y 2000 °C), los hidrocarburos se

descomponen y los productos de descomposición forman gotas gaseosas de carbono e

hidrogeno, que se condensan y se depositan en las superficies de los sólidos dentro del

reactor [1]. Después de un tiempo el sustrato está completamente recubierto con una

cantidad entre 300 y 600 micras de carbón pirolítico [3].

Al final de los 60 bajo la colaboración de los doctores Brokos y Vincent Gott, se

descubrió la compatibilidad del carbón pirolítico con la sangre. Esto, aunado a la

durabilidad que le da su estructura, llevo a la utilización de este material en la

elaboración de válvulas mecánicas del corazón. Desde entonces, los componentes de

carbón pirolítico se han empleado en más de 25 diferentes diseños de prótesis de válvula

cardiacas, acumulando una experiencia clínica en el orden de 16 millones de años

paciente [1].

De todos los materiales disponibles para las prótesis mecánicas de válvulas cardiacas,

el carbón pirolítico tiene la mejor combinación de: compatibilidad con la sangre,


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propiedades físicas, mecánicas y durabilidad, lo que añade la durabilidad y la

estabilidad que las prótesis de válvulas cardiacas necesitan para durar toda la vida del

paciente.

Por los buenos resultados obtenidos al usar carbón pirolítico en prótesis valvulares, se

ha extrapolado su aplicación a prótesis ortopédicas para reemplazo de pequeñas

articulaciones tales como los dedos e insertos espinales.

Estudios preliminares de implantes matacarpofalangicos en primates no mostraron

evidencia de desgaste o de escombros relacionados con el desgaste, ni signos de

reacción inflamatoria [4]. Los beneficios a corto, mediano y largo plazo son: la mayor

amplitud de movimientos, alivio del dolor, fijación biológica aceptable y las

complicaciones son limitadas.

Las estructuras del carbón pirolítico le brinda propiedades mecánicas que hacen de este

un material ideal en la fabricación de implantes, su elevada rigidez flexural le

proporciona la estabilidad estructural necesaria para una variedad de aplicaciones de

implantes y su baja densidad permite que los componentes se muevan con mayor

facilidad bajo las fuerzas aplicadas por la sangre circundante, su modulo de Young tiene

valores similares al de hueso cortical de (23GPa) lo que permite que tenga

comportamientos similares y posibilita su aplicación en prótesis ortopédicas. Los

niveles de la resistencia de la fractura refleja la naturaleza quebradiza del material, pero

los carbones pirolíticos isotrópicos, fabricados en lecho fluidizado, son


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extraordinariamente resistentes a la fatiga, en los 30 años de experiencia clínica, no ha

habido casos claros de fallas por fatiga; se han producido pocas fracturas en los

componentes, menos de 60 de los más de 4 millones de componentes implantados y la

mayoría son atribuidos a daños inducidos por manipulación y cavitación [1]. Cabe

destacar también su excelente resistencia al desgaste, evidenciada en estudios de

implantes con pirocarbon-pirocarbon y pirocarbon-hueso. Al no encontrarse evidencia

de desgaste ni en el material pirolítico ni en el hueso.

La peculiar estructura del carbón pirolítico le brinda propiedades físicas, químicas y

mecánicas, que lo hacen compactible con diversos órganos del cuerpo como la sangre y

los huesos. Su biocompatibilidad con la sangre fue reconocida empíricamente por la

prueba de Gott, ya que no produce trombosis al estar expuestos a la sangre durante

largos periodos de tiempos. Su biocompatibilidad con el hueso se evidencia por su

similar modulo de Young y su elevada resistencia al desgaste, que lo hace capaz de

soportar las elevadas tensiones a las que están sometidas los huesos diariamente todo

esto hace del carbón pirolítico el material ideal para la fabricación de implantes

valvulares y ortopédicos.

6. MARCO TEÓRICO

La estenosis en medicina es un término utilizado para denotar la constricción o

estrechamiento de un orificio o conducto corporal. Puede ser de origen congénito o

adquirido por tumores, engrosamiento o hipertrofia, o por infiltración y fibrosis de las

paredes o bordes luminales o valvulares. Estos pueden llegar a ser fisiológica como en

el caso de la estenosis aórtica y esofágica o incluso el propio istmo uterino es fruto de

una estenosis. Se mencionarán algunas complicaciones causadas por este tipo de

patología anómala o benigna Las valvulopatías cardíacas por estrechamiento como

la estenosis aórtica, estenosis mitral, estenosis pulmonar y estenosis tricúspide, también

hace parte de estala estenosis u


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oclusión carotidea, la estenosis de la arteria renal, la estenosis sub-glótica o de la vía

aérea, la estenosis esofágica, la estenosis pilórica, la estenosis de la vía biliar, la

estenosis intestinal, la estenosis espinal; del canal raquídeo o de la vertebral,

la estenosis uretral, la estenosis del orificio prepucial o fimosis, la estenosis del anillo del

orificio vaginaly la dacriostenosis o estenosis del canal lagrimal.

La estenosis es un problema que agobia a una infinidad de personas en el mundo ya sea

por anomalías benignas o malignas el hombre vio la necesidad de la cual se estaba

presentando un problema y se debía de resolver y así contribuir en solucionar o mejorar

la calidad de vida de las personas quienes lo padecían,surgió una idea después de una

convenciónde medicina donde se exponía la utilización del balón coronario donde el

exponente revelo que el índice de muertos por esta técnica era grande, en 1977 se

logroimplementar prótesis para mejorar la calidad de vida de las personas que padecían

esta anomalías, en 1983 se realiza el primer implante de stent aprobado por la FDA para

poderlo comercializar en el territorio Estadounidense sin embargo a esta época ya el Dr.

Julio palmaz ya habían hecho varios implantes a personas en Europa con gran éxito,

conforme transcurría el tiempo se pudo observar que mediante este revolucionario

invento, se mejoraba significantemente la calidad de vida de las personas que padecían

de estenosis, reduciendo la Morbimortalidad, sin embargo con el pasar del tiempo

dentro de esta revolucionario acierto para mejorar la calidad de vida de las personas se

comenzarona presentaruna serie de dificultades a cerca de la implementación de este

implante y que posterior mente llevaba al paciente a un trombo embolismo ocasionando

la muerte súbita. Es aquí donde se proceden,una serie deestudios a realizar e

investigaciones y llegan ala con colusión, de que los materiales utilizados con el tiempo,

el sistema inmunológico reaccionabaante estos tipos de materiales y sus

comportamiento a nivel celular era inflamatorio.

Desde la fecha en que se introdujo el primer stent de forma masiva hasta hoy en día,

este tipo de implante de inimaginable labor para preservar y mejorar la calidad de vida

de los paciente que sufren de estenosis, se ha logrado mejorar y crear nuevos stent mas

seguros y reducir el impacto negativo, una vez sea puesto este dispositivo en la parte

afectada, en el mercado existe infinidad de implantes de tipo Stent ya sehan,Stent CHD

(Coronary heart disease), Stent esofágico, Stent duodenal, Stent de colon, Stent biliar y

Stent pancreático etc.El uso más conocido de los Stentson los de las arterias coronarias,


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esta intervención se realiza con un Stent de metal desnudo, un Stent liberador de

fármaco o de vez en cuando un Stent recubierto.Los Stent coronarios se colocan en un

procedimiento de intervención coronaria percutánea invasiva, también conocido como

angioplastia.

No obstante hoy en día, el estén de metal desnudo 316L (acero inoxidable) no se utiliza

solo, ya que se ha demostrado científicamente que es uno de los principales causantes

de la re-estenosis temprana, no mayor a 30 días y que posterior mente durante un tiempo

prolongado, se verifico que ocasiona trombo embolismo y lleva al paciente a nuevas

intervenciones en el más benigno de los casos y a muchos lesa significado o

desencadenado en una muerte súbita.

Los Stent medicados ofrecen la mejor alternativa disponible no quirúrgica para el

tratamiento de la enfermedad coronaria gracias a su demostrada eficacia. Sin embargo,

estos excelentes resultados han sido opacados en términos de seguridad, principalmente

por la presencia de trombosis de Stent de manera tardía o muy tardía. La comprensión

de los efectos biológicos que ejercen a nivel de la arteria coronaria luego de su implante,

se debe al efecto de la plataforma utilizada, el polímero y la droga que liberan. Los

trastornos de reparación vascular inducidos favorecen la trombosis de Stent y sus

consecuencias clínicas. Los diferentes efectos biológicos de los Stent medicados en las

arterias coronarias, han permite comprender como han surgido rápidamente nuevas

versiones en materiales, diseños, polímeros y medicamentos que reducen los efectos

adversos a nivel coronario, mejorando su eficacia y seguridad.

6.1. EFECTOS DEL MATERIAL DEL STENT EN LA CIRCULACIÓN CORONARIA

Algunos materiales de las plataformas de los Stent parecen promover el desarrollo de

trombosis. Recientemente se ha demostrado la incidencia creciente de respuesta alérgica

al níquel[10] [1]. Los Stent en acero inoxidable (316L) exponen una carga de níquel en

contacto con las células, induciendo una respuesta a cuerpo extraño local. Los Stent

diseñados con celdas abiertas produjeron mayor activación de plaquetas a treinta días en

comparación con aquellos de celdas cerradas [11] [1]. El grosor de los Stent así como el

tipo de polímero utilizado, también desempeñan un papel muy importante al asociarse

con mayor trauma, respuesta inflamatoria, depósitos de fibrina, retardo en la

endotelización y trombosis.


19

La infiltración eosinofílica crónica en la pared arterial, sugiere una reacción de

hipersensibilidad y probablemente se debe a la presencia de polímeros no-erodables de

los Stent medicados. Estas reacciones se observan de manera creciente luego de cuatro

meses del implante [12] [1]. Mientras que el polímero puede tener un efecto en las arterias

coronarias después del implante del Stent, la relación causal entre inflamación inducida

por el polímero y la incidencia de trombosis, solamente se ha observado en una minoría

de pacientes.

6.2. STENTS MEDICADOS Y TROMBOSIS CORONARIA

Pese a que los Stent medicados reducen la re-estenosis coronaria de manera significativa

en comparación con todas las técnicas de revascularización coronaria utilizadas, la

frecuencia de trombosis intra-Stent no ha disminuido en comparación con

BMS(Stentmetálicos). Los Stent medicados se asocian con trombosis tardía, En la

literatura médica se reporta un número no despreciable de trombosis de Stent. Esta cifra

puede ser aún mayor en el contexto del «mundo real» más que en los estudios clínicos (27)

Para aclarar este fenómeno se desarrollaron varias meta-análisiss. Algunos de estos no

revelaron un incremento de riesgo de trombosis en Stent medicados en comparación con

BMS entre ocho y doce meses. Posteriormente, tres meta-análisis atrajeron

especialmente la atención ya que en éstos se demostró que la trombosis de Stent

medicados tenía una incidencia acumulada de 1,3 a 2,9/100 pacientes año. En otros

estudios se demostró que los Stent medicados tienen mayor incidencia de trombosis

tardía que los BMS (28).

Aunque la trombosis de Stent permanece como un evento raro, se considera como una

complicación severa con alta Morbimortalidad. A ello se asocian varios factores

incluyendo características del procedimiento por sí mismo (mala aposición del stent,

sub-expansión, número de Stent implantados, longitud, flujo sanguíneo lento y

persistente, disección residual), características del paciente y de la lesión, diseño del

Stent, y cese prematuro del consumo de terapia anti-agregante entre otros como la

resistencia a la aspirina y al clopidogrel.


19

6.3.STENTS MEDICADOS DE SEGUNDA GENERACIÓN

En respuesta a las limitaciones en seguridad de los Stent medicados de primera

generación, han surgido nuevas alternativas que ofrecen diferentes plataformas,

polímeros y medicamentos (Tabla 1).

El everolimus, un compuesto activo de la familia del sirolimus, se usa en la actualidad

en Stent medicados de segunda generación (Xience V® stent, Abbott Vascular y

Promus® stent, Boston Scientific); ha demostrado un gran efecto anti-proliferativo,

inmunosupresor y citostático. Posee una plataforma en cromo-cobalto con puntales de

bajo perfil con 0,0032" ó 0,0813 mm de grosor, un fluropolímero altamente

biocompatible, durable y no adhesivo, con alta capacidad de carga de droga, gran

adhesión al metal, así como buena ductibilidad y flexibilidad. Este Stent medicado ha

demostrado importantes resultados angiográficos y clínicos cuando se compara con

BMS (Stents Metalicos) y el Taxus® stent (29).

El zotarolimus también es un análogo del sirolimus altamente lipofílico, con

propiedades anti-proliferativas y anti-inflamatorias. El Stents medicado con zotarolimus

(ZES) (Endeavor® stent; Medtronic Vascular), utiliza una plataforma de cromo-cobalto

y un polímero de fosforilcolina también altamente biocompatible. Los componentes del

Endeavor Resolute® comprenden la plataforma y un sistema de polímero Biolinx® que

posee la característica de tener propiedades hidrofílicas (biocompatible, menos pro-

inflamatorio y menos pro-trombótico) e hidrofóbicas (mayor retención y mejor

distribución uniforme de la droga), lo cual podría tener impacto en una mejor reparación

vascular luego del implante. De la misma manera, el zotarolimus inhibe la migración y

proliferación de células de músculo liso vascular y reduce la formación de neoíntima en

modelos animales porcinos y estudios clínicos (30).

El biolimus A9T (BA9 eluting stent) es un polímero bioabsorbible. El pimecrolimus es

un derivado de la ascomicina y posee actividad anti-inflamatoria e inmuno-modulatoria

conocida al bloquear la activación de células T(31). Esta inmunofilina, se une

específicamente al receptor citosólico inmunofilina-macrofilina-12. Este complejo

pimecrolimus-macrophilina inhibe efectivamente la proteína calcineurin-fosfatasa en las

células T. El resultado de este bloqueo de señales es la inhibición de la síntesis de


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citokinas inflamatorias, específicamente Th1 (IL-2, interferón- ), y Th2 (IL-4, IL-10).

El pimecrolimus también ha demostrado prevenir la liberación de citokinas y

mediadores pro-inflamatorios de las células mastocíticas. Los resultados revelan

permeabilidad arterial con baja oclusión (± 29% vs. 41%) y con menor índice de

inflamación (0,78-0,97 vs. 1,08). Se demostraron resultados angiográficos similares con

un mayor diámetro luminal para los stents con pimecrolimus en comparación con stents

con PLLA, lo cual refleja una adecuada reparación vascular similar a los BMS y una

reducción de la respuesta neointimal.

6.4. DISEÑO DE FUTUROS STENTS MEDICADOS

Los Stents medicados ideales deberían inhibir la formación neointimal sin interferir con

la reparación vascular y la re-endotelización, sobre la base de un medicamento con

adecuadas propiedades farmacológicas locales y un polímero biodegradable y

biológicamente inerte. Los nuevos Stents con agentes biológicos que faciliten la re-

endotelización después del implante del Stent representan un objetivo claro en la

tecnología para optimizar la eficacia y la seguridad (Tabla 1).

En la actualidad se han diseñado varias combinaciones que están disponibles en la

práctica clínica. Probablemente se aproximen nuevas mezclas de materiales como

titanium con óxido nítrico, que disminuyan la adhesión de plaquetas y el depósito de

fibrinógeno (32).

En vista de que recientes reportes sugieren que las células progenitoras de endotelio

guardan estrecha relación con las plaquetas, la modificación de la superficie del stent

podría obtenerse por diferentes vías:

Optimizando las propiedades electromecánicas.

Modificando la estructura de la topografía.

Adhiriendo moléculas biomiméticas en la superficie del Stent(33).

En respuesta a estos conceptos se desarrollaron varias estrategias; por ejemplo la

reciente creación de una nano-estructura de titanio, que favorece la re-endotelización


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cuatro veces (34). En modelos animales en los cuales se utilizaron arterias coronarias de

porcinos, se han implantado Stent con péptido cyclic Arg-Gly-Asp, induciendo una

endotelización acelerada que atrae células progenitoras de endotelio (35). El dimetthyl

sulfóxido (DMSO) puede prevenir la proliferación y migración de células de músculo

liso vascular y, al mismo tiempo, reducir la up-regulación de factor tisular en células

endoteliales, células de músculo liso vascular y macrófagos, y disminuir la posibilidad

de oclusión trombótica in-vivo en modelos de arterias carótidas en ratones (36).

Algunas nuevas versiones de Stent medicados en desarrollo, intentan omitir el uso del

polímero controlando la liberación de la droga, usando microporos o diseños de Stent

basados en pequeños reservorios que liberan la droga, tales como nonpolymer-SES(37),

PES y tacrolimus-eluting Stent(38). Se describen hallazgos preliminares con Stent

medicados biodegradables, que procuran una plataforma ideal con biocompatibilidad

óptima y propiedades mecánicas adecuadas que les permitan ser incorporados de

manera correcta(39).

Recientemente, se consideró la combinación de tecnología de Stent bioabsorbibles

(Tabla 2) con la capacidad de liberación de drogas, permitiendo que la plataforma

desaparezca una vez haya cumplido con el objetivo de evitar el retroceso elástico y la

remodelación vascular negativa. El Stent bioabsorbible liberador de everolimus, tiene

una plataforma en poly-D,L-lactic acid (PLLA) y permite la liberación controlada del

medicamento. Este Stent está en evaluación en el ABSORB Trial(40) en el cual ha

demostrado (LL) aceptable, formación neointimal intra-Stent mínima y área de

obstrucción baja.

7. PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA

La disponibilidad de stents es definitivamente de vital importancia Para mejorar la

calidad de vida de los pacientes que padecen de complicaciones basculares coronarias y

cuales quier conducto eferente en los que el stents pueda utilizar, ya que la no

implantación de este dispositivo puede tener consecuencias directas en la vida de los

pacientes, especialmente en los pacientes con enfermedades cardiovasculares y

pacientes con anomalías congenitas en conductos eferentes. Para garantizar la paciente

una buena seguridad sobre el dispositivo, este debe de ofrecer las condiciones

mecánicas ideales para soportar las condiciones engresques que estos dispositivos


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pueden están enfrentados al estar en contacto con medios fisiológicos. En el mercado se

encuentran una gran variedad de estos dispositivos de diferentes componentes en

diferentes Biomateriales pero sobre todo garantizando las mismas propiedades

mecánicas en todos, no obstante se puede evidenciar que este tipo de dispositivos

aunque han logrado reducir los problemas de estenosis, aun no se cuenta con un

dispositivo que logre al menos un 50% de efectividad para un paciente, aun que han

logrado reducir la tasa de mortalidad por reestenosis temprana que se presenta entre la

primera semana del implante, y los 3 meses siguientes, gracias a la inclusión de los

fármacos inmonosupresivos, la función de estos es alteran el proceso inmunológico que

el cuerpo detecta como cuerpo extraño y los anticuerpos como los linfocitos T y

macrófagos Etc. No obstante este método no ha logrado resolver el problema que hoy

en día se vive después de los 3 a 4 años posteriores al implante del Stents sometiendo al

pacientes a nuevas intervenciones o como es más grave y preocupante los puede llevar a

la muerte súbita.

7.1. Caracterización y formulación de un problema.

Investigado acerca de los stents pudimos observar que la problemática que más se

presenta en este tipo de dispositivos invasivos es la presencia de reestenosis tardia a

pesar de los grandes desarrollos tanto en su arquitectura como en su composición (de

materiales ), no obstante se trato de resolver esta problemática al hacer un

recubrimiento farmacológico para prevenir y minimizar los riesgos de una reestinossi lo

cual se logro mitigar esta problemática por un periodo corto de tiempo, previniendo en

su gran mayoría la reestinosis temprana, que era un factor de riesgo de muerte súbita en

corto tiempo, sin embargo se ha logrado observar que en un largo periodo de tiempo

reaparece esta patología en la gran mayoría de los pacientes tratados con estos

dispositivos médicos.

7.2. PREGUNTA PROBLEMA

¿Qué materiales existen en el campo de los biomateriales para que los Stents

farmacológicos en un largo periodo de tiempo no presenten re-estenosis tardía

coronaria?Armando Andrés Mera Diego Luis RodríguezEst. Ingeniería Biomédica Est. Ingeniería BiomédicaBiomateriales Biomateriales

19

7.3. ALTERNATIVAS DE SOLUCIÓN.

Observando diferentes dispositivos invasivos principalmente las válvulas cardiacas

las cuales se les ha aplicado un recubrimiento de carbón pirolitico, seha podido

observar que en el 90% de los pacientes tratados con estos dispositivos no generaron

ningún tipo de rechazo o reacción inflamatoria al tipo de material, y el otro 10% no

ha presentado alguna patología atribuible al material sino a agentes externos.

Alternativas de solución

1. Utilizar este mismo procedimiento de recubrimiento de carbón pirolitico que se hace

sobre las válvulas cardiacas a los Stents para así garantizar que el sistema

inmunológico no genere rechazo asía el dispositivo implantado.

2. suministrar un tratamiento con Stents farmacológico prolongando en el tiempo la

acción del fármaco para que con este se inhibiera las reacciones inflamatorias e

inmunológicas, producidas por el material del dispositivo invasivo implantado.

3. Una de las alternativas ambiciosas y efectivas para la realización de este tipo de

dispositivos seria realizar la reestructuración de los biomateriales que se utilizan

para la fabricasion de Stents, solo se realizaran de carbono pirolítico y materiales de

carburos, proporcionando una mejor comportamiento mecanico , para la obtención

de estos materiales se debería de plantear un sustrato preferiblemente de grafito y

realizar la técnica pirolitica para después eliminar el grafito y obtener un dispositivo

solo de Carbono pirolítico y materiales de carburo.

7.4. SELECCIÓN DE ALTERNATIVA SOLUCIÓN

Debido a la gran aceptación en pacientes con válvulas coronarias implantadas

recubiertas con carbón pirolítico y a pesar de la comparación en cuanto a las otras

alternativas comparando en cuanto a costos y beneficios, nos hemos enfocado por esta

alternativa, ya que nos garantiza un excelente Biocompatibilidad con la sangre y la no


19

toxicidad del material, efectivamente no carcinógenos y no induce hemólisis o una

respuesta inmunológica significativa, los dispositivos médicos usados para contactar

fluidos corporales y tejidos se forman preferiblemente a partir de materiales no

trombogénicos, además, en muchas aplicaciones, los materiales deberán tener

propiedades mecánicas deseables, tales como elasticidad o rigidez, resistencia,

resistencia a la fatiga, resistencia al desgaste y tenacidad de fractura, sin introducir peso

o volumen excesivos, con forme a este tipo de material resulta este una excelente

alternativa para los implante, por esta razón creemos que la alternativa 1 es una de las

posibles soluciones para con este tipo de patologías coronarias que agobia a la totalidad

de los pacientes con alteraciones cardiovasculares quienes son los potenciales afectados

con este tipo de dispositivos coronarios como lo son los Stents.

7.5. JUSTIFICACIÓN DE LA IDEA DEL PROYECTO.

Conforme se observa los análisis estadísticos en cuanto al porcentaje de personas

afectadas por diversos factores de estenosis ya sean estas benignas producidas por

traumas u o patológicamente malignas, no obstante es preocupante la tasa de mortalidad

de los pacientes que presentar reestinosis tardía

8. METODOLOGÍA

Como primera medida se realizara un amplia recopilación de la literatura, y diferentes

centros encargados de la producción de dispositivos, e indagar si en Colombia se está

trabajando con la técnica de para obtener carbono pirolítico, para usarcé en

recubrimientos de cualquier implante medico, mas aun de dispositivos que se relacionen

con el sistema cardiovascular. Y obtener información de casos clínicos donde se hallan

aplicado implantes donde se les haya aplicado recubrimientos con carbón pirolítico.

TIPO DE ESTUDIO.

Cualitativos: Datos cualitativos (textos, narraciones, significados)

El tipo de estudio que se realizara es cualitativo conforme se realicen las respectivas

evaluaciones correspondientes.

POBLACIÓN DE ESTUDIO.


19

La población de estudio son los pacientes con enfermedad cardiovasculares mayores de

50 años dentro de instituciones hospitalarias para garantizar suubicación.

9. ANÁLISIS DE LA FACTIBILIDAD DEL PROYECTO

9.1. DESCRIPCIÓN DEL PRODUCTO, FUNCIONALIDAD Y

ARQUITECTURA

El carbono pirolítico es una forma de carbono que está relacionada con el grafito por

tener en general unión sp2 de átomos de carbono. En contraposición al grafito, el

carbono pirolítico carece de orden cristalino de largo alcance. El grafito pirolítico es una

forma de carbono que tiene orden cristalino mayor que el del carbono pirolítico, aunque

a veces inferior al del grafito cristalino. A diferencia de grafito y del grafito pirolítico, el

carbono pirolítico es isotró-pico con respecto a las propiedades macroscópicas; en otros

términos, tiene propiedades esencialmente uniformes incluyendo, por ejemplo,

resistencia mecánica, en todas las direcciones. La estructura del carbono pirolítico se

denomina “turbostrática” para indicar su naturaleza desordenada y entremezclada.

9.2. DESCRIPCIÓN DE OBTENCIÓN DEL MATERIAL.

Se forma carbono pirolítico a partir de la descomposición o pirólisis de compuestos

conteniendo carbono, tal como hidrocarbonos volátiles. Se forman recubrimientos

gruesos de carbono pirolítico y gra-fito pirolítico por deposición química en fase vapor

(CVD) o por variantes de CVD, tal como CVD mejorada por plasma o CVD asistida

por plasma.

El carbono pirolítico es un material isotró-pico con una estructura grafítica

turboestrática relativamente desordenada, sin excesivas capas planas. Los evidentes

tamaños de cristalita para carbono pirolítico son típicamente del orden de

aproximadamente 3nm a aproximadamente 5 nm. El evidente tamaño de cristalita se

determina a partir de la anchura de picos específicos en el espectro de difracción de

rayos X del material. Dado que el carbono pirolítico se compone de diminutas cristalitas

con orientación esencialmente aleatoria, sus propiedades mecánicas, tal como dureza y


19

resistencia, son esencialmente isotrópicas, es decir, uniformes en todas las direcciones.

Los métodos analíticos adecuados incluyen, por ejemplo, fluorescencia por rayos X

(XRF), métodos con microscopio electrónico de exploración, tales como análisis por

dispersión de longitud de onda y por dispersión de energía de rayos X (EDXA),

espectroscopia electrónica Auger (AES), y espectroscopia fotoelectrónica de rayos X

(XPS). Cada uno de estos métodos analíticos puede cuantificar la composición

elemental de una posición muy cerca o en la superficie de un material.

Dado que el proceso de recubrimiento produce en general capas, incluyendo capas de

transición, de grosor relativamente uniforme, se estima fácilmente el porcentaje en

volumen. Para obtener lecturas aún más exactas, se puede obtener sucesivas secciones

paralelas para análisis superficial terminando la deposición en la capa de interés o por

rectificado mecánico o sección del compuesto. Para identificar composiciones dentro de

una capa de gradiente con composición variable a través de una distancia mensurable, la

composición se puede definir dentro de una capa fina de medición de tal manera que se

pueda hacer una medición útil de la composición.

Durante la deposición del carbono pirolítico, se puede codepositar componentes

adicionales con el carbono pirolítico para formar una aleación o carbono dopado con

propiedades correspondientemente modi-ficadas. El carbono pirolítico aquí referido

tiene más de aproximadamente 50 por ciento en volumen de carbono pirolítico,

preferiblemente al menos aproximadamente 75 por ciento en volumen de carbono

pirolí-tico, más preferiblemente al menos aproximadamente 80 por ciento en volumen

de carbono pirolítico, e incluso más preferiblemente al menos aproximadamente 90 por

ciento en volumen de carbono pirolítico.

Se puede alear pequeñas cantidades de una composición de carburo con el carbono

pirolítico para incrementar la resistencia y/o resistencia al desgaste del carbono

pirolítico. Se estima que se puede codepositar hasta aproximadamente 20 por ciento en

volumen de carburo con el carbono pirolítico sin disminuir el carácter tromborresistente

del carbono pirolítico. Los carburos adecuados para aleación con el carbono pirolítico

incluyen, por ejemplo, carburo de silicio (SiC),carburo de boro (B4C), carburo de


19

tungsteno (WC, W2C), carburo de tántalo (TaC, Ta2C), carburo de niobio (NbC,

Nb2C), carburo de vanadio (VC, V2C), carburo de molibdeno (MoC, Mo2C), carburo

de aluminio (Al4C3), carburo de zirconio (ZrC), carburo de titanio (TiC), carburo de

hafnio (HfC) y sus mezclas.

9.3. TECNOLOGÍA E INFRAESTRUCTURA REQUERIDA

El carbón pirolítico se hace por medio de un sustrato de grafito calentado a 1400 °C en

un horno especial llamado CVD (Chemical Vapor Deposition) donde se pone en un

estado de ingravidez por la disposición del gas bajo presión (típicamente propano). Una

vez que está a 1400 °C los enlaces del hidrogeno se rompen liberando el átomo de

carbono para así formar una unión entre los átomos de carbón, estos se van al grafito

creando una capa gruesa de carbón pirolitico. Después de un tiempo el sustrato está

cubierto con 300 a 600 microns del carbón pirolítico

Este se realiza con una deposición química de vapor (CVD) es un proceso de deposición

donde los precursores químicos son transportados en la fase de vapor a descomponerse

en un sustrato calentado para formar una película. Las películas pueden ser

policristalino epitaxial.

Figura 3.1 Diagrama del CVD.


19

Se usa el CVD ya que es posible crear casi en cualquier metal o no metal, incluyendo el

carbón y el silicón. Ya que el CVD tiene muchas ventajas tales como:

* Alta pureza, con un 99.99% * Alta densidad

* Material de formación muy por debajo del punto de fusión

Por estas ventajas hacen que este método sea tan confiable para realizar el carbón

pirolítico con tanto éxito.

En primer lugar, las presiones usadas en ECV permitir recubrimiento de estructuras

tridimensionales con grandes relaciones de aspecto se realizan a temperaturas de 600ºC

y dependiendo de la técnica así mismo se garantiza la presión y la temperatura.

Hay, sin embargo, algunas desventajas de las enfermedades cardiovasculares que hacen

PVD más atractivo para algunas aplicaciones. Las altas temperaturas de deposición para

algunos procesos CVD (a menudo mayor que 600 ° C) son a menudo inadecuadas para

las estructuras ya fabricadas en sustratos. Aunque con algunos materiales, el uso de

mejorado con plasma CVD o precursores metal-orgánicos puede reducir la temperatura

de deposición. Otra desventaja es que los precursores de CVD son a menudo peligrosos

o tóxicos y los productos derivados de estos precursores también pueden ser tóxicos.

Por lo tanto pasos adicionales tienen que ser tomadas en la manipulación de los

precursores y en el tratamiento de los gases de escape del reactor. También, muchos

precursores para la CVD, en especial los de metal-orgánicos, son relativamente caros.

Por último, el procedimiento de CVD contiene un gran número de parámetros que

deben ser precisa y reproducible optimizados para producir buenas películas

10. JUSTIFICACIÓN (NECESIDAD Y EL PROBLEMA)

Necesidad: la necesidad radica principalmente en identificar un biomaterial para hacer

un recubrimiento que de solución a la re-estenosis coronaria producida por los

dispositivos de tipo invasivo stents que ocasionan esta patología a largo plazo y

disminuye la calidad de vida del paciente en el cual este dispositivo fue implantado.

Problema: el problema es encontrar un biomaterial que no genere rechazo alguno

cuando entra en contacto y es inducido en el cuerpo de un ser humano principalmente

en pacientes con re-estenosis coronaria generado por el rechazo al material del cual esta


19

compuesto el stent y que cumpla con ciertas condiciones como no alterar las

propiedades mecánicas de los mismos..

11. Beneficios potenciales

Los beneficios potenciales que pueden llegar a ser generados por este recubrimiento de

este material sobre los metales que generen rechazo en el cuerpo debido a cierta

incompatibilidad en sangre son muchos ya que mejorarían de manera exponencial la

calidad de vida de los pacientes con los Stents coronarios y no solo con este tipo de

dispositivos también este tipo de recubrimientos pueden llegar a ser utilizados para

generar y desarrollar una nueva de generación de dispositivos médicos los cuales no

tendrán y desarrollaran ningún tipo de anomalía ni patología sin ser afectadas las

propiedades mecánicas que son las que suplen la funcionalidad que se vio afectada.

Beneficiarios:

Personas con afecciones coronarias

Personas con prótesis completas o parciales

Implantes dentales

Disminución en el uso de fármacos inmunosupresores

Personas con alto índice de inflación por trauma o rechazo a materiales en el

cuerpo


19

12. BIBLIOGRAFÍA

[1] Buddy, R.D. y al., et. 2004.Biomaterials Science: An Introduction to Materials in Medicine. 2ad. s.l. : Elsevier Academic Press, 2004. págs. 171-180. pp..

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7. Nueva generación de Stents, con polímero bio-compatible: resultados y seguimiento clínico. Revista chilena de cardiología .... Carlos Caorsi S. , Victoria Barra R. , Ronald Kauffmann Q. , Fernando Pineda A. Nº 4, Santiago : SCIRLO, Diciembre del 2009, Vol. 28. 357-362.

8. Efectos biológicos de los stents medicados en la circulación coronaria. Darío Echeverri, MD. Nº 2, Bogota : Revista Colombiana de Cardiología, Marzo y Abril del 2010, Vol. 17. ISSN 0120-5633.

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17. G. B. Stringfellow, Organometallic Vapor-Phase Epitaxy: Theory and Practice, Academic Press, New York (1994).

12. ANEXOS


19

SITIO ONLINE EN DONDE SE INVESTIGARON ACERCA DE LA ESTRUCTURA Y FUNCIONALIDAD DE ALGUNOS STENTS PRODUCIDOS POR UNA EMPRESA CON

CUBERTURA EN DIFERENTES PAISE DE LATINO AMERICA Y EUROPA

http ://www.medicalexpo.es/fabricante-medical/stent-3677.html?gclid=CIfxn- OrvbMCFQ70nAodxicAOA


http://www.medicalexpo.es/fabricante-medical/stent-3677.html?gclid=CIfxn-OrvbMCFQ70nAodxicAOA

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