Proyecto completo

STENTS UNA SOLUCIÓN A UNA PROBLEMÁTICA DEL
LA ESTENOSIS BENIGNA O MALIGNA QUE MEJORAR
LA CÁLIDA DE VIDA DEL PACIENTE

PRESENTADO POR:

ARMANDO ANDRES MERA
CÓD. 206501
ESTUDIANTE DE INGENIERÍA BIOMÉDICA.
DIEGO LUIS RODRÍGUEZ
COD. 2076874
ESTUDIANTE DE INGENIERÍA BIOMÉDICA

PRESENTADO A:

CLARA EUGENIA GOYES LÓPEZ
JEFE 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 Rodríguez
Est. Ingeniería Biomédica Est. Ingeniería Biomédica
Biomateriales Biomateriales 1

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


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


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.


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.
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

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.


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),Hidrogeles
Vendaje 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 Silicona
Ojo Artificial Remosion por Truma-enfermedad Acrílico
Oído Marco Oido Externo Perdida o Trauma del oído Silicona, PE, Policloruro de
externo Vinilo (PVC)
Tubo de ventilación Infeccion oído medio, oclusión del PE, PC, Silicona, Acero
Tubo 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 Silicona
Caja de Voz Perdida de voz por laringectomia Silicona, Acetales, (A.Inox.)
Corazon y Sis- Marcapasos Arritmia , Bloqueo Cardiaco Epoxi, Silicona (Sil), PTFE,
tema Vascular 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-Silicona
Oxigenadores San- Cirugia a Corazon abierto Policarbonato (PC), Cauchos
Guineos de silicona, poliacetales
Vasos Sanguineos Traumatismo y enfermedad PVC, Poliéster(Dacronmyla)
y Stents Aleac, Superelasticas Ni-Ti
Protesis Artificiales Arterioesclerosis, aneuriamas Tejido de poliéster o PTFE
Suturas 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 ultra
Densidad, dacron.
Reparacion de Hues Traumatismo y enfermedad Hidroxiapatita, acrílico
Tendones Artificiale Tendinitis, traumatismo Silicona, y Poliéster

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


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

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.


 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.


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.


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
[1]
reactor . 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,

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
[4]
reacción inflamatoria . 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

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


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,


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
[11] [1]
comparación con aquellos de celdas cerradas . 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.

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.


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


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


porcinos, se han implantado Stent con péptido cyclic Arg-Gly-Asp, induciendo una
(35)
endotelización acelerada que atrae células progenitoras de endotelio . 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
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?


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
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.


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
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
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.

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
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


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..

[2] Tornier. 2008.Pyrocarbon Manufacturing. 2008. pág. [06 / 11 / 2012]. [En linea]
Disponible en: http://www.pyrocarbon.com/manufacturing.php.

[3] Tornier. 2008.Pyrocarbon Manufacturing. 2008. [En linea Online] Dispomible en:
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4. Francisco Tortoledo R., MD, Braulio Vargas, MD, Juan Simón Muñoz R., MD,
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5. Stents Coronarios y Prevención de Reestenosis: Segunda Parte: Estrategias. M.D., Nabil
Hamdan Suleiman. Nº 4, Mexico : MEDICRIT REVISTA de MEDICINA INTERNA y
MEDICINA CRÍTICA, Agosto del 2006, Vol. 3. 90-99.

6. Reestenosis "muy tardía", sintomática, de un stent coronario. Revista argentina de
cardiología ....Luis A. Kortsarz, Sebastián Saravia Toledo, Oscar A. Otero, Javier A.
Sánchez, Miguel V. Solá. Nº 6, Buenos Aires : versión On-line SCIELO, Diciembre del 2007,
Vol. 75. ISSN 1850-3748.

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.
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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.

9. Ashby, Michael F. y Jones, David R. H.Materiales para Ingenieria 1 (Introduccion a las
Propiedades,las Aplicaciones y el diseño). Madrid : Edictorial Reverte, 2005. Paginas: 271 -
322.

10. Eficacia de un nuevo stent de nitinol fabricado localmente, en el tratamiento de la
obstrucción maligna esofágica. Rodrigo Castaño Llano, Mario H. Ruíz Vélez, Fabian
Juliao Baños, Eugenio Sanín Fonnegra, Oscar Alvarez Barrera, Jorge Lopera Bonilla. Nº
4, Bogota D.C. : s.n., Octubre - Diciembre de 2003, Revista Colombiana de
Gastroenterologia, Vol. 18. ISSN 0120-9957.

Biomateriales Biomateriales
31

11. Brendzel, Avrom, M. y Rodríguez, Richard y Toy, Michelle, Lund.Materiales
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New York (1991).
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(1994).
14. M. Konuma, Film Deposition by Plasma Techniques, Springer-Verlag, New York
(1992).
15. H. O. Pierson, Handbook of Chemical Vapor Deposition, Noyes Publications, Park
Ridge (1992).
16. R. Reif and W. Kern, in Thin Film Processes II, Eds. J. L. Vossen and W. Kern,
Academic Press, New York (1991).
17. G. B. Stringfellow, Organometallic Vapor-Phase Epitaxy: Theory and Practice,
Academic Press, New York (1994).

32

12. ANEXOS

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

33

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