Las prótesis

	Las prótesis
		Dr. Juan Hernandez Orduña

       La reparación de hernias de la pared abdominal y de la región inguinal ocupa uno de los primeros lugares de la cirugía electiva en todo el mundo, y la mayoría de las veces es ejecutada por cirujanos generales. Hay que tomar en cuenta que la enfermedad herniaria es una patología sistémica que afecta no sólo la pared abdominal y la región inguinal, sino toda la economía corporal, debido a defectos del tejido conectivo, principalmente del colágeno, que es una de las proteínas más abundantes del cuerpo y puede estar alterado por diversos factores de tipo genético, bioquímico, metabólico y ambiental, así como por el estilo de vida de los pacientes (herniosis). (Lars, 2006. Bendavid, 2004) Es por ello que siempre deben utilizarse injertos protésicos de malla para su reparación y evitar así la alta incidencia de recidivas al utilizar los tejidos propios del paciente, cuya composición y fisiología están evidentemente alterados. Sin embargo, en el pasado, e incluso hoy en día, se le restó importancia al aspecto socioeconómico de este tipo de cirugías. (Rutkow, 1998)

 En México la   incidencia y prevalencia de las hernias en todas sus modalidades aún no está bien definida, pero se calcula que hasta 20% de la población mundial desarrollará algún defecto herniario en algún momento de su vida. Para calcular el costo del tratamiento de las hernias a corto y largo plazos es necesario tomar en cuenta numerosos factores; sin embargo, actualmente el factor principal es el método utilizado para la reparación, es decir, el empleo de los métodos convencionales con suturas y tensión sobre las estructuras musculo aponeuróticas o el empleo de técnicas sin tensión mediante implantes de material protésico. Se sabe que la tensión sobre las líneas de sutura, sumada a los desórdenes metabólicos del tejido colágeno tanto en su producción como en su degradación, (Read, 1998) son los factores principales que originan los altos índices de recidivas, los altos costos hospitalarios, los tiempos prolongados de incapacidad y el incremento en el riesgo de complicaciones por reoperar en zonas anatómicas deformadas por la fibrosis ocasionada por una intervención quirúrgica previa. La solución a estos problemas llegó con el advenimiento de los materiales protésicos y con el empleo de las hernioplastias libres de tensión, lo cual logró abatir las tasas de recurrencia y el costo de hospitalización al manejar a los pacientes como ambulatorios; asimismo, se redujo en gran medida el tiempo de incapacidad laboral y se mejoró notablemente el costo--beneficio--efectividad y la calidad de vida de los pacientes.

Toda la historia moderna de la cirugía está fuertemente influida por la evolución de la tecnología. Eso es particularmente indudable para el tratamiento quirúrgico de la hernia inguinal, que ha sido completamente revolucionado por la introducción y por la utilización cada vez más difundida de las prótesis. Gracias a estas, el defecto herniario no se corrige más con técnicas anatómicas, como la de Bassini, que contemplan suturas con tensión, sino que se soluciona con una verdadera «sustitución» de la pared. De aquí la exigencia de mejorar los conocimientos en el campo de los biomateriales, que componen las prótesis más comúnmente usadas en la cirugía de la hernia.

La «Biomaterial Consensus Conference», en 1983, ha llegado a un acuerdo en la definición de biomaterial como la sustancia o combinación de sustancias, utilizable sola o bien en combinación y durante un lapso de tiempo variable que puede tratar, aumentar o sustituir una función del cuerpo. Se pueden, por lo tanto, definir como biomateriales todas las materias primas localizables en el mercado como metales y aleaciones, cerámicas, derivados del carbono, polímeros y tejidos biológicos, que se han utilizado y todavía se utilizan en los tratamientos quirúrgicos. Solo algunos de estos constituyen los componentes de las prótesis usadas hoy en la cirugía de la hernia inguinal.

Tabla I. Materiales protésicos para la reparación de los defectos de la pared abdominal

Materiales Biológicos	Piel Aponeurosis Musculo	Auto/alo/xenoinjertos Auto/ alo / xenoinjertos m. grácil pedunculado Vaina m. recto pedunculado
Materiales sintéticos.	Metales y Aleaciones Polímeros	Acero, titanio y aleaciones de cobalto, carbono. Polietileno polipropileno* politetrafluoretileno* ácido polivinílico poliacetato poliamida, polietileno tereftalato* ácido poliglicólico* ácido poliláctico poliglactina*

Referencias Históricas

La primera utilización de los «materiales protésicos» en la cirugía de la hernia inguinal podría remontarse al 25 a.d.C.-50 d.d.C. con el uso de tiras de gasa de celulosa, antes sumergidas en vinagre y después colocadas profundamente en la incisión de la hernia, para estimular la formación de un tejido cicatricial que constituya un sistema de contención para la hernia.

En los siglos siguientes en cambio, se asiste a tentativa de reparación directa del defecto herniario que culmina, al final de 1800, con el tratamiento «racional» anatómico de Bassini

Cinco años después que se conociera el trabajo pionero de Bassini en Padua, la preocupación de que la tensión condujera a la recurrencia. Halsted introdujo las incisiones de descarga y Phelps (1894) reforzó el piso inguinal con alambre de plata.

McArthur (1901) suturaba el triángulo inguinal con una banda pediculada de aponeurosis del oblicuo externo.

Debido a la dificultad para obtener material suficiente, Kirschner, seguido por Callie y LeMesurier, en Canadá, traían injertos de fascia lata, pediculados o libres, desde el muslo. Debido a que la plata se rompía con el movimiento y predisponía a la formación de fístulas,

Burke (1940) comenzó a utilizar el tantalio, finalmente con el mismo resultado.

Babcock (1952) trató con acero inoxidable, pero su rigidez provocaba malestar en el paciente.

La investigación de un material «ideal»  capaz, como teorizó Billroth, de remplazar las estructuras tendinosas y aponeuróticas, comienza en los primeros años de 1900 en Alemania. Las primeras tentativas preveían la utilización de prótesis metálicas de filigrana de plata que, con numerosas variaciones estructurales y técnicas, se han utilizado hasta alrededor del 1950 y se han abandonado por las complicaciones tardías, debidas a la rigidez y a la fragmentación de la misma prótesis.

Los estudios de Burke y de Koontz en los años 40 introducen la utilización de una nueva prótesis metálica, la malla de tantalio, un metal dúctil y maleable que se puede trefilar y luego tejer.

En el mismo periodo, partiendo de la relaboración de una idea de Goepel de 1928, Haas y Ritter describen una malla altamente flexible de anillas de acero inoxidable. Las prótesis de tantalio y de acero inoxidable se han usado profusamente en la cirugía de la hernia inguinal; sin embargo, progresivamente se han abandonado por la elevada frecuencia de fragmentación y por la excesiva reacción fibroblástica inducida.

Un sector importante de investigación concierne a la utilización de tejidos biológicos, como autoinjertos de aponeurosis del músculo oblicuo externo, de aponeurosis femoral, de dermis. A las indudables ventajas de estos materiales, en términos de biocompatibilidad, se oponen numerosos aspectos negativos, entre los cuales destacan la larga duración de la intervención quirúrgica, el mayor malestar postoperatorio, la elevada incidencia de complicaciones quirúrgicas y, en particular, para los injertos dérmicos, el alto riesgo de carcinoma epidermoide, que han reducido considerablemente la utilización y la difusión de estas técnicas.

Desde 1950, se asiste al desarrollo progresivo de la investigación y de la experimentación relativa de los polímeros orgánicos sintéticos derivados de la industria petroquímica.

Acquaviva y Bourret (1948) comenzaron a utilizar prótesis plásticas (el avance industrial más importante del siglo XX), como el nailon. Se probaron otros materiales como Dacron@, fibra de vidrio, Mylar@, Orlon@, teflón, Fortisan, Vinyon, Ivalon y el carbón flexible. Sin embargo, casi todos, en presencia de infección se comportaban como cuerpos extraños que provocaban la formación de abscesos. El Mersilene (poliéster de Dacron) se comenzó a usar en la década de 1950, pero fue Usher quien realizó el sueño de Billroth (1878): "Si pudiésemos crear tejidos artificiales con la densidad y la firmeza de la fascia y el tendón, el secreto de la cura radical de la hernia se habría descubierto." Usher preconizó la colocación de esta prótesis (polietileno, polipropileno [Marlex@) mediante un abordaje anterior de la ingle y publicó 20 trabajos (1958-1963). Reemplazaba el refuerzo por aposición de los planos por injertos que actuaban como refuerzos y no mostraban tensión. Se describió el reemplazo pre peritoneal anterior del piso de fascia transversalis  del  conducto  inguinal  en  hernias  grandes,  primarias,  directas  o  recurrentes  (usando  el abordaje  1876  de  Annadale).  "El  implante  subaponeurótico  en  la  hernia  brinda  un  tipo  nuevo  y mecánicamente bueno de reconstrucción sin tensión y sin la necesidad de incisiones de descarga.

Entre los numerosos materiales a disposición en el mercado (nailon, dacrón, orlón, teflón, etc.), se han impuesto en particular el polipropileno y el e-PTFE. El primero, sintetizado por Natta, premio Nobel italiano, e introducido en el mercado en 1958 por Usher con la denominación de Polipropileno® 50, todavía representa uno de los materiales protésicos más usados para la reparación de la hernia y del laparocele. También para el e-PTFE, derivado del teflón a través de un procedimiento desarrollado en 1963 en Japón y ulteriormente perfeccionado por Gore en 1975 en los Estados Unidos, existen múltiples indicaciones específicamente vinculadas a sus características físicas y estructurales.

El Marlex pasó a ser el estándar comparativo de las prótesis nuevas como la de politetrafluoroetileno expandido (PTFE) (1975). Usher no intentó cerrar el defecto en sí, deslizaba la prótesis bajo los tejidos circundantes en lugar de suturarla a los márgenes. Estableció que (1959): "El uso de la malla como un soporte intraabdominal es más fisiológico que la técnica convencional de aposición, ya que la prótesis está en una posición de mayor ventaja mecánica, comparable al principio de la cámara de la cubierta de un automóvil. Otro concepto de valor documentado por Usher fue el uso de no cortar las prótesis inguinales sino aponerlas con puntos a los lados del anillo interno para permitir una amplia oblicuidad pre peritoneal del cordón espermático. "Más que cortar la malla preferimos suturar sus bordes bien lateral al borde curvo del músculo oblicuo interno, para brindar una plataforma para que el cordón descanse y preservar así la oblicuidad normal del anillo interno" (1964).

Uno de los atributos más importantes del Marlex es la resistencia a la infección; por primera vez (1959) Usher  logró  que  una  prótesis  infectada  curara  in  situ  luego  de  un  drenaje  abierto.  Como  muchos innovadores,  Usher necesitó que otros investigadores confirmaran sus ideas. Durante la década siguiente, Ponka, Shockett, Collier, Criswald y otros agrandaron la serie de User de 183 reparaciones inguinales (1962) y comenzaron a colocar prótesis en todas las reparaciones de hernias. Después, Rives, Stoppa, Flament, Neuman, Lichtenstein, Cilbert, Fitzgibbons y otros consolidaron estas técnicas. En 1989, Peacock inauguró una  nueva era: "El concepto  basado en  la  biología moderna  para  la  reparación  de la  hernia inguinal adquirida durante la vida adulta es aplicar un parche, evitar la tensión y usar anestesia local, de manera que el resultado pueda comprobarse durante la operación". El patrón de oro es la reparación con malla de Marlex sin tensión de Lichtenstein, a ambos lados del triángulo inguinal, entre el arco del transverso por encima y el ligamento inguinal por debajo. La disección alta del proceso vaginal se hace si se corta la prótesis y se apone alrededor del anillo interno.

Un interesante campo de aplicación futuro se abre por las posibilidades de empleo de prótesis compuestas de fibras de carbono, biomaterial disponible desde 1980, pero limitado a la utilización solo experimental por una supuesta potencialidad carcinogenética.

El uso cada vez más aceptado de los biomateriales en cirugía ha estimulado una  investigación científica multidisciplinar, que desarrolla la máxima integración entre disciplinas y competencias diversas, como la medicina, la cirugía, la biología molecular, la química, la física y la bioingeniería. El rápido desarrollo tecnológico y terapéutico de la utilización de las prótesis en la cirugía de la hernia inguinal, ha sido paralelo al adelanto de los conocimientos relativos a las posibles interacciones recíprocas entre biomaterial y huésped.

 

Tapones

Al comienzo del siglo XIX, Cerdy (1797-1856), un cirujano francés, taponó el anillo inguinal externo con piel del escroto invertida, sostenida con puntos. Wurtzer (1789-1858) lo cerró con un tapón rígido. MacEwen (1848-1924), de Clasgow, suturó un tapón de proceso vaginal al anillo inguinal interno con una aguja Reverdin. Sin embargo, Bassini demostró en una autopsia que los sacos herniarios se reabsorben.

Kelly (1898) insertó una bolita de ágata dentro del anillo femoral para reparar la hernia y Cheade (1921) empleó vena safena. Luego, el concepto de taponamiento se abandonó hasta el comienzo de la década de 1960, cuando Neuman lo rescató usando Marlex en el conducto femoral. Su procedimiento fue adoptado por Lichtenstein.

Gilbert (1992) insertó un paraguas protésico dentro del anillo interno. Al año siguiente, Rutkow y Robbins unieron su tapón con un parche de Lichtenstein no suturado. Este uso innovador de las prótesis plásticas aplicado en la cirugía del paciente ambulatorio con una morbilidad mínima fue un avance importante en la herniología.  

Fisiología de la malla.

Es notorio que, de hecho, cualquier cuerpo extraño puesto en un ambiente biológico provoca una serie compleja de reacciones de intensidad variable hasta el rechazo, que condiciona la posterior permanencia. La capacidad de producir reacciones «mínimas» por parte del huésped podrá, por lo tanto, establecer correctamente el material protésico «ideal».

La biocompatibilidad examina la capacidad de que un material interaccione adecuadamente con el huésped. Los factores en condición de influirla pueden derivar, por lo tanto, de características inherentes al biomaterial o al huésped. Por lo que respecta a las primeras, es necesario evaluar principalmente la toxicidad local y sistémica, la antigenicidad y la carcinogenicidad. La acción del organismo contra el biomaterial, en cambio, se mide por medio de la degradación física y química, de la resistencia a las infecciones y de los fenómenos de superficie del biomaterial. La biocompatibilidad puede evaluarse con métodos de estudio in vitro y/o in vivo.

Los últimos desarrollados en animales de laboratorio presentan la mayor contribución a los conocimientos de las prótesis, mediante observaciones histológicas con microscopia óptica y electrónica y la ejecución de pruebas mecánicas y de análisis de superficie.

Las pruebas mecánicas miden las características físicas del biomaterial a examen como la resistencia a la tensión, el coeficiente de tensión, la carga de rotura y la carga de compresión, tanto en condiciones basales como después de la corrosión, deterioro o implantación.

El análisis de superficie comprende una serie de pruebas altamente específicas, que van de la espectroscopia de superficie al estudio del potencial eléctrico de superficie que permiten el análisis de calidad del material.

La respuesta biológica de los tejidos a la implantación de una prótesis sigue las etapas del proceso inflamatorio y se subdivide en fases diferentes.

En las primeras 24-48 horas después de la intervención, se asiste a una reacción inflamatoria aguda debida principalmente al acto quirúrgico que, en presencia de una prótesis, en vez de apagarse gradualmente durante los días siguientes tiende a persistir rodeando la sede de la implantación.

La necrosis de las células que circundan la prótesis y la degranulación de las mastocélulas llevan a un estadio posterior caracterizado por una subida de la permeabilidad basal. Durante esta fase de vasodilatación, se asiste a la progresiva formación de una red de capilares neoformados y, consecuencia de la liberación de factores quimiotácticos, a la llegada de  leucocitos polimorfonucleados. Tal población, que contribuye al deterioro del material extraño presente a través de la secreción de lisozima y otros enzimas hidrolíticos, desaparece en general dentro de 4-6 días, pero, en presencia de una infección o de una prótesis, tiende a permanecer y la inflamación evoluciona hacia una fase crónica.

En el periodo inmediatamente posterior llegan los macrófagos, cuyo número está en relación con la reactividad del organismo estimulada por el biomaterial implantado. También los linfocitos están presentes en cantidad modesta y durante un lapso de tiempo limitado. Su persistencia puede ser índice de la activación de una respuesta inmunitaria.

La observación de células gigantes que derivan de la fusión de macrófagos y monocitos, es señal de la evolución del proceso inflamatorio de forma crónica granulomatosa.

En presencia de materiales biodegradables, las células gigantes se consumen al mismo tiempo que el material. Si este es, al contrario, poco biodegradable, el fenómeno tiende a cronificarse y se une a la creación de una nueva red vascular con la activación de los fibroblastos y deposición de colágeno (tejido de granulación). El comportamiento de los tejidos en el área que circunda el implante de un biomaterial depende de factores propios de la prótesis, como la inercia química, las dimensiones, la geometría y las características de la superficie.

Se ha observado, por ejemplo, que en el área de los puntos en los ángulos de la malla se manifiesta una reacción fibroblástica más intensa que no alrededor de otros segmentos. Se deduce de ello que cuanto más redondeadas son las orillas de una prótesis, más homogénea es la fibrosis consecuente a la implantación. También la sede anatómica en que se coloca la prótesis puede condicionar la reacción del huésped.

La intensidad de la reacción fibroblástica está en relación con la porosidad del material protésico: las mallas de material poroso estimulan una reacción más pronunciada con respecto a aquellas  no porosas. En particular, se ha observado que, para conseguir una rápida proliferación del tejido conectivo vascularizado, los poros tienen que presentar un diámetro comprendido entre  50-200 micras. La porosidad de una prótesis no condiciona solo la penetración del material protésico, sino también la incidencia de la infección quirúrgica. Esta es causa de la penetración de las bacterias por los poros y por los intersticios de las fibras que componen la malla, y de su anidación.

Cuando los poros son inferiores a 10 micras, los granulocitos y los macrófagos que superan tal dimensión no pueden neutralizar y destruir las bacterias. Los poros más anchos previenen, por lo tanto, el crecimiento de las bacterias y, al mismo tiempo, permiten una rápida fibroplasia y angiogénesis con ulterior incremento del sistema de defensa en la infección.

Recordar tamaño de bacterias es de 1m y el de los macrofagos de 10m. Si se usa una microporosa las bacterias se anidan pero los macrofagos no pueden llegar por lo tanto una infección. El tamaño de fibroblastos necesarios para el crecimiento de tejido  es de  75m aproximadamente.

Peso de la malla

De acuerdo con su peso, las mallas pueden ser pesadas (cuando pesan entre 46 y 100 g/m2), ligeras (cuando su peso es de 29 a 45 g/m2) y ultraligeras cuando su peso es de 28 g/m2 o menos.

Prótesis pesadas

Las mallas tradicionales tienen un peso estructural que ronda los 100 g de polipropileno por metro cuadrado (por ejemplo, la malla ProleneR, de Ethicon, tiene un peso estructural de 108 g/m2).

Un trenzado cuadriculado “convencional” de una malla de polipropileno con hilos de aproximadamente 0.8 mm de diámetro espaciados alrededor de 0.8 mm tiene entre 64 y 81 “entrecruzamientos” por centímetro cuadrado. Dichos entrecruzamientos son denominados usualmente como “poros”. Ahora bien, el trenzado usual de las mallas de polipropileno no está confeccionado con cruces o cuadrados, sino con un “tejido de punto”, como el de los bordados, que aunque tiene el mismo número de poros y más o menos el mismo grosor de fibras, tiene más metros lineales de polipropileno, con un peso promedio de 108.5 g/m2. Las mallas con este tipo de trenzado se denominan “mallas pesadas”.

Prótesis ligeras

Puesto que el polipropileno genera una gran respuesta inflamatoria con depósito de polimorfonucleares, fibroblastos y macrófagos, y esta respuesta se mantiene durante largos periodos de tiempo se consideró que la cantidad excesiva de polipropileno en las mallas tiene una relación directa con los efectos secundarios reportados, por lo que surgieron mallas con 50% o menos contenido de polipropileno que las mallas “convencionales”. El primer método para reducir la cantidad de polipropileno por metro cuadrado de tejido consistió en cambiar la estructura del trenzado; la confección de mallas con poros más grandes logró reducir la densidad de polipropileno por metro cuadrado. Los nuevos trenzados tienen poros de 3 a 5 mm de diámetro, por lo que se logró reducir el índice de encogimiento de 13 a 10%. El límite en la reducción del peso de polipropileno por este método es de 50 g/m2, ya que una malla con un trenzado más espaciado tiene una maleabilidad inaceptable.

El otro método utilizado para lograr una disminución aún mayor de la concentración de polipropileno consiste en trenzar el polipropileno con un material biodegradable que le proporcione soporte estructural a la malla. Una alternativa reciente para lograr una reducción importante en la concentración de polipropileno sin perder maleabilidad y sin adicionar materiales biodegradables en la estructura de la malla consiste en la incorporación de metales altamente biocompatibles en la estructura molecular del polipropileno.

En 1997, Amid, según el diámetro de los poros y de los intersticios, calculados en las tres dimensiones, propuso una clasificación de las prótesis en 4 tipos, de los cuales los tres primeros se utilizan en cirugía herniaria.

 Tabla II Clasificación de las prótesis sintéticas (Según Amid)

Tipo I	Prótesis totalmente macroporosas (poros>75 micras).	Mallas            de         polipropileno monofilamento
Tipo II	Prótesis  totalmente  macroporosas  (poros <10  micras)  por  lo menos en 1 de las 3 dimensiones.	Mallas de e-PTFE
Tipo III	Prótesis  macroporosas  con  componentes  multifilamento  o microporosas	Mallas de poliéster Mallas            de         polipropileno monofilamento Mallas de e-PTFE perforado
Tipo IV	Prótesis con poros submicras

Se puede evitar la infección usando prótesis de tipo III y, sobre todo, de tipo I, que favorecen también la mejor incorporación hística. También las modificaciones estructurales que una prótesis sufre con el tiempo, constituyen importantes parámetros de estudio, por otra parte todavía no bien examinados. Se ha verificado, por ejemplo, que el polipropileno sufre con los años una coartación que, según su complexión, puede alcanzar el 75%.

La investigación en el campo de la ingeniería química y textil ha puesto al alcance de la mano numerosos materiales y diferentes prótesis con características profundamente diversas, tanto por lo que respecta a los parámetros físicos y mecánicos como a los resultados de los estudios histológicos. En cuanto a las características intrínsecas de las prótesis, hay muchas variedades de mallas que se diferencian por su estructura, componentes químicos, morfología y resistencia mecánica.

En el comercio hay prótesis de materiales químicos diferentes y cada una muestra una diversa elaboración de malla, trenzada o no, en mono o plurifilamento, con diferente orientación de las fibras, con diversa porosidad, diferente espesor, con superficie lisa o arrugada, con orillas redondeadas o no, etc. La gran variabilidad deriva de la aspiración de obtener una prótesis «ideal» constituida, ante todo, de un biomaterial «ideal», así como señaló Cumberland y Scales y posteriormente de Hamer-Hodges y Scott.

Tabla  Características del biomaterial «ideal» (Según Cumberland y Scales)

•    No tiene que modificarse con los fluidos hísticos.

•    Tiene que ser químicamente inerte.

•    No tiene que provocar reacciones inflamatorias o por cuerpo extraño.

•    No tiene que ser carcinogenético.

•    No tiene que provocar alergias o hipersensibilidad.

•    Tiene que resistir a las deformaciones mecánicas.

•    Tiene que fabricarse en la forma requerida.

•    Tiene que ser esterilizable.

Para la cirugía herniaria hay también que introducir el concepto de prótesis idonea, es decir, una prótesis que, superados los requisitos requeridos a un biomaterial, sea adecuada para la técnica quirúrgica escogida. Eso es particularmente significativo no solo en la cirugía de las hernias incisionales (laparoceles), sino que también se adapta a la cirugía de la hernia inguinal, para la cual algunas propiedades físicas, como, el espesor o la flexibilidad, pueden constituir, a su vez, una ventaja o un inconveniente para la ejecución de una establecida técnica quirúrgica.

A tal propósito, Bendavid introduce ulteriores requisitos para la prótesis «ideal», como la flexibilidad, la manejabilidad, la resistencia a las infecciones y, si infecta, la posibilidad de un tratamiento local, así como, el bajo precio.

El mercado de las prótesis, en la actualidad está en continua expansión. Por parte de la industria, se señala, de hecho, el continuo perfeccionamiento de las propiedades de las prótesis.

Tabla Propiedades de las prótesis sintéticas

•        Elasticidad multidireccional.

•        Flexibilidad.

•        Memoria.

•        Adaptabilidad.

•        Porosidad (amplitud de los poros).

•        Visibilidad de las estructuras subyacentes.

•        Características de las orillas no cortadas.

•        Aspereza de la superficie.

•        Respuesta al corte (deshilachamiento, desgarro, deformación.

•        Respuesta a la sutura (penetración de la aguja, retención a la sutura).

Al cirujano se le plantea no solo un problema de elección para optimizar los resultados de la hernioplastia (menor incidencia de recidiva, mejor confort para el paciente), sino también el del conocimiento de los numerosos productos disponibles

Tabla  Prótesis sintéticas

Prótesis no reabsorbibles Poliéster, Polípropileno, Politetrafluoretileno expandido (e-PTFE)

Prótesis reabsorbibles      Ácido poliglicólico, Poliglactina 910

Prótesis compuestas

El estudio de las características de las prótesis llega a ser así la premisa para un correcto empleo. La estructura química del biomaterial, el tipo de textura y las características del hilado condicionan, en realidad, las propiedades mecánicas y la biocompatibilidad de la prótesis.

Prótesis no reabsorbibles.

Poliéster (Dacrón)

El dacrón es un biomaterial enteramente constituido por poliéster, derivado del glicoetileno y del ácido tereftálico. Se utilizó por primera vez en Estados Unidos en 1954 como prótesis en cirugía vascular y posteriormente la introdujo en 1967 en Europa (Francia) Rives para la cirugía de reparación de los defectos de la pared abdominal.

Las prótesis de dacrón para la cirugía de la hernia se comercializan con denominaciones diferentes (Mersilene®, Ethicon; Ercylene ®, Ercelab; Ligalene®, Braun; Lars® Mesh, Meadox). En general, todas se componen de finísimos filamentos de fibras de poliéster trenzadas con un procedimiento mecánico de alta precisión y cuyos nudos se termo-sueldan para evitar deshilachamientos en el corte.

La malla que resulta aparece fina, ligera, blanda, flexible, levemente elástica y dotada de elevada resistencia a la tensión.

La falta de memoria plástica la hace adaptable a las diferentes situaciones anatómicas e idóneas, por lo tanto, a intervenciones como las hernioplastias de Rives, Stoppa y Wantz. La acentuada aspereza de la superficie simplifica el anclaje a los tejidos. La estructura macroporosa estimula una vivaz reacción fibroblástica y una rápida formación de una cápsula periprotésica.

El dacrón es un biomaterial no reabsorbible que ofrece una tolerancia biológica excelente y una moderada respuesta inflamatoria, pero, en contacto con las vísceras, la intensa reacción fibroblástica puede dar lugar a extensas y tenaces adherencias que pueden complicarse con oclusiones y/o fístulas intestinales, características de menor relevancia para la cirugía de la hernia inguinal, pero de gran importancia para la cirugía del laparocele.

La resistencia a las infecciones resulta, por lo menos, desde el punto de vista teórico, inferior a la de las prótesis monofilamento, puesto que los intersticios de las fibras de poliéster permiten la anidación de las bacterias; para sus pequeñas dimensiones, no consienten la entrada de los macrófagos (prótesis de tipo III, según Amid). En caso de infecciones, sin embargo, no es necesario generalmente remover la prótesis, si se establece oportunamente un tratamiento adecuado. De polietileno tereftalato se constituye una prótesis de poliéster trenzado multifilamento (Parietex®, Sofradim), abastecida en textura bi o tridimensional, impregnada o menos de colágeno bovino purificado, que simplifica la incorporación tisular, y con diferente grado de memoria, según el uso para que se propone (p. ej. hernioplastia laparoscópica).

El proceso de fluoripasivación del poliéster ha llevado, en cambio, a la creación de una nueva prótesis (Fluorosmesh®, Sulzer Vascutek) que combina las propiedades biomecánicas del tejido poliéster con la inercia y la biocompatibilidad del tetrafluoretileno.

La prótesis demuestra una buena resistencia a la infección, provoca una reacción inflamatoria aguda moderada seguida de una leve reacción crónica con angiogénesis y fibroplasia. La malla se comercializa también impregnada de gelatina que facilita el enlace con los antibióticos.

Polipropileno

En 1958, Usher introdujo la primera prótesis de polipropileno, un polímero sintético derivado del polietileno que, con respecto a los otros materiales en uso en aquel tiempo (mallas metálicas, materiales sintéticos como nailon, orlón, teflón), presentaba indudables ventajas, como la elevada resistencia a la tensión, la tolerancia a las infecciones y a muchas sustancias químicas, la posibilidad de esterilizarse, la facilidad de empleo y el confort para el paciente. Desde entonces el polipropileno ha llegado a ser el material más utilizado para la reparación de los defectos de la pared abdominal, y en particular, para el tratamiento de la hernia inguinal.

El polipropileno monofilamento (el plurifilamento no se utiliza más) está a disposición en el mercado bajo denominaciones comerciales diversas que se diferencian principalmente por el tipo de trenzado y las dimensiones de los poros. El tejido se realiza con una malla mediante un procedimiento mecánico de alta precisión.

El tipo de trenzado confiere a la malla sus características mecánicas: peso, rigidez, memoria plástica, flexibilidad, elasticidad bidimensional, aspereza de la superficie (efecto Velcro®), diámetro de los poros. Todas las prótesis de polipropileno comparten, además, algunas características, como la elevada resistencia a la tensión, el estímulo a una rápida reacción fibroblástica intra y peri-protésica, la inercia por las infecciones (prótesis de tipo I, según Amid).

La  formación  de  tejido  cicatricial  denso,  inducida  por  la  reacción  fibroblástica,  desaconseja,  sin embargo, la utilización, de las mallas de poliéster en contacto con las estructuras intraperitoneales, por el elevado riesgo de formación de adherencias con posible evolución a erosiones y fístulas intestinales. El uso creciente del polipropileno en la cirugía de la hernia inguinal ha generado, durante los últimos años, la proliferación, por parte de la industria, de productos más numerosos y diferenciados.

A las prótesis simples de diferentes dimensiones, de las cuales se puede conseguir la forma deseada (handmade mesh/plug), se han aunado dispositivos preperfilados (preshaped mesh/plug) de utilización más sencilla y rápida, que corresponden además a las normativas de esterilidad y de fabricación según la normativa de la CEE 93/42 (14-06-93). Algunas de estas se equipan como «kit» para una hernioplastia plug and patch (Perfix®, Bard; Hernia Mate Plug System, USSC; Premilene® Mesh-Plug, Braun-Dexon; Self-forming Plug, Atrium Origin ®), otras se identifican con nuevas técnicas quirúrgicas (PHS®, Ethicon; PAD®, Ethicon).

También la hernioplastia laparoscópica da preferencia a las prótesis de polipropileno, utilizando su memoria plástica, que facilita la manipulación vídeoasistida. Con esta finalidad, la industria ha ideado algunos productos específicos, como los introductores (Endoroll®, Ethicon) y las mallas preperfiladas, anatómicas, que se adaptan más fácilmente a la pared abdominal (Mesh 3P, Bard; Parietene®, Sofradim) o que admiten una mayor visibilidad de las estructuras subyacentes (Visilex, Bard).

	1993	1994	1995	1996	1997	1998	1999
Bard® Davol	Polipropileno, Mesh Preshaped Patch Mesh Dart Perfix Plug						Spermatex®
Ethicon	Prolene Mesh			Preshaped Patch	PHS		PAD
Autosuture, USSC	Surgipro Mesh multifilamento				Surgipro Mesh monofilamento	HerniaMate® Plug System
Meadox®		Trelex Mesh Preshaped Patch
Atrium/Origin®			Mesh		Self-forming Plug/preshaped Patch
Surgical Sense					Kugel          Hernia Mesh
Kendall, Davis & Geck					Surgilene Mesh
Herniamesh®				Hermesh Plug   Hertra T1-T3		Plug T4-T5
HCT				Trelex® Mesh (Preshaped) Altex® Plug
Angiologica							RepolAngimesh Repol Plug
Aspide						SurgiMesh® Preshaped Patch
Braun Dexon®							Premilene Mesh-Plug
ErgonSutramed (Ciba-Geigy)						Ergomesh
Sofradim							Parietene Preshaped Patch

Politetrafluoretileno Expandido (e-PTFE)

El politetrafluoretileno expandido (e-PTFE) es un polímero sintético derivado del teflón a través de un procedimiento descubierto en 1963 en Japón, y ulteriormente redefinido durante los años 70 por Gore en los Estados Unidos. El e-PTFE se ha utilizado inicialmente para la producción de prótesis vasculares. Desde 1983, se emplea como Gore-Tex® Soft Tissue Patch (STP) para la reparación de los defectos de la pared abdominal. El PTFE expandido es uno de los biomateriales más inertes y biocompatibles entre los actualmente disponibles. No se absorbe, no provoca alergias, provoca una respuesta inflamatoria mínima, no se altera con la acción de los enzimas hísticos y no está sujeto a modificaciones por la presencia de infecciones.

Químicamente el Gore-Tex® STP está constituido por una estructura de sustentación de átomos de carbono, combinados de manera estable con grupos fluoruro. La fuerza de estos enlaces hace al material extremadamente inerte respecto a los tejidos y, por lo tanto, biocompatible. A primera vista, el Gore-Tex® STP muestra una superficie pareja y uniforme. Su estructura, en realidad, es microporosa, de tipo trabecular, formada por micronudos de e-PTFE unidos entre ellos tridimensionalmente por microfibrillas de largo no inferior a 17 micras. Los microporos tienen un diámetro de 20 micras. La estructura microporosa multidireccional permite la penetración de fibroblastos y la formación de colágeno en el interior de la malla.

La incorporación del Gore-Tex® STP por parte de los tejidos aparece, sin embargo, bastante lenta (3-4 semanas). Para eludir este inconveniente, considerado responsable de la formación de eventuales seromas, se ha desarrollado otra prótesis llamada Gore-Tex® Mycromesh. Esta última mantiene la estructura microporosa de nudos y fibrillas, pero presenta, por añadidura, macroporos del diámetro de 0,8 micras, equidistantes entre ellos, que garantizan un rápido anclaje y una más pronta incorporación de los tejidos. Después de los 7 días de la implantación, Mycromesh aparece firmemente fijada a los tejidos con mínima reacción de cuerpo extraño y amplia vascularización.

Con relación a las pruebas mecánicas, tanto Gore-Tex® STP como Mycromesh resultan extremamente resistentes a la tracción y con una elevada retención a la sutura, similar a la del polipropileno monofilamento. Se pueden recortar y perfilar las dos prótesis según las exigencias y se pueden reesterilizar al vapor o al óxido de etileno. Si se colocan en contacto con las vísceras, además, después de 2-4 semanas de la implantación, se revisten de una capa de células mesoteliales, con el resultado de adherencias blandas y fácilmente disecables.

Otra característica de Gore-Tex® STP y de Mycromesh es la elevada inercia biológica. Para que se pueda considerar biológicamente inerte, un biomaterial tiene que permitir el normal desarrollo de los procedimientos de reparación tisular. La complexión microporosa del e-PTFE facilita, de hecho, la migración de los fibroblastos en el interior de la estructura trabecular y la formación de un tejido fibroso bien organizado, que se coloca horizontalmente a lo largo de la superficie de la prótesis y se ahonda perpendicularmente por los microporos, con una escasa reacción de cuerpo extraño.

En comercio hay también otra prótesis de e-PTFE, la Gore-Tex® Dual Mesh Bio-material, estudiada para la reconstrucción de los tejidos blandos (laparoceles y hernias voluminosas) y para el tratamiento laparoscópico de la hernia por vía intraperitoneal.

Su característica es que presenta dos superficies con aspecto diferente: por un lado, una estructura ondulada, microporosa similar al STP, que garantiza el anclaje a los tejidos; por el otro, una superficie lisa, con poros de dimensiones inferiores a 3 micras, para que se minimice el arraigo tisular. Los elementos técnicos de Gore-Tex® Dual Mesh Biomaterial, por lo demás, se sobreponen completamente a los de las otras prótesis de e-PTFE.

El comportamiento del e-PTFE frente a la contaminación bacteriana y a la infección es argumento de controversia (Gore-Tex® Dual Mesh: prótesis de tipo II según Amid; Gore- Tex® Mycromesh: prótesis de tipo III según Amid). A la afirmación de que, por su característica hidrofobicidad, el e-PTFE ralentizaría la penetración bacteriana, se contraponen motivaciones teóricas y resultados clínicos, que confirmarían la escasa posibilidad de penetración de los granulocitos neutrófilos con consecuente infección y su cronicidad. También está a disposición una prótesis de e-PTFE, en la cual se han agregado dos agentes antimicróbicos (diacetato de clorexhidrina y carbonato de plata) para inhibir la colonización bacteriana de la prótesis hasta 10 días después la implantación (Gore-Tex® Dual Mesh Plus).

Prótesis reabsorbibles

El principio de la utilización de las prótesis reabsorbibles para la cirugía de la hernia se fundamenta en una  doble  presuposición:  un  refuerzo  provisional  ofrecido  de  la  prótesis  y,  simultáneamente,  un estímulo para la activación de los fibroblastos con sucesiva deposición de tejido conectivo, al que se encomienda la tarea de reforzar la cicatrización.

Las prótesis se constituyen de un polímero de los ésteres del ácido poliglicólico (Dexon®, Davis & Geck), o de un copolímero, derivado de la síntesis de este último con el ácido láctico (poliglactina 910) (Vycril®, Ethicon).

Las dos se presentan tejidas con una textura trenzada multifilamento. La malla de Dexon ® es un tejido de textura ancha, con un particular entretejido de la malla, definida «a tricot», que realiza una prótesis blanda, flexible, extensible, modelable y biodegradable, que se reabsorbe gradualmente por hidrólisis dentro de los 90 días, con una progresiva reducción de la masa y de la resistencia a la tensión. La prótesis de Vycril ®, en cambio, es un tejido de textura profusamente trenzada, flexible pero no elástico, que comparte con el Dexon® su propiedades físicas y de biodegradabilidad.

Sin embargo, los estudios histológicos han probado una insuficiente aposición de tejido fibroso en la estructura de estas prótesis, antes de la terminación de los procesos de reabsorción. Por lo tanto, estas no se pueden utilizar para la hernioplastia prótesica. También su uso como protección de una plastia anatómica (Bassini, Shouldice) o como refuerzo, en forma de «almohadilla» (Vycril Kissen, Ethicon), de la aponeurosis trasversalis, no ha presentado ventajas en términos de recidiva.

La prótesis de Dexon® ha sido propuesta por Dayton para la cirugía de reparación del laparocele, como alternativa temporal al polipropileno en presencia de infecciones. El soporte abastecido de la malla reabsorbible hasta la resolución del problema séptico puede, en efecto, aumentar las probabilidades de éxito de la prótesis permanente. Las características de las prótesis reabsorbibles, al fin, se pueden explotar favorablemente para la construcción de prótesis mixtas (Vypro®, Ethicon), particularmente útiles para la cirugía del laparocele.

Prótesis compuestas

La cirugía del laparocele o eventración, en la actualidad, se acoge a prótesis que reúnen las propiedades de biomateriales capaces de inducir una buena integración tisular a las de biomateriales que evitan la formación de adherencias, cuando se ponen en contacto con las vísceras. Las prótesis compuestas se constituyen generalmente de dos capas de materiales diferentes: la superior, destinada a incorporarse a la reacción fibroblástica, está representada por una malla de polipropileno o de poliéster; la inferior, dirigida al interior, está formada por material reabsorbible (colágeno + poliéster, Composite®, Sofradim) o escasamente reactivo (e-PTFE + polipropileno, Composix®, Bard) (poliuretano + poliéster, HI-Tex®, MARP-VK). Otras prótesis se han construido con mallas de biomateriales mixtos (polipropileno + poliglactina 910, Vypro®, Ethicon) (poliéster + TFE, Fluoromesh®, Sulzer Vascutek). Estas prótesis no están indicadas para la cirugía de la hernia inguinal, salvo para verificar sus posibles aplicaciones en las técnicas quirúrgicas que prevén el contacto de la malla con el tronco vascular iliacofemoral (Stoppa, Wantz). Recientemente se ha introducido en el mercado un «patch» preformado, compuesto (polipropileno + e-PTFE), con el objetivo de separar el funículo espermático, y en particular el deferente, de la reacción fibrosa (Spermatex®, Bard).

¿Cuál va a ser el futuro de la cirugía protésica de la hernia inguinal? ¿Las mallas, constituidas de biomateriales cada vez mejores, van a alcanzar al estándar de la prótesis «ideal»? ¿También van a desarrollar una función «farmacológica», como reservorio de analgésicos, de antibióticos, de moduladores del proceso inflamatorio? ¿Se van a distribuir en el mercado en forma de dispositivos dispuestos para la utilización, a bajo precio?

Tabla  Lo último en materiales protésicos. 2012

Áspide medical	Surgimesh
Bard & Davol	Sepramesh
B Braun	Omyra
Covidien	Permacol
Endomed ( Atrium)	C Qure
Insgthtra	Octomesh Freedom inguinal
Johnson & Johnson	Physiomesh

Principios de hernioplastia sin tensión

Rives, Stoppa y Lichtenstein concluyeron y publicaron sus resultados a principios de la década de  1980, proporcionando los lineamientos para realizar el nuevo concepto de hernioplastias libres de tensión (el término de “libre de tensión”, o tensión--free, fue acuñado por I. Lichtenstein), que resumen los  siguientes pasos:

1.     Fijación rápida y permanente

2.     Capacidad de integrarse a los tejidos

3.     Susceptible de infiltración de fibroblastos y estructuras vasculares de nueva  formación

4.     No forme espacios muertos

5.     No fragmentarse ni degradarse

Lineamientos

1.    Reforzar con tejido fuerte (malla).

2.    Producir efecto de tapón y no de parche con la malla.

3.    Endurecer el peritoneo.

4.    Redistribuir la presión intrabdominal (principio de Pascal).

5.    No efectuar cierre del defecto herniario.

1.   Reforzamiento con “tejido fuerte”: Como no es conveniente utilizar tejidos del paciente para ocluir y reforzar los defectos herniarios, es necesario contar con un “tejido” o material especial que haga esta función. El material protésico, o malla, suple los tejidos deficientes del paciente. Siempre que se hable de hernioplastias sin tensión se dará por hecho el uso de este tipo de material.

Una malla debe tener ciertas características especiales, como la de poder integrarse a los tejidos del paciente; es decir, que tenga la posibilidad de ser infiltrada por los fibroblastos y estructuras vasculares de neoformación para que quede fija de manera permanente al área donde es aplicada y no forme espacios muertos ni pueda moverse en un futuro, incluso con los movimientos musculares. La permanencia de esta malla debe ser constante y no debe absorberse ni fragmentarse, incluso con la degradación que algunos materiales sufren por los líquidos orgánicos. Las malas experiencias que se tuvieron en el pasado con el uso de mallas fueron ocasionadas por el uso de materiales que no tenían la propiedad de integración a los tejidos y por el desconocimiento de la técnica adecuada de manejo y fijación. (Mayagoitia, 2009)

2. Efecto de tapón

La mayor parte de los fracasos con el uso de mallas en hernioplastias se debía a que éstas se colocaban en el espacio inadecuado, lo cual producía un efecto de parche, ya que la malla quedaba siempre por encima del defecto, es decir, arriba de la pared aponeurótica (técnica onlay). Esto hacía que la presión intraabdominal actuara en contra del parche, tendiendo a desprenderla de la pared abdominal (figura).

Figura. La presión intraabdominal actúa contra la malla colocada a manera de parche, desprendiéndola y produciendo la recidiva herniaria. (Tomado de Mayagoitia, 2009)

Lo anterior se entiende mejor con el clásico ejemplo del neumático que necesita ser reparado después de una pinchadura. Resultaría absurdo pensar que se colocará un parche en la parte externa de la llanta, ya que la presión del aire la expulsaría; si se coloca en la parte interna, la presión del aire evitará que se desprenda.

Debido a que la mayoría de las mallas hacen adherencias y fistulizaciones al contacto con las asas intestinales, el mejor espacio para su colocación es el preperitoneal y el retromuscular, para que el peritoneo quede como una capa aislante. En la actualidad se cuenta con varios materiales protésicos que no producen adherencias, por lo que este tipo específico de mallas sólo se podrán colocar en el espacio intraperitoneal.

Si este material se coloca en la parte interna de la aponeurosis o el espacio preperitoneal o intraabdominal (técnica sublay), la presión actuará a favor de la malla y la presionará y mantendrá fija a la pared abdominal sin desprenderla, haciendo lo que se conoce como “efecto de tapón”. (Mayagoitia , 2009)

 

Figura. Al colocar la malla en el espacio preperitoneal o retromuscular se logra que la presión intraabdominal actúe a favor de la misma, adhiriéndola a la pared musculoaponeurótica, sin tendencia a desprenderla. (Tomado de Mayagoitia, 2009)

3. Endurecer el peritoneo

Se sabe que la propiedad del peritoneo para distenderse ocasiona que protruyan las asas intestinales y el epiplón, y que se forme un saco herniario que irá dilatando paulatinamente el defecto herniario. Es obvio que si se endurece el peritoneo se evitará tal protrusión. Este endurecimiento se logra gracias a la reacción fibroplástica e inflamatoria que produce la malla en contacto con los tejidos. Para esto, la malla debe estar en contacto con el peritoneo al colocarla en el espacio preperitoneal o intraperitoneal, cuando la malla sea adecuada para ello (figura). En parte, éste es el motivo por el que no es forzoso el cierre del defecto herniario. (Mayagoitia , 2009)

Figura. Al contacto de la malla con el peritoneo, éste se “endurece” como efecto de la fibroplasia y pierde sus propiedades de distensibilidad. . (Tomado de Mayagoitia, 2009)

4. Redistribuir la presión intrabdominal

El principio físico de Pascal, el cual reza: “A menor área, mayor presión por unidad de área. A mayor área, menor presión por unidad de área”. Si una persona de 80 kg toma un clavo puntiagudo y recarga todo su peso sobre la espalda de otra persona, el clavo se introducirá en la piel de la persona, ya que los 80 kg de presión estarán concentrados en la finísima punta del clavo; si en lugar del clavo se utiliza la punta del dedo, es posible que la otra persona sienta dolor y gran molestia, pero no se introducirá, ya que los 80 kg estarán distribuidos  en una superficie un poco más grande. Si se utiliza un libro, la presión se redistribuirá aún más y sólo se sentirá presión sin dolor. Cuanto más grande (más área) sea el objeto sobre el que se aplica la presión a la otra persona, menor molestia sentirá (figura). (Mayagoitia, 2009)

Figura. Principio de Pascal de la redistribución de la presión. . (Tomado de Mayagoitia, 2009)

Stoppa (Amid, 1997) fue el primero en comprender este fenómeno y lo aplicó a sus pacientes con hernias inguinales recidivantes e incisionales, exagerando al principio el tamaño de las mismas, pero logrando excelentes resultados al desviar parte de la presión intraabdominal del área del defecto herniario.

Los primeros intentos de hernioplastia laparoscópica fracasaron por completo, debido a la ignorancia de este principio, ya que sólo se aplicaban segmentos de malla del tamaño del anillo, con la consiguiente expulsión en el posoperatorio y la recidiva subsecuente.

Cabe agregar que cuando se usa la técnica de reparación inguinal con el empleo de cono o plug se utiliza otro principio físico para la redistribución de la presión.

Las estructuras cónicas o en forma de arco desvían la presión ejercida sobre ellas hacia la base. Con el uso de un cono o plug la presión del contenido intraabdominal se desvía hacia las zonas de la base amplia del cono introducido en el espacio preperitoneal y detenido en su sitio por la fascia transversalis normal, por lo que en el área del defecto habrá una presión mínima (figura).

Figura. Redistribución de la presión intraabdominal al colocar un tapón o plug en el tratamiento de un defecto herniario. . (Tomado de Mayagoitia, 2009)

5.            Defecto herniario sin cierre

Una vez que se aplican los cuatro principios previos, se comprende que resulta innecesario hacer el cierre del defecto herniario.

En las hernias inguinales jamás se intenta el cierre del defecto por grande que éste sea. En las hernias incisionales el cierre de aponeurosis y afrontamiento de músculos se hace con el fin teórico de restituir una “fisiología abdominal normal”, lo cual es difícil en pacientes con grandes defectos herniarios, favoreciendo que dichos tejidos se desgarren en un corto plazo o produzcan insuficiencia respiratoria en el posoperatorio inmediato. Cuando los bordes de la aponeurosis se pueden unir sin causar tensión se puede intentar el cierre, más con la idea de no dejar mucha superficie de la malla en contacto con el tejido celular subcutáneo (lo cual disminuye la frecuencia en la presentación de algunas complicaciones posoperatorias, como seromas, hematomas e infecciones) que como requisito para evitar recidivas Lo anterior dio inicio a una “nueva era en el manejo de las hernioplastias”: la era de las plastias libres de tensión. Desde entonces se han ideado varios métodos de reparación inguinal e incisional sin tensión mediante abordajes abiertos y laparoscópicos. (Mayagoitia, 2009)

Complicaciones de las mallas

El uso de materiales protésicos es la clave del éxito de las nuevas plastias, pero es innegable que existen ciertas complicaciones relacionadas con su uso que, si bien se presentan con una baja incidencia, su presencia en ocasiones es difícil de manejar y algunas veces comprometen la vida del paciente. Rutkow opina al respecto que “el uso apropiado del plug nos conduce a buenos resultados y su uso inapropiado casi siempre nos lleva a complicaciones”. Esto puede extrapolarse a cualquier tipo de malla o dispositivo.

Cuando se cuidan los principios de la técnica de cada procedimiento, se vigila la asepsia y se elige adecuadamente el tipo de prótesis, se tienen menos posibilidades de sufrir alguna complicación.

Las principales complicaciones observadas relacionadas directamente con la aplicación de prótesis son:

1. Infecciones tempranas y tardías (hasta un año después de la cirugía).

2. Adherencias intestinales.

3. Fistulización a intestinos o piel.

4. Dolor crónico.

5. Seromas y hematomas.

6. Seromas quísticos.

7. Disminución de la distensibilidad abdominal.

8. Erosión de la malla a estructuras viscerales o vasculares.

9. Migración de la malla.

10. Recidivas tempranas o tardías.

La alteración en la fertilidad se ha relacionado con el engrosamiento de la pared de los conductos deferentes, con la consecuente disminución de la luz en ellos y dificultad para que circulen los espermatozoides. Esto es originado por la presencia o el contacto directo de la malla contra los deferentes y la inflamación crónica que producen. No se ha detectado ningún efecto directo en la espermatogénesis si la malla no está en contacto con el testículo.

A partir de 2001 los urólogos y los angiólogos han observado los primeros inconvenientes de la colocación de mallas a nivel inguinal en el espacio preperitoneal. Los angiólogos han encontrado que cuando estas mallas son colocadas en el espacio preperitoneal es difícil disecar la arteria iliacofemoral para procedimientos de bypass por fibrosis intensa del espacio de Bogros.

Reparación de hernias de la pared abdominal con malla reesterilizada

La práctica de reesterilizar mallas de polipropileno o fragmentos de la misma para la reparación de hernias inguinales y de la pared abdominal se ha convertido en una costumbre de uso corriente en muchos países, motivada por la necesidad de optimizar recursos financieros, principalmente en las instituciones de salud pública. Dicha actividad, aunque desvirtuada y no recomendada por los fabricantes de mallas, se ha extendido ampliamente, ha utilizado diversos métodos de reesterilización del material protésico y ha empleado diferentes variedades de prótesis, que van desde el polipropileno pesado convencional y las mallas parcialmente absorbibles, como la de polipropileno—VicrylR (VyproRy VyproR II), hasta material plástico como mosquitero.

En México el material protésico más utilizado en la práctica institucional y privada es la malla de polipropileno pesado, macroporo y monofilamento (tipo I de la clasificación de Amid), pues ha demostrado una mayor resistencia a la infección. El actual uso de mallas y procedimientos libres de tensión ha adquirido una gran aceptación para la reparación de las diferentes variedades de hernias; sin embargo, un buen porcentaje de reparaciones herniarias aún se realizan con técnicas convencionales suturadas, tensionadas y sin material protésico, pues se aduce como principal motivo la falta de recursos financieros para adquirir la malla.

Es por eso que las instituciones gubernamentales de atención médica se han esforzado en conseguir material protésico; no obstante, la presentación habitual de compra para el sector institucional es la malla plana de polipropileno de 30 x 30 cm, de la cual se consume sólo una parte en la reparación de una hernia inguinal, independientemente de la técnica empleada. Desde hace tiempo se comenzó a optimizar el elemento de la malla de polipropileno pesado, mediante el uso de los fragmentos sobrantes de las mallas nuevas sometidos a diferentes procesos de reesterilización, a pesar de que esto se contrapone a las recomendaciones primordiales de los fabricantes, que consisten en no utilizar la malla una vez roto el empaque original, no someterla a reesterilización, usarla una vez y desechar la sobrante. Ante la imposibilidad de algunos pacientes para adquirir la prótesis y con el afán de fomentar el ahorro y la economía de las instituciones y de los pacientes de escasos recursos.  La malla se puede cortar durante el procedimiento quirúrgico con la precaución de cambiarse los guantes. Debe utilizarse instrumental que no esté contaminado con sangre; una vez obtenido el segmento requerido, el resto se guardará en su empaque para reesterilización.

Con base en lo anterior se han realizado estudios clínicos comparativos que han demostrado que no existe una diferencia estadísticamente significativa en cuanto a las tasas de infección, recurrencia o inguinodinia con el uso de mallas nuevas o mallas reesterilizadas, (Cisneros, 2005.Cingi, 2005) y que la malla de polipropileno de 30 x 30 cm puede ser utilizada con seguridad al ser fraccionada en segmentos, empaquetada y reesterilizada por diferentes métodos sin sufrir alteraciones de consideración en sus propiedades físicas. De esta manera se puede operar entre cuatro y ocho pacientes (según la técnica empleada), reducir los costos a corto y largo plazos, tener periodos cortos de incapacidad laboral y brindar una mayor calidad de vida a los pacientes.

Existen diversos métodos de esterilización para las mallas de polipropileno, como el empleo de óxido de etileno a 100%, las radiaciones gamma, la solución de glutaraldehído a 2%, el agua electrolizada ionizada superoxidada (MicrocynR), el autoclave de vapor, etc. El método más recomendado por el autor de este capítulo es el uso del autoclave de gas con óxido de etileno a 100%.(Mayagoitia, 2009).

Los fragmentos se deben empacar en doble bolsa y someterlos al proceso de reesterilización en autoclave de gas, con los siguientes tiempos: una hora de acondicionamiento, tres horas de exposición al gas (óxido de etileno a 100%) a 37 oC, tres horas de ventilación dentro del mismo autoclave y cinco horas de ventilación en una cámara con extractor, lo cual suma en total 12 h. Cuando el proceso de exposición al gas se realiza a 55 oC basta con dejar el material sólo una hora. Mediante este proceso el tiempo de vigencia para el uso de la malla reesterilizada en condiciones estériles es de cuatro a seis meses.

La observación macroscópica de las mallas reesterilizadas en cuanto a sus dimensiones, textura, elasticidad, presencia de deshilachamiento, fragmentación de los filamentos y apreciación subjetiva realizada manualmente por el cirujano a través de maniobras de estiramiento no muestra ninguna diferencia en relación con la malla nueva. La observación con el microscopio convencional de luz también corrobora la ausencia de deshilachamiento o fragmentación de los filamentos de polipropileno.

Hay que recordar que las dimensiones promedio del canal inguinal son de 12 cm de la espina iliaca anterosuperior al tubérculo púbico, de 7 cm de la espina iliaca anterosuperior al anillo inguinal profundo, de 5 cm del anillo inguinal profundo al tubérculo púbico y de 5 cm de la inserción del oblicuo mayor en el borde lateral del músculo recto al borde libre del ligamento inguinal  (esto varía según la anatomía de cada individuo). Con base en estas medidas anatómicas, es posible que de una malla de 30 x 30 cm se obtengan ocho segmentos con dimensiones de 7.5 x 12.5 cm, suficientes para realizar con uno de ellos una plastia inguinal tipo Lichtenstein.

Este tipo de prótesis también pueden emplearse en la reparación de otros tipos de hernia, como las umbilicales, las ventrales, las incisionales, las lumbares, las perineales, las paraostomales, las de Spiegel, etc., y para reparar alteraciones de la estática del piso abdominopélvico, razón por la que los beneficios de su uso se multiplican.

Es importante saber que la fuerza tensil normal de la pared abdominal es de 16 N/cm2 (N = Newtons) y la de la región inguinal es de 10 N/cm2. La fuerza tensil del polipropileno pesado es de 90 a 100 N/cm2 y la del polipropileno ligero es de 20 N/cm2, lo cual excede las demandas de resistencia para la fuerza de la pared abdominal y de la región inguinal.

Si al utilizar un método de reesterilización —óxido de etileno a 100%, radiaciones gamma, glutaraldehído a 2%, sal electrolizada o autoclave de vapor— la prótesis sufriera alguna modificación en sus propiedades físicas (fuerza tensil), aun así conservaría resistencia suficiente y sobrada para contener y soportar la fuerza de la pared abdominal y los aumentos de la presión intraabdominal.

Se han realizado pruebas de reesterilización repetida hasta por seis sesiones de 30 min en autoclave de vapor a 121 oC sin observarse cambios subjetivos ostensibles en las propiedades físicas y mecánicas de la malla de polipropileno. En los medios donde no se cuenta con autoclaves de gas o vapor se han hecho pruebas de reesterilización con sustancias como el glutaraldehído, el MicrocynR y las soluciones clorinadas, las cuales tienen efectos bactericidas, virucidas, esporicidas y fungicidas con aparentes buenos resultados.

 Existe un estudio de reesterilización de mallas de polipropileno con óxido de etileno a 100% que incluye análisis de microscopia electrónica y espectroscopia infrarroja para demostrar que después de que las mallas implantadas en seres humanos se incorporan en los tejidos pueden sufrir daño grave al unirse algunas moléculas de ácidos grasos, colesterol y sus ésteres con los filamentos de polipropileno, lo cual modifica sus propiedades físicas y mecánicas, pero sin equivalente clínico de infección o recurrencia. (Mayagoitia, 2009)

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