Desde o primeiro relatório de Dotter sobre uma nova abordagem da endoprótese para o tratamento da doença vasoembólica, na última década assistiu-se a uma investigação extensiva, desenvolvimento e utilização clínica de vários stents. No tratamento de doenças vasculares, as propriedades estruturais e físicas de várias endopróteses estão directamente relacionadas com o sucesso ou fracasso do tratamento. Por exemplo, a tensão anular inadequada dos stents endovasculares levará a uma expansão incompleta e complicará a reestenose ou mesmo a oclusão, exigindo uma maior expansão do balão ou empilhamento de stents e tratamento cirúrgico, e houve mesmo relatos de oclusão após o tratamento com stents Palmaz ultra-duros quando o balão não está totalmente expandido ou quando a pressão externa é demasiado elevada. Foi demonstrado que a estabilidade do stent está inversamente correlacionada com a baixa flexibilidade, com menos alteração morfológica, menos apreciação epitelial com alta tensão anular e menos hipóteses de oclusão por estenose. Li Maoquan, Departamento de Medicina Intervencionista, Décimo Hospital Popular de Xangai Nesta fase, a maioria da libertação de stents clínicos depende da experiência pessoal do cirurgião, e poucos estudaram sistematicamente o impacto das propriedades mecânicas e físicas subjacentes dos stents endovasculares no tratamento. Estes parâmetros específicos incluem: a tensão anular do stent, ou seja, o parâmetro que avalia a capacidade do stent de suportar a pressão aplicada, a flexibilidade e a força de empurrar, indicadores importantes para avaliar a passagem do sistema de stent através do vaso torcido, e a permeabilidade do raio X, um indicador chave para avaliar o posicionamento do stent e monitorizar todo o processo de libertação. Actualmente, os stents domésticos comuns podem ser divididos em aço inoxidável e ligas de níquel-titânio pelo seu material. As endopróteses de aço inoxidável com anel de mola incluem o stent Palmaz (Cordis; Johnson e Johnson Warren, NT), o stent Perflex (Cordis; Johnson e Johnson), e o stent tipo ponte AVE (Arterial Vascular Engineering, Richmond, BC, Ganada). Richmond, BC, Ganada), stents de Nitinol incluindo: stents de Memotherm (Angiomed/Bard, Karlsruhe, Alemanha), stents de Symphony (Boston Scientific Vascular, Natick, MA), e S.M.A.R. T stent (Cordis; Johnson e Johnson). Além disso, Wallstent (Schneider, Zurique, Suíça e Boston Scientific Vascular). O autor descreveu em pormenor as seguintes três características físicas básicas do stent: a força de suporte ou força de escora do anel do stent, ii flexibilidade, e iii opacidade, com base nas características físicas e na humilde experiência do autor, para a referência dos colegas domésticos no tratamento clínico. I. Força de escora do stent A força de escora do anel do stent do balão comum actual do stent auto-expansível é mostrada na Tabela 1, onde a força de escora do stent AVE Bridge X é a mais forte entre todos os stents, com um valor médio de 28,9 N/cm até ao colapso. Era 54% mais forte do que o stent Palmaz. No entanto, Stephen relatou que três dos dez braquetes da Ponte AVE X colapsaram ao meio quando o braquete foi testado para o escoramento, e as fracturas estavam todas no ponto médio da solda, enquanto danos graves semelhantes não foram encontrados em nenhum dos outros tipos. Esta diferença não foi estatisticamente significativa. Contudo, ao comparar a resistência da escora por unidade de comprimento, a escora Palmaz (125N/cm*g) foi comparativamente melhor do que a convencional Ponte AVE X (87N/cm*g) e semelhante à super rígida Ponte AVE X (131N/cm*g). As outras endopróteses do grupo tinham valores de 75 a 99 N/cm*g em unidades de força de reforço. A estabilidade e força de reforço das endopróteses dependeu 1) da forma como a endoprótese foi concebida, 2) do material da endoprótese, 3) do peso da endoprótese, 4) do comprimento da endoprótese e 5) do diâmetro da endoprótese. Como todos os conjuntos de stents auto-expansíveis de balão eram feitos de aço inoxidável, investigámos a força de contraventamento de diferentes stents expandidos para o mesmo diâmetro (8 mm) e, medindo a força de contraventamento em relação ao comprimento e peso do stent, concluímos que a forma como o stent foi concebido era o único factor que causava a diferença na força de contraventamento. Os resultados dos vários testes estatísticos apresentados no Quadro 2 mostram um nível P para a força do stent na auto-expansão do balão de .05. O stent Palmaz grande mostrou uma diferença significativa na força em comparação com o stent Palmaz de tamanho médio e o stent Perflex. Entre as stents auto-expansíveis, a Wallstent tinha uma tolerância anular de 0,39 N/cm. As stents Memotherm e Symphony eram essencialmente as mesmas, com 1,27 N/cm e 1,36 N/cm, respectivamente, e a stent S.M.A.R.T. com 1,7 N/cm. A força de expansão crónica deve ser consistente com a tolerância anular. O Wallstent tem a menor força de dilatação crónica de todos os stents a 0,16 N/cm. A maior força de dilatação crónica foi de 0,31 N/cm para o stent S.M.A.R.T. Estatisticamente, todas as endopróteses auto-expansíveis mostraram diferentes tolerâncias à radiação e forças de expansão crónicas. Todos os sistemas de empurrar stents passaram pela bifurcação do navio no estado de stent de carga sem lubrificante. o sistema de libertação de stents Perflex utilizou a maior força propulsora e o stent AVE Bridge teve uma força propulsora relativa para o critério de flexibilidade. Com excepção do stent S.M.A.R.T., o stent auto-expansível exigia uma força propulsora maior através da bifurcação do vaso do que o stent Perflex e o stent AVE Bridge, que pode exigir uma bainha de libertação do vaso mais flexível. o stent Palmaz-Schatz de comprimento médio tinha uma força propulsora muito semelhante à do sistema de stent auto-expansível. A Tabela 3 resume os resultados de múltiplos testes estatísticos de força de propulsão de stents a um nível P de 0,05, com excepção dos sistemas S.M.A.R.T e Perflex de empurrar stents, onde foram encontradas forças de propulsão comparáveis entre os diferentes tipos de sistemas de empurrar stents IV. Impermeabilidade Os stents com boa impermeabilidade, nas experiências de Stenphen com impermeabilidade, foram os mais baixos no grupo de materiais de arame com a Palmaz No outro grupo de ligas de níquel-titânio, composto pelo stent S.M.A.R.T, o stent Perflex e o stent Wallstent, o coeficiente de opacidade variou entre 99,7 e 102,7. O último grupo, constituído pelo stent Palmaz de comprimento médio, o stent AVE Bridge X e o stent Memotherm, tem um coeficiente entre 108,3 e 114,7. Contudo, o stent com alta opacidade (Palmaz Large Stent) era apenas superior a 24% para o stent de Ponte AVE em doses baixas de raios X. V. Implicações clínicas do estudo das propriedades físicas dos stents A libertação de stents endovasculares está a tornar-se cada vez mais generalizada, sendo a estenose irregular significativa devido ao aprisionamento arterial ou placa intra-arterial e a reoclusão aguda ou iminente do vaso as principais indicações para a colocação de stents endovasculares. O mesmo se aplica à reestenose e à melhoria das taxas de patência após a angioplastia com balão. As propriedades físicas dos stents estão intimamente relacionadas com a sua eficácia, mas a avaliação biológica dos stents é difícil e a maioria dos stents utilizados em intervenções não foi concluída. Em 1993, estudos sobre a estabilidade das endopróteses metálicas não foram capazes de dar uma contagem concisa da capacidade do stent Palmaz e já tinham tratado de endopróteses que já não podiam ser utilizadas intravascularmente, como o stent Strecker. 1994, o Flueckier relatou valores adicionais para as propriedades das endopróteses metálicas. valores. Contudo, nessa altura, os autores consideraram que apenas estava relacionado com o desenho de stents. O desenho do modelo do stent de aço inoxidável é benéfico tanto para a capacidade de suporte como para a flexibilidade do anel do stent. Devido ao lançamento do suporte do modelo, à excelente flexibilidade, moldabilidade e preço moderado, é amplamente utilizado na Europa. O objectivo deste estudo era demonstrar a selecção de stents com características diferentes para ajudar em situações clínicas específicas. O peso total dos stents, flexibilidade e opacidade dos diferentes stents foram utilizados como indicações para a adaptação de metais. A tolerância no anel de stents expansíveis por balão é considerada como desempenhando um papel importante, e a tolerância radiológica é tão importante como a força de expansão crónica para testar stents auto-expansíveis. Devido aos diferentes comportamentos de expansão na libertação, as endopróteses expansíveis por balão e auto-expansíveis devem ser separadas ao estimar as propriedades físicas subjacentes às endopróteses endovasculares. Os stents expansíveis por balão deformar-se-ão de forma irregular se a força aplicada exceder a força máxima de escora do stent. As endopróteses auto-expansíveis também podem colapsar quando a força aplicada excede a tensão anular. No entanto, se a força guia externa for inferior à tensão anular do stent auto-expansível, o stent voltará à sua forma original. Devido à tendência dos stents expansíveis por balão para colapsar, não são adequados para utilização no pescoço de artérias carótidas e aneurismas de aorta abdominal progressivamente maiores. É por isso que estimamos as endopróteses expansíveis por balão e as endopróteses auto-expansíveis separadamente. O stent típico, expansível por balão, é o stent Palmaz, que tem uma força superior de 12,8 N/cm a 18,8 N/cm. 17,9 N/cm para o stent Palmaz grande e 18,8 N/cm para o stent Palmaz pequeno, sem diferença significativa entre os dois, devido ao facto de o ângulo do ponto de ligação do stent Palmaz convencional (4-9 mm A razão para isto é que o ângulo do ponto de fixação do suporte Palmaz convencional (4-9 mm) é maior do que o diâmetro do próprio suporte (8 mm) e maior do que o diâmetro do suporte Palmaz maior. Tais resultados foram relatados por Lossef e os seus colegas em 1994. Relativamente à posição de libertação do stent Palmaz na artéria subclávia. Esta posição de “quebra-nozes”, entre a primeira costela e a clavícula, pode causar a exposição do stent do balão à pressão externa e o seu colapso. Contudo, as endopróteses auto-expansíveis têm a mesma desvantagem nesta posição, quando o diâmetro totalmente expandido é ligeiramente maior do que o diâmetro do recipiente pressurizado externamente. Houve relatos de ineficácia do stent Wallstent na síndrome da veia cava superior e de colapso do stent Palmaz no sistema brônquico durante a dobragem e colapso do shunt Cimino. O recentemente introduzido AVE Bridge X, também um stent balão-expansível, excede o apoio da Palmaz em 54% (28,9 N/cm vs. 18,8 N/cm), mas o elevado apoio deste stent é significativamente reduzido em ambos os lados. Quanto maior for a rigidez do material endovascular do stent, mais difícil é alterar a sua morfologia durante a inserção do stent, mais longo é o procedimento e, portanto, maior é a probabilidade de trombose. O conceito de conformidade desajustada é aplicável à colocação intra-arterial de stents. Pode especular-se que o desajuste proposto pode aumentar a rigidez entre o stent e a artéria. 3 em cada 10 stents AVE Bridge X testados para rigidez foram cortados ao meio devido à sua alta rigidez e à alta pressão aplicada mesmo no ponto de soldadura, que pode ser a causa do corte no stent de aço inoxidável. Quando os parênteses estão incompletamente expandidos ou ricocheteados, devem ser utilizados parênteses coaxialmente empilhados para aumentar a força de cinta. A força de escoramento ideal permanece pouco clara e varia consideravelmente de stent para stent. A endoplasia do stent de tântalo está dependente da rigidez do stent. No entanto, a endoplasia Wallstent não está relacionada com a escora circunferencial do stent. Outra propriedade importante é a força propulsora. Os stents flexíveis são mais capazes de passar através de vasos torcidos. os stents do tipo palmaz são mais curtos e mais rígidos quando expandidos, pelo que são mais difíceis de atravessar e podem danificar grandes vasos. Contudo, em aplicações clínicas, a escolha apropriada do stent baseia-se na sua flexibilidade e na força propulsiva do sistema de libertação. O stent Perflex é mais flexível com uma força de 15,8 N/cm. Surpreendentemente, o stent Perflex é mais flexível do que o stent Nitinol ao atravessar o recipiente. No que respeita ao suporte do stent, a Ponte AVE era mais flexível do que o stent Perflex por 4,3 N/cm, mas a Ponte AVE era 28% mais pesada do que o stent Perflex alongado, enquanto as forças de propulsão eram quase idênticas (0,20/N vs 0,19/N). Como não está soldado, o stent da Ponte AVE é susceptível de se dobrar em ambas as direcções. Apenas o S.M.A.R.T supera o stent da Ponte AVE quando o stent auto-expansível é colocado transversalmente à embarcação