M1 Science des matériaux - matériaux pour la médecine - D. Bazin - Sept 2011 Chirurgie cardiaque 1

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1 Chirurgie cardiaque 1 M1 Science des matériaux Matériaux pour la médecine Chapitre 1.E.19.4 Chirurgie cardiaque Science des mat ériaux Techniques de caractérisation Biomat ériaux Médecine D. Bazin Laboratoire de Physique des Solides UMR 8502, Université Paris Sud, Bât Orsay Cedex, France.

2 Chirurgie cardiaque 2 Chapitre 1 E Chapitre 1.E.19.1 adhésion bactérienne Chapitre 1.E.19.1.a Polymères bactériostatiques Chapitre 1.E.19.1.b Les biomatériaux inhibiteurs de l adhérence Chapitre 1.E.19.2 Articulation Ligaments, Poignet Chapitre 1.E.19.2.a Histologie - Ligaments Chapitre 1.E.19.2.b Reconstruction Chapitre 1.E.19.2.c du collagène au tendon Chapitre 1.E.19.2.d Le collagène Chapitre 1.E.19.2.e Le polyéthylène téréphtalate Chapitre 1.E.19.2.f Le carbone Chapitre 1.E.19.2.g le silicone Chapitre 1.E.19.2.h polymère poreux Chapitre 1.E.19.2.i Le PMMA Chapitre 1.E.19.2.j Évolution des prothèses des sprinters amputés de membre inférieur Chapitre 1.E.19.2.k Faut-il cimenter les vertèbres ostéoporotiques? Chapitre 1.E.19.3 Prothèses mammaires Chapitre 1.E.19.3.a Faut-il changer les prothèses mammaires en gel de silicone? Chapitre 1.E.19.3.b Les prothèses mammaires implantables & l'irradiation externe? Chapitre 1.E.19.3.c Voies de recherche pour la mise au point de nouvelles prothèses Chapitre 1.E Chirurgie cardiaque Chapitre 1.E Valves cardiaques synthétiques (polycarbonaturethane) Chapitre 1.E Prévention du processus de calcification des valves Chapitre 1.E Caractérisation des calcifications de valves aortiques Chapitre 1.E Vaisseaux synthétiques Chapitre 1.E Chirurgie faciale Chapitre 1.E Reconstruction nansale Chapitre 1.E Dents artificielles et prostheses amovibles

3 Chirurgie cardiaque 3 Chapitre 1.E Valves cardiaques synthétiques Les prothèses en chirurgie cardiaque (polycarbonaturethane) Chapitre 1.E.19.4.a Introduction of a flexible polymeric heart valve prosthesis with special design for aortic position 1 Historique : The first commercially available heart valve prosthesis was the Starr-Edwards mechanical valve designed for the aortic position (1961) 2. Prior to that, at the end of the 1950s, sporadic implantation of aortic valve prostheses in humans had been performed with valves made of flexible polymers Daebritza et al., European Journal of Cardio-thoracic Surgery 25 (2004) Starr A, Edwards ML. Mitral valve replacement: clinical experience with a ball valve prosthesis. Ann Surg 1961;154: Roe BB, Moore D. Design and fabrication of prosthetic valves. Exper Med Surg 1958;16:

4 Chirurgie cardiaque 4 Notre cœur est composé de quatre grandes parties : le ventricule gauche, l'oreillette gauche, le ventricule droit et l'oreillette droite. La valve mitrale est située entre l'oreillette et le ventricule gauche et permet au sang de passer entre les deux. Cette valve joue un rôle majeur dans la circulation dite systémique (vers le cerveau, les reins, etc.) puisqu'elle empêche le sang de refluer dans l'oreillette gauche lors de la contraction ventriculaire (systole) qui expulse le sang en dehors du ventricule gauche vers les artères. "Mais malheureusement, dans un certain nombre de cas, cette valvule mitrale est incompétente et laisse donc refluer du sang du ventricule gauche vers l'oreillette gauche, souligne le Professeur Lancellotti. C'est ce que l'on appelle une insuffisance mitrale."

5 Chirurgie cardiaque 5 Current prosthetic heart valves need permanent anticoagulation or have limited durability and impaired hemodynamic performance compared to natural valves. Recently a polymeric valve prostheses with special design for mitral position demonstrated excellent in vitro and in vivo results with improved durability and no need for permanent anticoagulation. The aortic prosthesis (ADIAMw lifescience AG, Erkelenz, Germany) is entirely made of polycarbonaturethane. The tri-leaflet flexible prosthesis mimicks the natural aortic valve and has a diminished pressure loss and reduced stress and strain peaks at the commissures. The valve underwent long-term in vitro testing and in vivotesting in a growing calve animal model (20 weeks, 7 aortic valves) and was compared to two different commercial bioprostheses.

6 Chirurgie cardiaque 6 Conclusion: The new flexible polymeric aortic valve prosthesis is superior to current bioprostheses in animal testing.

7 Chirurgie cardiaque 7 Chapitre 1.E Prévention du processus de calcification des valves 5 Background : Stentless porcine aortic valve bioprostheses, which are used for both aortic valve replacement and right ventricular bypass procedures in congenital heart disease surgery, have provided an important alternative to stentmounted valves because of their more favorable characteristics including lower pressure gradients 6. It has been reported that these devices enhance patient survival rate as a consequence of improved flow characteristics and restoration of left ventricular function 7, 8. Unfortunately, calcification of the aortic wall in the root segment of stentless bioprosthetic valves remains a problem 9. Dystrophic calcification is the most frequent contributing factor to the failure of glutaraldehyde-fixed bioprosthetic valves 1011, resulting in stenosis and/or regurgitation, and subsequent valve replacement. 5. Clark et al., Prevention of Calcification of Bioprosthetic Heart Valve Cusp and Aortic Wall With Ethanol and Aluminum Chloride, Ann Thorac Surg 2005;79: David TE, Feindel CM, Scully HE, Bos J, Rakowski H. Aortic valve replacement with stentless porcine aortic valves: a ten-year experience. J Heart Valve Dis 1998;7: Westaby S. Stentless bioprostheses in aortic root disease. Semin Thorac Cardiovasc Surg 2001;13: Westaby S, Horton M, Jin XY, et al. Survival advantage of stentless aortic bioprotheses. Ann Thorac Surg 2000;70: Herijgers P, Ozaki S, Verbeken E, et al. Calcification characteristics of porcine stentless valves in juvenile sheep. Eur J Cardiothorac Surg 1999;15: Schoen FJ, Kujovich JL, Levy RJ, St. John Sutton M. Bioprosthetic heart valve pathology: clinicopathologic features of valve failure and pathobiology of calcification. Cardiovasc Clin 1988;18: Schoen FJ, Levy RJ, Piehler HR. Pathological considerations in replacement cardiac valves. Cardiovasc Pathol 1992;1:29 52.

8 Chirurgie cardiaque 8 Hypothèse de travail : It was hypothesized that differential pretreatment with ethanol-aluminum chloride will prove safe and efficacious for inhibiting the calcification of both the porcine aortic valve bioprosthetic cusp and the aortic wall. Méthodes : Glutaraldehyde-fixed porcine aortic valves were subjected to differential aluminum chloride (AlCl 3 ) and ethanol pretreatment; aortic wall segments were treated exclusively with AlCl 3 (0.1 moles/l) for 45 minutes, 6 hours, or 8 hours (groups 3A, B, and C, respectively), followed by valve cusp incubations in ethanol (80%, ph 7.4). Nontreated control bioprosthetic valves were either stent-mounted porcine aortic valve bioprostheses (Carpentier- Edwards, group 1) (Edwards, Santa Anna, CA) or St. Jude Toronto SPV valves (St. Jude Medical, St. Paul, MN) (group 2). Mitral valve replacements were carried out in juvenile sheep for 150 days.

9 Chirurgie cardiaque 9

11 Chirurgie cardiaque 11 Avantages et limitations?

12 Chirurgie cardiaque 12 Toxicité : Aluminum Evaluation Aluminum levels were measured in both the bioprosthetic cusp and aortic wall of control and aluminum chloride treated valves. In the control (groups 1 and 2)and group 3A cusps, aluminum levels were extremely low, while valves subjected to aluminum chloride for 6 hours and 8 hours showed higher amounts (Fig 7). Indeed, differential pretreatment for 6 hours demonstrated significantly increased Al levels compared to group 3A (p _ 0.006). As expected, aluminum levels in the aortic wall were significantly greater for all differentially treated valves compared to control glutaraldehyde-fixed valves (Fig 8).

13 Chirurgie cardiaque 13 Chapitre 1.E Caractérisation des microcalcifications pathologiques de valves aortiques Stage de licence LIII physique et matériaux,

14 Chirurgie cardiaque 14 La valve qui subit la pression la plus forte est la valve aortique. C est elle qui est le plus souvent calcifiée. La valve mitrale est peu souvent calcifiée alors que la valve tricuspide et la valve pulmonaire ne le sont quasiment jamais.

15 Chirurgie cardiaque 15 Echantillonage

16 Chirurgie cardiaque 16 Spectroscopie Infra Rouge

19 Chirurgie cardiaque 19 Chapitre 1.E.19.4.d Vaisseaux synthétiques Polyester vascular prostheses coated with a cyclodextrin polymer and activated with antibiotics: Cytotoxicity and microbiological evaluation 13 Polyester (polyethyleneterephtalate, PET) vascular grafts are used to replace or bypass damaged arteries. 14 Principal défaut : One of the major adverse outcomes following PET grafts implantation is infection, diagnosed in one person per year and per 100,000 residents. This amounts to about 350 patients every year in France (6% of the annual surgical procedures). 13. Blanchemain et al., Acta Biomaterialia 4 (2008)

20 Chirurgie cardiaque 20 Les polymères synthétiques résorbables : caractéristiques et applications pour les prothèses artérielles 15 Les prothèses artérielles textiles en polyethylene-terephtalate sont les plus utilisées pour la chirurgie des artères de moyen et gros calibre. Leur structure textile perméable nécessite d être étanchéifiée au moment de l implantation pour éviter des pertes sanguines. Deux techniques d imperméabilisation ont été proposées : - la précoagulation avec le sang du patient au moment de l implantation 16, -l imprégnation initiale de la prothèse par une substance bioresorbable 17. Cette imprégnation initiale remplace donc la précoagulation et permet d assurer une étanchéité qui ne dépend pas des caractéristiques hématologiques du patient et élimine ainsi le risque de précoagulation, devenu impossible 18. L implantation d une prothèse imprégnée d une matrice biologique peut cependant présenter des inconvénients. Cette matrice peut théoriquement être à l origine de réactions inflammatoires cliniques ou biologiques. 15. S. Cottin-Bizonnel et al., RBM-News, Volume 21, Issue 4, July 1999, Pages Wood SJ, Mansfield PB. An external velour surface for porous arterial prostheses. Surgery 1971 ; 70 : Liebig WJ, Sawyer PN. The compound prosthetic vascular graft: A pathologic survey. Surgery 1963 ; 53 : PE, Marceau D, Fieve G, et al. per-operative bleeding at polyester (Dacrona) arterial prosthesis implantation. Int J Artif Organs 1987 ; 10 :

21 Chirurgie cardiaque 21 Substituts vasculaires 19 Les matériaux Le polytétrafluoroéthylène et le PET se sont largement imposés comme matériaux pour leur construction, du fait de leur résistance à la dégradation dans l organisme. De nombreux concepts ont été élaborés pour proposer un substitut artériel idéal. La multiplicité actuelle des modèles prouve que ce but n est pas encore atteint. 19. CHakfé et al., Annales de chirurgie 129 (2004)

22 Chirurgie cardiaque 22 PTFE microporeux Le PTFE a été commercialisé dans les années Il a connu un succès croissant comme substitut des artères de petit calibre. Le PTFE est fabriqué à partir de poudre de PTFE mélangée à un solvant, le naphtalène. Ce mélange est ensuite compacté sous de très hautes pressions, puis extrudé à travers une filière produisant un tube droit compact. La structure microporeuse est obtenue par l exposition du PTFE extrudé à une température supérieure à celle du point de fusion (au minimum 327 C) pour que les cristallites s organisent en une structure microporeuse. Ce procédé, le frittage, accroît fortement la résistance mécanique. Cette structure microporeuse de base a pu être modifiée pour permettre de proposer différents types de modèles.

24 Chirurgie cardiaque 24 L utilisation d adhésif en cas de dissections aiguës de l aorte 20 Colle gélatine-résorcinol-formol (GRF) 21 Les tissus humains contenant une importante quantité de chaînes polypeptidiques, il était logique d essayer des adhésifs ayant une structure chimique proche. La colle GRF est un prépolymère protéinique (gélatine) polymérisé en gel par un aldéhyde (formol) en présence d un phénol rendant l ensemble insoluble (résorcinol). Essayée dès 1964 par Braunwald, Gay et Tatooles 22 qui en démontrèrent tout l intérêt, la colle GRF est restée peu ou pas utilisée pendant plus d une décennie, à l exception de quelques indications en chirurgie digestive ou 20. J. Bachet, Dissections aiguës de l aorte : traitement, EMC-Chirurgie 1 (2004) Bachet J, Goudot B, Dreyfus G, Banfi C, Ayle NA, Aota M, et al. The proper use of Glue: experience with the GRF glue in acute aortic dissection. J Card Surg 1997; 12(suppl2): Braunwald N, Gay W, Tatooles W. Evaluation of crosslinked gelatine as a tissue adhesive and haemostatic agent: experimental study. Surgery 1966;59:

25 Chirurgie cardiaque 25 urologique, dans un but purement hémostatique. Son utilisation dans la chirurgie de la dissection aiguë de l aorte fut imaginée pour la Les résultats initiaux furent très prometteurs et depuis, l usage de la colle GRF s est largement répandu. Colles de fibrine Les colles de fibrine sont semblables aux monomères de fibrine produites naturellement par la cascade de la coagulation. Définition : La fibrine est une protéine filamenteuse issue du fibrinogène sous l'action de la thrombine lors de la coagulation sanguine. Il s'agit d'une des matières albuminoïdes du sang, qui en contient normalement 2 à 4 %. Elles sont constituées de deux sortes de composants : l adhésif proprement dit et une solution de thrombine. L adhésif est fait d un mélange de fibrinogène, de facteur XIII, de fibronectine et de plasminogène.