Chapitre 1.E.19.4 - Université Paris-Sud

M1 Science des matériaux - matériaux pour la médecine - D. Bazin - Sept 2011
Chirurgie cardiaque 1
M1 Science des matériaux
Matériaux pour la médecine
Chapitre 1.E.19.4
Chirurgie cardiaque
Techniques de
caractérisation
Science des mat ériaux
Biomat ériaux
Médecine
D. Bazin
Laboratoire de Physique des Solides UMR 8502,
Université Paris Sud, Bât 510 91405 Orsay Cedex, France.
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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.19.4. Chirurgie cardiaque
Chapitre 1.E.19.4.1 Valves cardiaques synthétiques (polycarbonaturethane)
Chapitre 1.E.19.4.2 Prévention du processus de calcification des valves
Chapitre 1.E.19.4.3 Caractérisation des calcifications de valves aortiques
Chapitre 1.E.19.4.4 Vaisseaux synthétiques
Chapitre 1.E.19.4. Chirurgie faciale
Chapitre 1.E.19.4.1Reconstruction nansale
Chapitre 1.E.19.4.2 Dents artificielles et prostheses amovibles
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Chirurgie cardiaque 3
Chapitre 1.E.19.4.1 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 position1
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 polymers3.
1
. Daebritza et al., European Journal of Cardio-thoracic Surgery 25 (2004) 946–952
. Starr A, Edwards ML. Mitral valve replacement: clinical experience with a ball valve
prosthesis. Ann Surg 1961;154:726.
3
. Roe BB, Moore D. Design and fabrication of prosthetic valves. Exper Med Surg
1958;16:167–77.
2
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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."
4
4
. http://reflexions.ulg.ac.be/cms/c_18916/l-insuffisance-mitrale-au-pas-de-course
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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.
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Chirurgie cardiaque 6
Conclusion: The new flexible polymeric aortic valve prosthesis is
superior to current bioprostheses in animal testing.
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Chirurgie cardiaque 7
Chapitre 1.E.19.4.2
calcification des valves
Prévention du processus de
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 gradients6. 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 valves1011, 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;79:897–904.
6
. 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;7:250–4.
7
. Westaby S. Stentless bioprostheses in aortic root disease. Semin Thorac Cardiovasc Surg
2001;13:273– 82.
8
Westaby S, Horton M, Jin XY, et al. Survival advantage of stentless aortic bioprotheses.
Ann Thorac Surg 2000;70:785–91.
9
. Herijgers P, Ozaki S, Verbeken E, et al. Calcification characteristics of porcine stentless
valves in juvenile sheep. Eur J Cardiothorac Surg 1999;15:134–42.
10
. 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;18:289 –317.
11
. Schoen FJ, Levy RJ, Piehler HR. Pathological considerations in replacement cardiac
valves. Cardiovasc Pathol 1992;1:29–52.
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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 (AlCl3) and ethanol pretreatment; aortic wall
segments were treated exclusively with AlCl3 (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 (CarpentierEdwards, 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.
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Avantages et limitations ?
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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).
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Chirurgie cardiaque 13
Chapitre 1.E.19.4.3 Caractérisation des microcalcifications pathologiques de
valves aortiques12
12
. Stage de licence LIII physique et matériaux,
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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.
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Echantillonage
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Spectroscopie Infra Rouge
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Chapitre 1.E.19.4.d Vaisseaux synthétiques
Polyester vascular prostheses coated with a cyclodextrin polymer and activated
with antibiotics: Cytotoxicity and microbiological evaluation13
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
14
. Blanchemain et al., Acta Biomaterialia 4 (2008) 1725–1733
. http://www.bionova.com.au/Catalogue_information_93.aspx
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Les polymères synthétiques résorbables : caractéristiques et
applications pour les prothèses artérielles15
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’implantation16,
-l’imprégnation initiale de la prothèse par une substance bioresorbable17.
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 impossible18.
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 62-75
. Wood SJ, Mansfield PB. An external velour surface for porous arterial prostheses. Surgery
1971 ; 70 : 940-53.
17
. Liebig WJ, Sawyer PN. The compound prosthetic vascular graft: A pathologic survey.
Surgery 1963 ; 53 : 19-44.
18
. PE, Marceau D, Fieve G, et al. per-operative bleeding at polyester (Dacrona) arterial
prosthesis implantation. Int J Artif Organs 1987 ; 10 : 393-8.
16
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Chirurgie cardiaque 21
Substituts vasculaires19
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) 301–309
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Chirurgie cardiaque 22
PTFE microporeux
Le PTFE a été commercialisé dans les années 1970. 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.
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Chirurgie cardiaque 23
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Chirurgie cardiaque 24
L’utilisation d’adhésif en cas de dissections aiguës de l’aorte20
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 Tatooles22 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) 324–364
. 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):243–
255.
22
. Braunwald N, Gay W, Tatooles W. Evaluation of crosslinked gelatine as a tissue adhesive
and haemostatic agent:
experimental study. Surgery 1966;59:1024–1027.
21
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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 1979. 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.