Les polymères synthétiques utilisés dans les applications vasculaires 34

Les polymères synthétiques représentent une bonne alternative aux polymères naturels car leur production à grande échelle est aisée et le contrôle de leurs propriétés mécaniques et physico-chimiques, ainsi que leur fonctionnalisation de surface, est possible (Yoon and Fisher 2006). Cependant, leur dégradation potentielle peut mener à des réactions indésirables

(Gunatillake and Adhikari 2003; Thomson et al. 1995). Les polymères synthétiques les plus communs dans les domaines de l'ingénierie tissulaire et de la médecine régénératrice sont les polyesters mais l'utilisation de polyanhydrides (Brem et al. 1995), polyphosphazènes (Gunatillake and Adhikari 2003; Laurencin et al. 1996) ou polyuréthanes (Zdrahala and Zdrahala 1999) est également rapportée.

1.3.3.1 Les polyesters

Les polyesters tels que le polyéthylène téréphtalate (PET) (Figure 1.5) sont fréquemment utilisés dans les applications biomédicales en raison de leurs propriétés physico-chimiques (Gunatillake and Adhikari 2003; Puskas and Chen 2004). Le PET est un polymère thermoplastique créé à partir de la condensation d’éthylène glycol avec de l’acide téréphtalique ou du diméthyl-téréphtalate (Puskas and Chen 2004). Les propriétés physiques du PET (Puskas and Chen 2004) sont déterminées par son degré de cristallinité. Il s'agit d'un matériau solide ayant une résistance à la traction de 170-180 MPa et un module d'élasticité d'environ 14 GPa (Harper 2000).

Le PET a été tout d’abord commercialisé par Dupont en 1930 en tant que Dacron®. Le Dacron® a notamment été utilisé pour la réalisation de greffons vasculaires afin de permettre la reconstruction de vaisseaux sanguins (Puskas and Chen 2004). Il possède de très bonnes propriétés mécaniques mais ne peut être considéré comme un élastomère (Puskas and Chen 2004). Il est généralement utilisé sous forme tissée ou tricotée afin d’améliorer sa résistance à la torsion et d’obtenir ainsi de meilleurs rendements au niveau de la flexibilité. La durée de vie approximative de ces greffons vasculaires n’est cependant que de deux ans, leur utilisation

nécessite le plus souvent une chirurgie additionnelle afin de les remplacer (Bakker et al. 1990; Tomizawa 1995). Dans le cadre des implants vasculaires (Tableau 1.1), le PET permet notamment une bonne rétention de cellules endothéliales lorsque ces dernières sont soumises à des forces de cisaillement (Wong et al. 2006). Cependant, l’utilisation de ce matériau en tant que prothèse artérielle a souvent été directement associée à des échecs précoces et tardifs des greffes en raison de complications telles que des hémorragies, des anévrismes et surtout de la dilatation des greffons qui affectent la conformité (compliance) du biomatériau (Bakker et al. 1990; Puskas and Chen 2004). L'allongement et la dégradation de ce polymère peuvent également provoquer une déformation permanente de celui-ci entraînant donc sa dilatation (Puskas and Chen 2004). Ces facteurs ne sont que quelques-uns des mécanismes physiques et chimiques impliqués dans les processus de dégradation liés aux greffes en polyester. La modification de leur structure chimique pourrait améliorer leurs futures utilisations dans le domaine biomédical (Bakker et al. 1990) car leurs surfaces sont généralement hydrophobes et ne favorisent pas la fixation des cellules (Jiao and Cui 2007). Il a été souvent proposé de modifier la surface de ces polymères pour permettre l’introduction de groupements fonctionnels tels que des amines primaires. L’immobilisation de composés bioactifs grâce à ces fonctions permettrait d'augmenter la réponse cellulaire (Jaumotte-Thelen et al. 1996; Lee et al. 2003; Zhu et al. 2008). Certaines molécules telles que le collagène ont d’ailleurs déjà été fixées sur ce matériau afin de le rendre plus imperméable (Bisson et al. 2002; Marois et al. 1996). Dans un contexte vasculaire, la fixation de collagène peut aider à stimuler la croissance cellulaire mais également à retarder le dépôt de plaquettes (lors du processus de guérison dans des modèles canins par exemple) (Chlupac et al. 2009; Guidoin et al. 1996). De plus, il a été démontré que la fixation de collagène ne stimule pas davantage la cascade de la coagulation qu’une approche plus conventionnelle basée sur l’utilisation de Dacron® seul (De Mol Van Otterloo et al. 1991). La fonctionnalisation de ce

matériau avec des molécules biologiquement actives peut ainsi améliorer ses propriétés pour différentes approches in vivo.

1.3.3.2 Les polymères fluorés

Le polymère fluoré le plus utilisé est le polytétrafluoroéthylène (PTFE) mieux connu sous le nom de téflon (Figure 1.5). Le PTFE est synthétisé à partir de tétrafluoroéthylène sous pression avec un catalyseur (peroxyde) en présence d’excès de vapeur pour éliminer la chaleur dégagée par la réaction (Puskas and Chen 2004). Le téflon est un polymère linéaire, sa structure hautement compacte donne une molécule très rigide, son point de fusion cristallin est élevé et il possède une bonne stabilité thermique (Puskas and Chen 2004). Ces propriétés élastiques diffèrent de celles du PET avec une résistance à la traction de 14 MPa et un module d’élasticité d’environ 0,5 GPa (Puskas and Chen 2004). Le PTFE est un matériau solide et souple possédant une excellente résistance à la chaleur et aux produits chimiques. Il est également un bon isolant électrique et hautement hydrophobe (Puskas and Chen 2004). Ce biomatériau est utilisé pour la fabrication de prothèses, notamment de greffons vasculaires (Tableau 1.1). Le PTFE a été breveté en 1937 par Dupont sous le nom de Teflon® alors que le ePTFE (PTFE expansé) a été breveté en 1969 par Gore en tant que Gore-Tex® (Chlupac et al. 2009). Le ePTFE est un polymère expansé, qui est fabriqué par un processus de chauffage, d'étirement et d’extrusion (Chlupac et al. 2009). Le PTFE est relativement biostable, c’est-à-dire moins sujet à la détérioration dans un environnement biologique que le PET (Guidoin et al. 1993). De plus, la surface du PTFE est électronégative, ce qui diminue les possibles interactions avec les macromolécules sanguines. Il se compose de fibres et de nœuds lui conférant une structure filamenteuse. Sa porosité est

d’ailleurs décrite par la distance internodale (DIN) qui est habituellement comprise entre 30 et 90 µm.

La réponse de l’organisme au ePTFE de faible porosité (DIN de 30 µm) est similaire à celle obtenue pour des biomatériaux constitués de Dacron®. Après implantation de greffons vasculaires en PTFE, de petits caillots de fibrine ou de matériaux amorphes riches en plaquettes se développent à leur surface au cours du temps et un rétrécissement de la lumière endothéliale du vaisseau est observé après leur implantation chez l’homme (Guidoin et al. 1993). C’est pourquoi, la modification de leur surface pourrait améliorer leur biocompatibilité. Par exemple, il a été montré que l’immobilisation d’héparine sur du ePTFE limite les cas de thrombose chez l’homme (Bosiers et al. 2006). Le greffage combiné de FGF-1 (fibroblaste growth factor-1) et d’héparine sur du ePTFE améliore la capillarisation et l’endothélisation de ce polymère sans augmentation significative de l’hyperplasie intimale dans un modèle aortique canin (Chlupac et al. 2009; Gray et al. 1994).

Tableau 1.1 : Avantages, inconvénients et efficacité des différents types de PET et PTFE lorsque ces derniers sont utilisés pour la fabrication d'implants vasculaires (d’après (Chlupac et al. 2009)).

PET (Dacron) PTFE (Téflon, Gore-Tex)

tissé tricoté Faible porosité

(< 30 µm DIN)

Forte porosité (> 45 µm DIN) Avantages Meilleure stabilité,

faible perméabilité, moins de saignements Grande porosité, Interposition de tissus et distension radiale Biostabilité, pas de dilatation au cours du temps Biostabilité, Meilleure apposition des tissus Inconvénients Diminution de la compliance et l'incorporation de tissus, faible porosité, Effilochement sur

les bords, risques d'infection Dilatation au cours du temps, risques d'infection Incorporation limitée, risques d'infection Désquamation néointimale tardive dans les

90 µm DIN, risques d’infection

Guérison Capsule interne fibrineuse, capsule extérieure de collagène, îlots endothéliaux rares Couverture luminale de fibrine, endothélium très sporadique Formation de fibrine luminale et fixation de plaquettes, capsule de tissu conjonctif avec des cellules géantes entourant des corps étrangers Invasion des macrophages et des polynucléaires, migration des fibroblastes, angiogenèse, néo-intima plus épaisse, endothélialisation

1.3.4 Les polymères synthétiques utilisés pour la génération de cornées