Le but de cette section est d’exposer le contexte du projet en résumant les travaux précédents à cette thèse codirigés par le LPMT et le LIS concernant l’optimisation de la structure textile des prothèses vasculaires [1]. Les premiers travaux sur l’endothélialisation des prothèses vasculaires sont donc résumés pour mettre en contexte l’optimisation proposée par nos laboratoires.
8.1 Pré-endothélialisation des prothèses vasculaires
8.1.1 Endothélialisation in vitro des prothèses vasculaires
Le concept d’endothélialisation des prothèses vasculaires a été démontré dans plusieurs études cliniques ces 30 dernières années [155]. Tout d’abord, une première stratégie en une étape fut proposée afin d’endothélialiser les prothèses en ePTFE. Il s’agissait de récolter les cellules du patient, de les ensemencer sur les prothèses en ePTFE couverte soit de sang, de gel de fibrine ou de plasma sanguin, et d’implanter ces prothèses directement chez le patient. Ces essais ont permis d’améliorer le taux de réussite après 1 an, mais montraient tout de même des résultats mitigés à cause de la délamination des cellules endothéliales par le flux sanguin [155]. Grâce à ce constat, les chercheurs ont pris en compte qu’il fallait laisser les cellules endothéliales pour qu’elles maturent et deviennent confluentes. Pour ce faire, une étape supplémentaire après endothélialisation in vitro a été rajoutée pour permettre aux cellules de fabriquer leur matrice extracellulaire et de résister au flux sanguin. Les résultats de remplacement d’artères femoro-poplitées par des prothèses en ePTFE encemencées de cellules endothéliales ont montré des taux de réussites supérieurs à 70 % pour des prothèses de 7 mm de diamètre et supérieurs à 60 % pour des prothèses de 6 mm de diamètre. Cette étude, comportant plus de 400 patients humain, montre un bénéfice
63 important de la présence de cellules endothéliales sur la paroi des prothèses vasculaires [156].
Plus récemment, des EPCs ont été ensemencées sur les prothèses vasculaires en ePTFE et en PET. Ces études ont montré une meilleure réactivité des EPCs aux stimuli mécaniques par rapport aux cellules endothéliales matures [157].
Cependant, l’adhésion des cellules endothéliales est une étape clé pour la prolifération des cellules endothéliales. Les précédentes études ont montré un réel bénéfice de faire proliférer des cellules endothéliales sur la surface des prothèses artérielles. Cependant, cette méthode pose la question de la bonne adhésion des cellules endothéliales sur les surfaces hydrophobes des matériaux utilisés en chirurgie vasculaire non propice à un attachement durable des cellules endothéliales.
8.1.2 Effet de la structure des prothèses vasculaires sur l’endothélialisation Au vu des résultats d’enthélialisation in vitro sur des prothèses vasculaires en ePTFE, une première question soulevée par le LIS et le LPMT concerne l’influence de la structure textile des prothèses en PET sur la pré-endothélialisation. Une analyse des interactions entre structure des prothèses en PET et adhésion et prolifération des cellules endothéliales a permis une meilleure compréhension des phénomènes structurels des prothèses mis en cause. Pour ce faire, la prolifération et l’adhésion des cellules endothéliales ont été comparées sur cinq structures en PET (deux textiles tissés, deux textiles tricotés et un film)
in vitro [158]. Les résultats ont montré que l’adhésion des cellules endothéliales était
meilleure sur les structures textiles des prothèses vasculaires commerciales. Cependant, les cellules ne proliféraient pas en monocouche à l’image de l’artère native, mais plutôt dans la structure tridimensionnelle de la prothèse, le long des fibres (Figure 24) ou au travers du textile. Ceci implique qu’une telle prolifération pourrait n’avoir aucun effet sur la résistance à la thrombose de la prothèse. En effet, les cellules arrivant à confluence au bout de 15 jours ne prolifèrent pas en monocouche mais de manière chaotique et ne formeraient pas un endothélium pleinement fonctionnel. L’échelle micrométrique, néanmoins trop grande, de
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la structure fibreuse (diamètre égal à 13 μm) et des pores (la largeur entre les fibres d’une prothèse tissées est égale à 30 μm) des prothèses tissées comme tricotées en sont principalement la cause. Il est donc nécessaire de concevoir une structure adaptée à la taille des cellules endothéliales (diamètre égal à 8 à 10 μm).
Figure 24. Structures textiles de prothèses vasculaires (filaments noirs) avec des cellules endothéliales photographiées au microscope à fluorescence après 5 jours de
prolifération. Les filaments d’actine et les noyaux des cellules sont respectivement marqués à la rhodamine-phalloïdine (couleur rouge rosée) et au DAPI (couleur bleue).
A : prothèse tissée avec effet velours (Biomateriali©) ; B : prothèse tricotée avec effet
velour (Biomateriali©) ; C : prothèse tissée (Cardial©) ; D : prothèse tricotée (Cardial©)
65 Les études de pré-endothélialisation des prothèses vasculaires montrent bien la nécessité de créer une interface qui permet à la fois l’adhésion des cellules endothéliales et la prolifération en monocouche des cellules endothéliales. Ces conditions sine qua non permetraient une prolifération et une rétention durable des cellules endothéliales vers la formation d’un endothélium fonctionnel sur les prothèses vasculaires.
8.2 Effet du recouvrement d’un échafaudage de nanofibres d’acide
polylactique sur l’endothélialisation des prothèses vasculaires
Afin de permettre une prolifération en monocouche des cellules endothéliales sur des structures textiles, il était nécessaire de concevoir un appareillage capable de fabriquer une structure textile d’échelle inférieure au micromètre permettant le recouvrement des prothèses vasculaires. L’appareillage en question, conçu initialement au LIS et appelé filage par jet d’air, permet de fabriquer des textiles de nanofibres non-tissés. Une étude publiée en 2009 [159] exposa, pour la première fois, la technique du filage par jet d’air et le bénéfice d’utiliser une interface de nanofibres pour l’endothélialisation des prothèses vasculaires textiles. Tout d’abord, la technique du filage par jet d’air, qui sera plus détaillée dans le chapitre IV, est décrite comme un moyen de production de nanofibres par l’étirage d’une solution polymérique grâce à un flux d’air à haute vitesse. Ensuite, une analyse d’image des échafaudages de nanofibres d’acide polylactique a permis d’une part, de déduire que les fibres possédaient un diamètre entre 200 nm et 400 nm et, d’autre part, d’étudier de manière préliminaire la rupture des fibres en fonction de certains paramètres de filage. Finalement, les échafaudages ont été pulvérisés sur des surfaces textiles de prothèses vasculaires et ensemencés de cellules endothéliales. Ces échantillons ont été comparés à des prothèses vierges, mais aussi à des films, comme contrôles pour la prolifération en monocouche. Les résultats ont montré que les cellules endothéliales proliféraient en monocouche à l’image de l’artère native, et en plus grand nombre sur les structures nanofibreuses après 15 jours de prolifération [159]. La comparaison entre les Figures 25.A et 25.C ne montre aucune différence en ce qui concerne la disposition en monocouche des cellules endothéliales (Figure 25).
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Figure 25. Images en microscopie à fluorescence des cellules endothéliales marquée à
la rhodamine/ phalloïdine (filament d’actine) et au DAPI (noyaux des cellules). A : film de PET ; B : Prothèse tissée Cardial ; C : Prothèse tissée recouverte de nanofibres (vert) [159].
8.3 Adhésion des nanofibres sur les structures textiles des prothèses en PET
Afin de résister aux forces de cisaillement appliquées sur la couche de nanofibres, il est nécessaire d’améliorer l’adhésion entre les nanofibres sur les structures textiles. Pour ce faire, des traitements plasma à l’air et à l’azote (N2) ont été effectués sur les prothèses afin
d’activer la surface en diminuant la tension de surface avant de déposer les nanofibres et ainsi crée des liaisons faibles entre des nanofibres hydrophobes et des structures textiles hydrophiles. Les échantillons ont ensuite été testés par test d’arrachement. Les résultats de cette étude ont démontré que les traitements par plasma N2 permettaient une meilleure
adhérence des nanofibres sur la surface de la prothèse tout en empêchant la dégradation de la prothèse pendant le traitement de surface contrairement aux traitements à l’air [160]. L’étude en question [160] fait également la preuve de concept que la technique du filage par jet d’air permet le recouvrement des prothèses vasculaires sous forme tubulaire par des nanofibres par la conception d’un nouvel appareillage qui maintient la prothèse.