Prothèses vasculaires synthétiques

L’avènement des prothèses vasculaires synthétiques textile commença en 1952 lorsque Arthur Voorhees eut l’idée de remplacer l’aorte par une structure synthétique en toile de parachute (Vinyon N) cousue pour former des tubes [51]. Ces tubes ont été implantés chez une trentaine de chiens dont la plupart ont survécu plusieurs dizaines de jours avant d’être sacrifiés [61,62]. À la suite de cette découverte majeure, des matériaux comme le polyacrylonitrile (Orlon®_{), le polyvinyle alcool (Ivalon}®_{), le polyamide 6-6 (Nylon}®_{), le}

polyéthylène téréphtalate (Dacron®_{) et le polytetrafluoroéthylène (Téflon®) ont été utilisé}

sous forme tubulaire textile pour le remplacement de vaisseaux sanguins. Cependant, le Nylon®_{, l’Orlon}®_{, le Vinyon N}® _{et l’Ivalon}® _{ont été rapidement abandonnés pour leur}

instabilité mécanique [63]. Dans les années 70 et 80, le polyuréthane (PU) devient un matériau de prédilection pour la fabrication de prothèse vasculaire. L’intérêt d’utiliser ce matériau réside dans ses propriétés mécaniques. En effet, les prothèses en PU ont une compliance proche des artères ce qui n’est pas le cas des autres polymères. Cependant, à long terme, ce polymère se dégrade en engendrant des produits de dégradation toxique. Ces prothèses ont été donc retirées du marché [64,65]. Ce polymère reste néanmoins intéressant en le copolymérisant. Aujourd’hui, le Dacron et le Téflon sont les matériaux synthétiques de prédilection utilisés pour le remplacement vasculaire.

5.4.1 Polytétrafluoroéthylène (PTFE)

Le PTFE a été commercialisé, pour la première fois, dans les années 1940 par la société Du Pont de Nemours sous le nom de Téflon® puis introduit comme substitut vasculaire en

33 1963 par Edwards sous la forme de structure textile. Suite à la déstructuration in vivo de cette structure textile, elle a très vite été abandonnée dans les années 70 pour faire place à une structure microporeuse appelée Gore-Tex®_{. Ces prothèses vasculaires en}

polytétrafluroéthylène expansé (ePTFE) (Figure 13) sont fabriquées en compactant et extrudant du PTFE en solution, puis en effectuant un étirage thermomécanique. C’est ce dernier traitement qui donne la structure microporeuse ; les chaines de polymère s’alignent et s’organisent sous forme de cristallites ce qui augmente la porosité. Les prothèses en ePTFE peuvent posséder un enrubannage ou une armature en PTFE solide qui permet de résister à la plicature.

Le ePTFE possède une excellente stabilité mécanique, mais aussi une grande hydrophobicité ce qui lui permet d’être moins thrombogène que les autres matériaux comme le PET. Néanmoins, les prothèses en PTFE n’ont aucune compliance et des propriétés d’élasticité très faibles. De par ces différentes caractéristiques, l’utilisation de l’ePTFE est préconisée dans le remplacement des artères de moyens et faibles diamètres (entre 10 mm et 5 mm). Selon certaines études [66], le taux de réussite de ces prothèses est de 61 % après 3 ans d’implantation et de 45 % après 5 ans pour des pontages fémoro- poplités.

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Figure 13. Structure des prothèses en ePTFE, a. Prothèse en ePTFE [60], b.

Observation d’une coupe transversale d’une prothèse de ePTFE au microscope électronique à balayage [67]

5.4.2 Polyéthylène téréphtalate (PET)

Les fibres de PET connues sous le nom de Dacron® _{ont été commercialisées par la société}

Du Pont de Nemours en 1950. En 1958, un nouveau dispositif de tricotage développé par Thomas Edman permit la fabrication de tubes de PET tricotés de différents calibres possédant des bifurcations à l’image du système vasculaire. Il permit à Michael De Bakey de les implanter avec succès sur un grand nombre de patients au niveau de l’aorte thoracique, l’aorte abdominale et dans les artères périphériques [68]. Aujourd’hui, les prothèses textiles en PET sont soit tissées, soit tricotées et n’ont pas changé fondamentalement. Cependant, la création de fils texturés à la place de fils conventionnels sur la surface externe, conduisant à la conception de prothèses à effet velours, a amélioré de manière significative la cicatrisation. L’effet velours interne et externe n’a néanmoins pas porté ses fruits, car trop instable chimiquement et mécaniquement.

35 La fabrication des prothèses en PET commence par la production des fils de PET sous extrusion et étirage à une température proche de la température de fusion. Cet étirage permet d’orienter les chaines de polymère et de favoriser la cristallisation. Ces filaments sont ensuite tissés ou tricotés pour former le tube de prothèse. Par la suite, une compaction chimique permet de rétracter le fil suivant la direction longitudinale et d’augmenter le diamètre du fil et donc l’étanchéité de la prothèse. La prothèse passe ensuite par une étape de gaufrage qui consiste à former le cosselage par mis en forme thermique. Les prothèses sont finalement nettoyées, imprégnées et stérilisées le plus souvent par irradiation gamma. Les prothèses vasculaires sont, à cause de leur structure textile, perméables au sang. Par conséquent, les chirurgiens passent par une étape de précoagulation. Il s’agit de tremper la prothèse dans le sang et laisser le sang coaguler pour perméabiliser la prothèse avant de l’implanter. Pour éviter cette étape, les prothèses en PET conçues aujourd’hui sont imprégnées par des gels de collagène, de gélatine ou d’albumine. Ces gels, biodégradables, se dégradent entre 1 et 4 semaines et produisent les mêmes résultats que les prothèses précoagulées. Le taux de réussite des prothèses en PET est de 93% pour le remplacement de vaisseaux sanguins de grands diamètres comme l’aorte mais de 43 % pour les artères périphériques après 5 ans d’implantation [66]. Ces résultats montrent que les prothèses en PET sont majoritairement plus utiles pour le remplacement de grand diamètre comparé à l’ePTFE. Le PET est moins hydrophobe et montre à long terme une plus mauvaise stabilité chimique, néanmoins il montre des propriétés mécaniques plus proche des artères, améliorées par le cosselage.

Récemment, une nouvelle prothèse avec de l’héparine greffée à sa surface a permis d’obtenir de meilleurs résultats que les prothèses en ePTFE [69–71] (55 % de taux de réussite contre 43% après 3 ans pour des pontages fémoro-poplités ou infra-inguinaux. D’autres recouvrements ont été également utilisés comme l’argent, le carbone ou des polymères fluorés afin d’améliorer la résistance aux infections ou améliorer la stabilité chimique [72]. Une autre innovation portant sur les dimensions des prothèses en PET a permis d’améliorer leur compliance. En effet, des chercheurs ont démontré que la compliance des prothèses artérielles en PET est directement reliée à leur épaisseur. De

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nouvelles prothèses plus fines ont donc vu le jour [73], mais le manque de résultats publiés ne permet pas de conclure sur une quelconque amélioration du point de vue médical.

Figure 14. a. Surface interne d’une prothèse vasculaire en PET tricotée avec effet

velours, b. Surface interne d’une prothèse vasculaire en PET tricotée (grossissement inconnu) [60]