Valves cardiaques par génie tissulaire : simplification des essais et concept tubulaire

Texte intégral

(1)Valves cardiaques par génie tissulaire. Simplification des essais et concept tubulaire. Mémoire. Maxime Picard-Deland. Maîtrise en génie mécanique Maître ès sciences (M. Sc.). Québec, Canada. © Maxime Picard-Deland, 2016.

(2) Valves cardiaques par génie tissulaire. Simplification des essais et concept tubulaire. Mémoire. Maxime Picard-Deland. Sous la direction de : Jean Ruel, directeur de recherche François A. Auger, codirecteur de recherche.

(3) Résumé Les substituts valvulaires disponibles actuellement comportent encore plusieurs lacunes. La disponibilité restreinte des allogreffes, les risques de coagulation associés aux valves mécaniques et la durabilité limitée des bioprothèses en tissu animal sont toutes des problématiques que le génie tissulaire a le potentiel de surmonter. Avec la méthode d'auto-assemblage, le seul support des cellules consiste en leur propre matrice extracellulaire, permettant la fabrication d'un tissu entièrement libre de matériau exogène. Ce projet a été précédé par ceux des doctorantes Catherine Tremblay et Véronique Laterreur, ayant respectivement développé une méthode de fabrication de valves moulées par auto-assemblage et une nouvelle version de bioréacteur. Au cours de cette maîtrise, le nouveau bioréacteur a été adapté à une utilisation stérile avec des tissus vivants et la méthode de fabrication de valves moulées a été modifiée puis éprouvée avec la production de 4 prototypes. Ces derniers n'ont pas permis d'obtenir des performances satisfaisantes en bioréacteur, motivant la conception d'une nouvelle méthode. Plutôt que de tenter de répliquer la forme native des valves cardiaques, des études récentes ont suggéré une géométrie tubulaire. Cela permettrait une fabrication simplifiée, une implantation rapide, et un encombrement minimal en vue d'opérations percutanées. Cette approche minimaliste s'accorde bien avec la méthode d'auto-assemblage, qui a déjà été utilisée pour la production de vaisseaux de petits diamètres. Un total de 11 tubes ont été produits par l'enroulement de feuillets fibroblastiques autoassemblés, puis ont été transférés sur des mandrins de diamètre inférieur, leur permettant de se contracter librement. La caractérisation de deux tubes contrôles a démontré que cette phase de précontraction était bénéfique pour les propriétés du tissu en plus de prévenir la contraction en bioréacteur. Les prototypes finaux pouvaient supporter un écoulement physiologique pulmonaire. Cette nouvelle méthode montre que le procédé d'auto-assemblage a le potentiel d'être utilisé pour fabriquer des valves cardiaques tubulaires.. iii.

(4) Abstract High hopes are placed on tissue engineered heart valves to circumvent the restricted availability of allografts, the coagulation risks caused by mechanical valves and the limited durability of pericardial bioprostheses. With the self-assembly method, the only support for the cells is the extracellular matrix they themselves produce, allowing the tissue to be completely free from exogenous materials during its entire fabrication cycle. The project was preceded by those of the doctorate students Catherine Tremblay and Véronique Laterreur, who developed a new method to produce auto-assembled molded valves and a new version of the bioreactor used by our group, respectively. During this master, the new bioreactor has been adapted to a sterile use with living tissues and the molded valves method has been modified and tested with the production of 4 prototypes, which didn't provide satisfying results during their bioreactor trials. A new fabrication method was thus developed. Recently, the tubular shape has been suggested as a simple and effective geometry for tissue engineered heart valves, allowing easy fabrication, fast implantation, and minimal crimped footprint from a transcatheter delivery perspective. This minimalistic design is also well-suited for the self-assembly method, which has already proven its potential for small diameter vascular grafts. A total of 11 tubular constructs were produced by rolling self-assembled human fibroblastic sheets on solid mandrels. After maturation, the tissues were transferred onto smaller diameter mandrels to allow their free contraction. The characterization of two control tubes revealed that while preventing further contraction in the bioreactor, this precontraction phase was also beneficial for the tissue properties. The final prototypes could withstand a physiological pulmonary flow. This new method shows that the self-assembly process could be used to achieve functional tubular heart valves.. iv.

(5) Table des matières Résumé ..................................................................................................................................................... iii Abstract .................................................................................................................................................... iv Table des matières.................................................................................................................................... v Liste des tableaux .................................................................................................................................. viii Liste des figures ....................................................................................................................................... ix Remerciements ...................................................................................................................................... xiii Chapitre 1 – Introduction ....................................................................................................................... 1 Chapitre 2 – Revue de littérature ........................................................................................................... 6 2.1. Physiologie et environnement mécanique de la valve aortique ........................................ 6. 2.1.1. Fonction ........................................................................................................................... 6. 2.1.2. Maladies valvulaires ........................................................................................................ 7. 2.1.3. Débit et pression sanguine............................................................................................. 7. 2.1.4. Géométrie de la valve ................................................................................................... 10. 2.1.5. Structure et biomécanique des feuillets ..................................................................... 11. 2.1.6. Note sur la valve pulmonaire ...................................................................................... 13. 2.2. Substituts de valves aortiques commerciaux ..................................................................... 13. 2.2.1. Besoins et marché ......................................................................................................... 13. 2.2.2. Allogreffes ...................................................................................................................... 14. 2.2.3. Valves mécaniques ........................................................................................................ 15. 2.2.4. Bioprothèses .................................................................................................................. 16. 2.2.5. Valves percutanées ........................................................................................................ 17. 2.3. Valves cardiaques par génie tissulaire ................................................................................. 18. 2.3.1. Méthodes traditionnelles .............................................................................................. 18. 2.3.2. Méthode d’auto-assemblage ........................................................................................ 19. 2.3.3. Conditionnement en bioréacteur ................................................................................ 21. 2.4. Valves tubulaires .................................................................................................................... 24. 2.4.1. Historique de la valve 3f et expérience clinique ....................................................... 25. 2.4.2. Valve développée par Carlos G. Duran et Wolfgang A. Goetz ............................. 26. 2.4.3. Le concept tubulaire en génie tissulaire ..................................................................... 26. v.

(6) Chapitre 3 – Bioréacteur ....................................................................................................................... 28 3.1. Objectifs de conception ....................................................................................................... 28. 3.1.1. Applications typiques ................................................................................................... 28. 3.1.2. Modélisation du système cardiovasculaire ................................................................. 30. 3.1.3. Caractéristiques principales de l'écoulement ............................................................. 31. 3.2. Montage .................................................................................................................................. 32. 3.2.1. Première version ........................................................................................................... 32. 3.2.2. Nouvelle configuration ................................................................................................ 34. 3.2.3. Fluide .............................................................................................................................. 36. 3.2.4. Instrumentation et mesures ......................................................................................... 37. 3.2.5. Système de sécurité ....................................................................................................... 39. 3.3. Contrôle .................................................................................................................................. 40. 3.3.1. Simplification des commandes.................................................................................... 40. 3.3.2. Quatre paramètres de contrôle ................................................................................... 42. 3.3.3. Procédure pour les essais ............................................................................................. 47. Chapitre 4 – Valves moulées ................................................................................................................ 48 4.1. Méthode initiale de Catherine Tremblay et VM1 ............................................................. 48. 4.1.1. Fabrication de valves moulées .................................................................................... 48. 4.1.2. Premiers essais en bioréacteur avec VM1 ................................................................. 49. 4.1.3. Problématiques .............................................................................................................. 52. 4.2. Modifications à la méthode et VM2................................................................................... 53. 4.2.1. Modifications aux sutures ............................................................................................ 53. 4.2.2. Modifications au support de la valve ......................................................................... 54. 4.2.3. Essais en bioréacteur avec VM2 ................................................................................. 56. 4.3. Constat final et VM3-4 ......................................................................................................... 58. 4.3.1. Fermeture des commissures ........................................................................................ 58. 4.3.2. VM3 et VM4 ................................................................................................................. 59. 4.3.3. Limites de la méthode .................................................................................................. 60. Chapitre 5 – Valves tubulaires .............................................................................................................. 63 5.1. Conception préliminaire ....................................................................................................... 63. 5.1.1. Production de tubes auto-assemblés .......................................................................... 63. 5.1.2. Support et installation en bioréacteur ........................................................................ 64. 5.1.3. Essais avec une valve synthétique............................................................................... 65 vi.

(7) 5.2. VT série 1 – Optimisation de la méthode ......................................................................... 66. 5.2.1. Caractéristiques des prototypes................................................................................... 66. 5.2.2. Méthode d'enroulement initiale .................................................................................. 67. 5.2.3. Production de tube par empilement........................................................................... 68. 5.2.4. Méthode d'installation .................................................................................................. 69. 5.2.5. Essais en bioréacteur - Évolution des prototypes .................................................... 71. 5.3. VT série 2 – Production de 6 tubes en parallèle ............................................................... 73. 5.3.1. Conception de plaques et de contenants de culture ................................................ 73. 5.3.2. Caractéristiques des prototypes................................................................................... 76. 5.3.3. Méthode de fabrication finale ..................................................................................... 76. 5.3.4. Résumé des essais en bioréacteur ............................................................................... 77. 5.4. Résultats avec la méthode finale ......................................................................................... 78. 5.4.1. Effets de la phase de précontraction .......................................................................... 78. 5.4.2. Tests mécaniques avant les essais en bioréacteur ..................................................... 79. 5.4.3. Conditions maximales d'écoulement .......................................................................... 81. 5.4.4. Analyse des feuillets après les essais en bioréacteur ................................................. 84. 5.4.5. Discussion sur les limites de la méthode ................................................................... 86. Chapitre 6 – Conclusion........................................................................................................................ 89 Bibliographie ........................................................................................................................................... 94. vii.

(8) Liste des tableaux Tableau 5.1 - Épaisseurs et propriétés mécaniques circonférentielles moyennes des tubes autoassemblés avant leur mise en bioréacteur, comparées à des résultats pertinents tirés de la littérature. ...................................................................................................... 80 Tableau 5.2 - Débit (Qmax) et pression transvalvulaire (ΔPmax) maximaux supportés par les prototypes tubulaires auto-assemblés, comparés aux valeurs physiologiques provenant de la littérature. ............................................................................................ 84. viii.

(9) Liste des figures Figure 2.1 - Position anatomique et géométrie de la valve aortique (traduit de [7]).................... 6 Figure 2.2 - Courbes de débit et de pressions physiologiques à la valve aortique d'un adulte normal au repos, ramenées sur un cycle de 1 seconde (rythme cardiaque fixé à 60 bpm).. ................................................................................................................................. 8 Figure 2.3 - Variations de pression sanguine dans l'arbre artériel (données tirées de [13]). ....... 9 Figure 2.4 - Feuillets de valve porcine dans leur tronc aortique, coupé longitudinalement (tiré de [15]). ............................................................................................................................ 10 Figure 2.5 - Définition des aires d'ouverture de la valve par rapport au profil d'écoulement systolique. ........................................................................................................................ 11 Figure 2.6 - Les trois couches principales composant le tissu des feuillets de la valve aortique (traduit de [20]). .............................................................................................................. 12 Figure 2.7 - Allogreffe d'une valve aortique de Cryolife [34]. ....................................................... 15 Figure 2.8 - Valve mécanique Regent de St. Jude Medical [35]. ................................................... 16 Figure 2.9 - Valve porcine Hancock II de Medtronic [36]. ........................................................... 17 Figure 2.10 - Valve en péricarde bovin Perimount de Edwards Lifesciences [37]. ...................... 17 Figure 2.11 - Valve percutanée SAPIEN XT de Edwards Lifesciences [40]. ............................... 17 Figure 2.12 - Valve par génie tissulaire avec une matrice en polymère biodégradable (PGA), fabriquée par Hoerstrup et al. [41]. .............................................................................. 18 Figure 2.13 - Contraction in vivo d'une valve par génie tissulaire fabriquée par Weber et al. [22].. ..................................................................................................................................... 19 Figure 2.14 - Production de feuillets de fibroblastes par auto-assemblage au LOEX. ................ 20 Figure 2.15 - Géométrie d'une valve tubulaire en position ouverte (rouge foncé) et fermée (rouge clair). .................................................................................................................... 24 Figure 2.16 - Illustration d'une valve tubulaire suturée dans une aorte, en position fermée (tiré de [53]). ............................................................................................................................ 24 Figure 2.17 - Valve 3f de Medtronic [58]. .......................................................................................... 25 Figure 3.1 - Première version du bioréacteur, tel qu'utilisé lors des essais avec la valve VM1 avec du milieu de culture dans un incubateur............................................................ 33 Figure 3.2 - Vue en coupe de la nouvelle version du bioréacteur. ............................................... 35 Figure 3.3 - Nouvelle version du bioréacteur tel qu'utilisé lors des essais avec la valve VT6. ... 36 Figure 3.4 - Exemple d'approximation de l'aire d'ouverture géométrique à partir d'une image tirée des essais de la valve VT6.................................................................................... 39 Figure 3.5 - Exemple de commande utilisée avec la première version du bioréacteur.. ........... 41 Figure 3.6 - Commande paramétrée f1.0a1.0, avec une fréquence de 1 Hz et une amplitude de poussée de 1.0 V. ........................................................................................................... 43 ix.

(10) Figure 3.7 - Exemple de mesures de débit et de pression pour une valve tubulaire synthétique avec la commande f1.0a1.7r6.3 et deux niveaux de tension différents à la composante active. ........................................................................................................ 45 Figure 3.8 - Second exemple d'optimisation de la pressurisation de la composante de compliance (voir figure 3.7) avec la commande f1.0a1.9r6.7. ................................. 46 Figure 4.1 - Étapes de fabrication de la valve moulée VM1 avec la méthode de Catherine Tremblay ......................................................................................................................... 49 Figure 4.2 - Fermeture de la valve VM1, vue de haut, en conditions maximales d'écoulement au jour 7 des essais avec la commande f0.33a1.2, sans résistance périphérique ... 50 Figure 4.3 - Courbes de débit et de pression de la valve VM1 en conditions maximales d'écoulement au jour 7 des essais, avec la commande f0.33a1.2 sans résistance périphérique. ................................................................................................................... 50 Figure 4.4 - Coloration au trichrome de Masson d'une biopsie d'un feuillet de la valve VM1 (lame 14-0336), après les essais en bioréacteur.......................................................... 51 Figure 4.5 - Problématiques rencontrées avec la valve VM1. ...................................................... 52 Figure 4.6 - Valve VM2 dans son gabarit à plat après la suture des commissures. ................... 53 Figure 4.7 - Fermeture du tronc de la valve VM2 avec un appareil chirurgical d'autosuture (Covidien Endo GIA Universal Stapler 12mm). ....................................................... 54 Figure 4.8 - Modifications au support de la valve. ......................................................................... 55 Figure 4.9 - Fermeture de la valve VM2, vue de haut, en conditions maximales d'écoulement au jour 20 des essais avec la commande f1.0a1.6c4.1, sans résistance périphérique. ................................................................................................................... 56 Figure 4.10 - Courbes de débit et de pression de la valve VM2 en conditions maximales d'écoulement au jour 20 des essais, avec la commande f1.0a1.6c4.1 sans résistance périphérique.. ................................................................................................ 57 Figure 4.11 - Colorations au trichrome de Masson de biopsies provenant d'un feuillet de la valve VM2, après les essais en bioréacteur. ............................................................... 58 Figure 4.12 - Montage utilisé pour stabiliser le gabarit à plat pendant la suture des commissures. .................................................................................................................. 59 Figure 4.13 - Dégradation du tissu suite aux sutures continues des commissures de la valve VM4................................................................................................................................. 60 Figure 5.1 - Composantes conçues pour l'installation des valves tubulaires en bioréacteur. ... 64 Figure 5.2 - Valve tubulaire synthétique en nylon. Le tissu est suturé en un tube de Ø23 mm puis installé sur le support avec trois. ......................................................................... 66 Figure 5.3 - Enroulement de feuillets auto-assemblés pour la production de tubes de grands diamètres. ........................................................................................................................ 68 Figure 5.4 - Fabrication d'un tube en utilisant un tissu produit par l'empilement de 8 feuillets auto-assemblés................................................................................................................ 69. x.

(11) Figure 5.5 - Procédure d'installation des valves tubulaires sur leur support, telle que réalisée avec la valve VT3........................................................................................................... 70 Figure 5.6 - Évolution des prototypes de la première série de valves tubulaires lors de leurs essais en bioréacteur. ..................................................................................................... 72 Figure 5.7 - Longues plaques de culture de 1250 cm² faites sur mesure. ................................... 74 Figure 5.8 - Contenants de maturation des valves tubulaires. ...................................................... 75 Figure 5.9 - Méthode de fabrication finale des valves tubulaires auto-assemblées.................... 77 Figure 5.10 - Comparaison de la microstructure du tissu avec ou sans étape de précontraction.. ..................................................................................................................................... 79 Figure 5.11 - Courbe de contrainte-déformation mesurée lors des tests mécaniques de l'un des échantillons sans précontraction.................................................................................. 81 Figure 5.12 - Vue de dessus de la fermeture des valves tubulaires en conditions maximales d'écoulement au jour 2 des essais. ............................................................................... 82 Figure 5.13 - Courbes de débit et de pression mesurées avec les valves tubulaires en conditions maximales d'écoulement au jour 2 des essais.. ........................................................... 83 Figure 5.14 - Analyse des feuillets de la valve VT9 après les essais en bioréacteur. ................... 85. xi.

(12) À la transparence. “Sal, we gotta go and never stop going 'till we get there.' 'Where we going, man?' 'I don't know but we gotta go.” ― Jack Kerouac, On the Road. xii.

(13) Remerciements J'aimerais remercier tous ceux qui ont contribué à ce projet de maîtrise : Jean Ruel, mon directeur qui a su me faire apprécier les sciences expérimentales avec un sujet motivant et son excellent sens de l'efficacité. Mes méthodes de travail auront évolué dans cette direction grâce à ce projet de maîtrise. J'ai énormément apprécié la liberté qu'il m'a laissée, les opportunités d'enseignement qu'il m'a données ainsi que sa disponibilité et sa patience remarquables. François A. Auger, mon codirecteur qui a su me procurer un environnement de travail impressionnant. Je me considère chanceux d'avoir pu mener des expériences dans le laboratoire qu'il a fondé. Todd Galbraith, l'assistant de recherche qui a envie de faire avancer les choses, qui a finalement accompagné toutes mes expériences avec les valves tubulaires et avec qui j'ai pu discuter de génie tissulaire alors que nous étions vissés dans la glace au milieu des chutes Montmorency. Mes collègues du bureau de design, Catherine qui a établi les bases du projet avec sa première méthode de fabrication et qui s'est appliquée à tout me montrer, Véronique qui m'a enseigné plusieurs concepts de la mécanique, tant en classe que de façon informelle, Marc-André qui a partagé son expertise de conception, Guillaume qui rendait ça drôle, et Marc-Antoine qui prend la suite avec enthousiasme. Mes collègues du groupe vasculaire, Dan qui est incroyablement attentionné, Cindy et ses techniques d'enroulement, Karine, Maxime et Jean-Michel pour leurs précieux conseils. Les professionnels du département de génie mécanique, Yves Jean qui connaît tout, Jean-Claude, Pierre et Patrice qui sont vraiment sympathiques. J'aimerais aussi remercier ceux qui ont accompagné mes années d'université, mes partenaires : De maîtrise, coin Myrand/Ste-Foy (Étienne, Matthieu, Guillaume), aussi mes partenaires de café, de sport, et de balcon respectivement, de soirées (Hub, Vince, Tom, Maryl), de bateau (Oli), de bac (Frala, Jobel, Lotur, Malem, Marti, Malav), de congrès (Kiefer, Fabien), de grimpe (Auré, Louit, Jeff, Rox), de jam (P-G), de scotch (Delangie), de défis (P-O, Jul), de vie : ma famille.. xiii.

(14) Chapitre 1 – Introduction Les valves cardiaques sont des valves antiretour qui dirigent l'écoulement du sang dans le coeur. La valve aortique, située à la sortie du cœur, est celle dont la fonction est la plus critique et qui supporte les contraintes mécaniques les plus importantes, la rendant plus exposée aux pathologies. Ces dernières peuvent être causées par des défauts congénitaux, ou encore provenir d’autres facteurs de risques cardiovasculaires comme l’obésité, le diabète, l'hypertension, ou simplement l’usure due au vieillissement. Dans la plupart des cas, lorsque la valve aortique est défaillante, il est nécessaire de la remplacer par une prothèse mécanique ou biologique [1]. Ce type d'opération connaît une forte croissance, en lien avec le vieillissement de la population et l'amélioration des techniques de chirurgie. En 2016, le marché mondial des substituts de valves cardiaques atteindra une valeur estimée à près de 3 milliards de dollars [2]. Malgré la progression remarquable de la qualité des substituts implantés au cours des dernières décennies, ceux-ci comportent encore plusieurs lacunes. La disponibilité restreinte des allogreffes (valves provenant de banques de dons d'organes), les risques de coagulation causés par les valves mécaniques et la durabilité limitée des bioprothèses en tissu animal sont tous des problématiques qui affectent énormément la vie des receveurs de prothèses valvulaires [1]. Description du programme de recherche. La production de valves cardiaques par génie tissulaire, spécialité multidisciplinaire qui étudie la production d'organes en laboratoire, aurait le potentiel de surmonter ces problématiques. L’objectif du programme de recherche dans lequel s’inscrit ce projet de maîtrise est d'élaborer une technique de fabrication d'un nouveau substitut valvulaire à partir de tissus autologues, c'està-dire issus des cellules du patient lui-même. Un tel substitut pourrait être fait sur mesure pour la géométrie du cœur du patient et serait parfaitement biocompatible. Sa fabrication à partir de tissus vivants, contrairement aux prothèses disponibles actuellement, lui donnerait l'avantage de pouvoir s'autoréparer et grandir avec le patient. Ces travaux de recherche s'effectuent dans le cadre d'une collaboration entre le bureau de design du Département de génie mécanique de l'Université Laval, dirigé par le professeur Jean Ruel, et le Laboratoire de recherche en organogénèse expérimentale de l'Université Laval (LOEX) à l'hôpital Enfant-Jésus, dirigé par le Dr François A. Auger.. 1.

(15) Plusieurs laboratoires dans le monde s'intéressent à cette application du génie tissulaire. Afin de reproduire la forme physiologique complexe d'une valve, différents types de support sont utilisés pour la culture cellulaire tels que des valves xénogéniques (de provenance animale) décellularisées ou des matrices polymériques. Bien que les résultats issus de ces méthodes soient prometteurs, plusieurs complications ont été observées lors des études précliniques : recellularisation partielle; contraction in vivo; ou encore un rejet immunitaire du substitut [3]. Les tissus vivants dont sont entièrement constituées les valves développées dans ce programme sont produits par la méthode novatrice d'auto-assemblage du LOEX. Avec cette méthode, le seul support des cellules consiste en leur propre matrice extracellulaire, ce qui permet une fabrication entièrement libre de matériau exogène. Le LOEX possède une expertise particulière dans la production de peau pour les grands brulés, et a aussi connu un succès clinique récent avec des greffes de cornée reconstruites en laboratoire. Son groupe de recherche vasculaire s'intéresse à l'application de la méthode d'auto-assemblage à la fabrication de vaisseaux sanguins et de valves cardiaques, ce qui le rend unique sur le plan de la recherche internationale. Cette maîtrise fait partie d'un projet entamé précédemment par d'autres étudiants en génie mécanique, et qui se poursuivra dans le futur au bureau de design. Un premier bioréacteur a d'abord été conçu et fabriqué au cours des projets de maîtrise de Rosalie Pelletier et Geneviève Lachance, dont les mémoires ont été déposés respectivement en 2009 et 2010. Ce dispositif est un système mécanique qui simule l'environnement cardiovasculaire et est utilisé pour faire fonctionner les substituts valvulaires in vitro. Au cours de son doctorat, l'étudiante Catherine Tremblay a ensuite établi une méthode de fabrication pour produire les premières valves cardiaques par auto-assemblage [4]. En parallèle, Véronique Laterreur a conçu une deuxième version du bioréacteur à la forme et au contrôle améliorés. Les deux étudiantes ont déposé leur thèse doctorale en janvier 2015. Le projet de maîtrise présenté dans ce mémoire a débuté à l'été 2013 et avait pour objectif global la poursuite du développement de la méthode de fabrication des valves, tout en intégrant la nouvelle version du bioréacteur aux essais in vitro du LOEX. Objectifs spécifiques de ce projet de maîtrise. Le troisième prototype produit par Catherine Tremblay demandait un temps de culture de 5 mois et pouvait soutenir un débit physiologique pour une courte durée. Bien que ce furent de bons résultats, ils ne purent être reproduits avec le quatrième et dernier prototype fabriqué dans le. 2.

(16) cadre de ce doctorat. De plus, le nouveau bioréacteur développé par Véronique Laterreur n'avait alors été testé qu'avec des valves en tissus synthétiques. Les objectifs plus spécifiques de ce projet de maîtrise étaient donc les suivants : 1. Améliorer la méthode pour qu'elle soit plus reproductible. 2. Réduire le temps de culture. 3. Adapter la nouvelle version du bioréacteur pour les essais avec des tissus vivants. L'atteinte des deux premiers objectifs permettrait entres autres d'augmenter le taux de production des valves et de mieux identifier la source des problèmes pouvant survenir lors des essais in vitro. L'atteinte du troisième objectif, qui implique aussi de simplifier et régulariser le contrôle des paramètres d'écoulement, permettrait de systématiser les essais et de les rendre plus efficaces. Réalisations et contenu du mémoire. Le chapitre 2 présente une revue de la littérature qui, sans être exhaustive, a pour objectif de diriger le lecteur vers les références scientifiques les plus pertinentes et les plus récentes en lien avec le projet. Un souci particulier a été porté à la mise en perspective de cette information par rapport au marché et aux besoins actuels des hôpitaux en termes de substituts valvulaires. Le chapitre 3 présente le montage expérimental, centré sur le bioréacteur, et met l'accent sur le lien entre ses paramètres de contrôle et les quantités physiques importantes qui sont mesurées. En adaptant la nouvelle version du bioréacteur à une utilisation avec des tissus vivants, un effort a aussi été dédié à la simplification de ses commandes afin de pouvoir les adapter facilement et rapidement lors des essais in vitro. Les chapitres 4 et 5 décrivent les prototypes de valve cardiaque fabriqués à partir de deux méthodes différentes : celle des valves moulées par empilement de Catherine Tremblay, et celle des valves tubulaires par enroulement, respectivement. Toutes deux sont basées sur le principe d'auto-assemblage du LOEX. Ces deux chapitres décrivent bien la chronologie des expérimentations liées à ce projet de maîtrise et sont résumés dans les paragraphes suivants. Le chapitre 4 présente donc les substituts valvulaires produits avec la méthode déjà établie de moulage de tissus empilés. Tout d'abord, une première valve, nommée VM1, a été fabriquée suivant cette méthode, sans aucune modification. Bien qu'elle n'ait pu résister à des conditions 3.

(17) d'écoulement intenses comme le troisième prototype de Catherine Tremblay, cette valve a fait l'objet d'essais prolongés sur 9 jours, soit une durée trois fois plus longue que les essais faits précédemment. Plusieurs modifications ont été apportées à la méthode pour produire la seconde valve de ce projet de maîtrise, VM2, incluant l'utilisation de la nouvelle version du bioréacteur. Ces modifications ont permis l'atteinte de conditions d'écoulement beaucoup plus élevées que pour le prototype précédent, sans toutefois obtenir un débit physiologique. La valve a alors fonctionné en continu sur une période de 22 jours, démontrant la stabilité du nouveau montage. Deux autres substituts ont par la suite été construits, VM3 et VM4, sans que ceux-ci ne puissent être testés en bioréacteur à cause de la fragilité des tissus. Cette situation a motivé l'essai d'une nouvelle méthode de fabrication, présentée dans le chapitre suivant. Plutôt que de tenter de répliquer la forme native des valves cardiaques, des études récentes ont suggéré une géométrie tubulaire [5] [6]. Cela permettrait une fabrication simplifiée, une implantation rapide, et un encombrement minimal en vue d'opérations percutanées. Comme le LOEX a déjà de l'expérience dans la production de vaisseaux de faibles diamètres par l'enroulement de feuillets cellulaires, le concept tubulaire s'est posé comme un choix logique pour ce programme de recherche. Le chapitre 5 décrit la méthode développée pour fabriquer des valves cardiaques tubulaires autoassemblées, ainsi que les résultats de leurs essais en bioréacteur. Avec ce concept, le temps de production a été réduit à 3 mois, tout en permettant de fabriquer plusieurs valves en parallèle dans un même pétri de culture. Une première série de 5 valves tubulaires a été produite, VT1-5, afin de tester différents paramètres et de raffiner la méthode. Ensuite, une série de 4 valves aux paramètres semblables, VT6-9, a permis d'établir les performances de la méthode finale. Les conditions d'écoulement ont été augmentées progressivement jusqu'à l'échec des valves dès le second jour, afin de déterminer rapidement leurs performances plutôt que de prioriser des essais prolongés. Des débits et des contraintes de pression intenses, quoiqu’infra-physiologiques, ont été atteints. En parallèle, la production de 2 valves contrôle, VTC1-2, a permis de caractériser le tissu à partir de tests mécaniques destructifs. Bien que la méthode doive encore être améliorée pour obtenir des substituts plus résistants et plus durables, celle-ci a démontré une très bonne reproductibilité grâce à sa fabrication aux manipulations réduites, son taux de production efficace et son installation en bioréacteur simplifiée. Elle représente donc en ce sens une évolution positive par rapport à la méthode précédente. De plus, l'utilisation du concept tubulaire pour la 4.

(18) production de valves cardiaques par auto-assemblage est une contribution nouvelle et originale apportée par ce projet de maîtrise. Finalement, le chapitre 6 conclut sur l'atteinte des objectifs et l'apport scientifique réalisé au cours de ces deux années de recherche. Il présente aussi quelques recommandations sur des modifications futures à apporter à la méthode de production et au montage expérimental. D'ailleurs, la suite du projet est déjà en cours avec les travaux d'autres étudiants portant sur l'amélioration de la méthode de fabrication des valves ainsi que sur le contrôle par intelligence artificielle du bioréacteur. Ils poseront donc eux aussi un pas supplémentaire vers l'atteinte de l'objectif global de ce programme de recherche, soit la production par génie tissulaire de valves cardiaques entièrement fonctionnelles et durables.. 5.

(19) Chapitre 2 – Revue de littérature 2.1 Physiologie et environnement mécanique de la valve aortique Le cœur est l'organe moteur de la circulation sanguine. Il fonctionne par la contraction de son tissu cardiaque, composé entre autres de cellules musculaires. Quatre chambres – deux oreillettes et deux ventricules – se remplissent et se vident d'environ 70 mL de sang chaque seconde, chez un adulte moyen. Cet écoulement est dirigé par quatre valves antiretour : les valves aortiques et pulmonaires, qui séparent les ventricules des artères à la sortie du cœur, et deux valves atrioventriculaires qui séparent les oreillettes des ventricules. Les valves aortique et pulmonaire sont très semblables du point de vue anatomique, mais la valve aortique est beaucoup plus sollicitée mécaniquement à cause de la force de contraction plus grande du ventricule gauche. La section suivante sert d'introduction à la physiologie et au fonctionnement de la valve aortique, qui est l'objet d'étude principal de ce mémoire.. 2.1.1 Fonction La valve aortique, située à la sortie cœur, a la fonction principale d'empêcher le retour du sang dans le ventricule gauche après sa contraction. Tel que le montre la figure 2.1, elle est formée de trois feuillets attachés à la base de l'aorte, qui se joignent de façon étanche en position fermée. Lorsqu'elle s'ouvre, les feuillets se replient vers la paroi de l'aorte et permettent ainsi le passage du sang. Valve aortique normale Aorte. Valve aortique. Ouverte. Ventricule gauche. Fermée. Figure 2.1 - Position anatomique et géométrie de la valve aortique (traduit de [7]).. 6.

(20) La valve est majoritairement composée de tissu conjonctif passif (voir section 2.1.5 Structure et biomécanique des feuillets, p.11), c'est-à-dire qui n'a pas de capacité contractile comme le tissu musculaire cardiaque. Ce type de tissu a principalement un rôle de soutien, et le mécanisme d'ouverture et de fermeture de la valve est simplement guidé par les gradients de pression engendrés par le battement du cœur (voir section 2.1.3 Débit et pression sanguine, p.7).. 2.1.2 Maladies valvulaires Les maladies valvulaires peuvent être causées par des défauts congénitaux, ou encore provenir d’autres facteurs de risques cardiovasculaires comme l’obésité, le diabète, ou simplement l’usure due au vieillissement. Déjà en 2006, il y avait annuellement plus de 100 000 opérations de remplacement valvulaire seulement aux États-Unis, ce qui représente des coûts de chirurgie de plus de 14 milliards de dollars [8]. Ce taux croît constamment depuis, avec le vieillissement de la population, l'augmentation des maladies cardiovasculaires et l'évolution des technologies biomédicales. On peut catégoriser les maladies valvulaires en deux grandes catégories : les sténoses et les insuffisances valvulaires. Une sténose correspond à une ouverture incomplète de la valve, le plus souvent due à une calcification des feuillets, ce qui entraîne une trop grande restriction à l'écoulement. Une insuffisance est caractérisée par une fermeture incomplète de la valve, ce qui entraîne un retour du sang vers le ventricule. Dans les deux cas, la prise de médication ne peut pas rétablir le bon fonctionnement de la valve, et la seule option est de la remplacer complètement par un substitut valvulaire (voir section 2.2 Substituts de valves aortiques commerciaux, p.13). Comme la valve aortique est la valve cardiaque la plus sollicitée, c'est aussi celle qui est la plus sujette à des problèmes de fonctionnement. Butcher et al. dressent un portrait plus complet des différentes maladies valvulaires [8].. 2.1.3 Débit et pression sanguine Un cycle cardiaque est composé de deux phases principales : la systole, durant laquelle la valve aortique est ouverte et le débit vers l'aorte est positif, et la diastole, durant laquelle la valve est fermée. Une courbe physiologique de débit à la sortie du cœur pour un adulte au repos est montrée en noir à la figure 2.2.. 7.

(21) Le volume de sang éjecté par le ventricule – soit l’intégrale dans le temps de la courbe de débit durant la systole – est d’environ 70 mL. Le débit instantané maximal est de l’ordre de 500 mL/s, ce qui représente une vitesse d’environ 1.2 m/s au centre de l’aorte [9]. Le début de la diastole est marqué par un léger retour de sang dans le ventricule, appelé régurgitation, qui est associé au délai de fermeture de la valve aortique. La régurgitation est généralement présentée en tant que fraction du volume éjecté, et est inférieure à 1% pour une valve en santé [9]. Toutefois, une régurgitation allant jusqu’à 50% peut être supportée sans symptôme pendant plusieurs années par un patient avec une valve insuffisante; le cœur peut s’adapter et compenser en augmentant le volume éjecté au besoin [10].. ~500 mL/s. ~90 mmHg. Systole. Diastole. Figure 2.2 - Courbes de débit et de pressions physiologiques à la valve aortique d'un adulte normal au repos, ramenées sur un cycle de 1 seconde (rythme cardiaque fixé à 60 bpm). Les données de débit et de pression aval sont tirées de [11] et celles de pression amont adaptées de [12].. Les courbes rouge et bleue de la figure 2.2 représentent respectivement la pression en amont et la pression en aval de la valve aortique. La différence entre les deux courbes est appelée pression transvalvulaire. La pression communément mesurée par les médecins est la pression artérielle en aval de la valve, qui varie normalement entre 80 et 120 mmHg au cours d’un cycle cardiaque. On peut voir sur la figure 2.3 que celle-ci reste environ la même dans la plupart des artères principales du corps. 8.

(22) Lorsque le cœur se contracte, la pression dans le ventricule augmente jusqu'à dépasser celle dans l'aorte, ce qui entraîne l'ouverture de la valve. Les parois élastiques de l'aorte se gonflent avec l'afflux du sang, récupérant une partie du débit pulsé par l'augmentation de volume ainsi créée. Lorsque le ventricule se relâche, la pression diminue en amont de la valve, alors que le retour élastique des parois aortiques la maintient élevée en aval. Les feuillets de la valve aortique se referment suivant ce gradient de pression, et empêchent donc le retour du sang vers le ventricule. Pendant la diastole, ils doivent supporter une pression transvalvulaire d'environ 90 mmHg. Lors de la systole, une faible pression transvalvulaire est un indice de restriction minimale des feuillets à l’écoulement, et donc d’une bonne ouverture. Elle est inférieure à 5 mmHg pour une valve en santé [9] alors qu’elle peut aller jusqu’à 50 mmHg pour une valve avec une sténose avancée [10]. Comme le débit pulsé du ventricule est restitué progressivement par l'élasticité des parois des artères, l'écoulement sanguin s'approche de plus en plus d'un régime permanent à mesure que l'on descend dans l'arbre artériel. Cela assure, au niveau capillaire, un approvisionnement continu en nutriments aux cellules du corps. La figure 2.3 montre l'évolution des variations de pression du sang dans l'arbre artériel, analogues aux variations de débit, en allant du ventricule gauche. Pression sanguine (mmHg). vers les capillaires qui alimentent les organes.. Ventricule gauche. Grosses artères. Aorte. Artérioles Capillaires. Figure 2.3 - Variations de pression sanguine dans l'arbre artériel (données tirées de [13]).. 9.

(23) 2.1.4 Géométrie de la valve Outre les gradients de pression, la géométrie de la valve aortique joue un rôle important dans son mécanisme d’ouverture et de fermeture. La figure 2.4 montre une valve porcine dans son tronc aortique, coupé longitudinalement. La ligne formée par la jonction entre un feuillet et la paroi aortique est appelée commissure. La paroi aortique est dilatée entre chacune des commissures, formant trois renflements nommés sinus de Valsalva. Lorsque le ventricule se relâche en début de diastole, le sang remplit ces espaces en formant des vortex qui contribuent à la fermeture des feuillets. En plus de réduire les contraintes mécaniques sur la valve à la diastole, la présence de sinus de Valsalva diminue la pression transvalvulaire à la systole, et donc l’effort de contraction du ventricule gauche [14].. Figure 2.4 - Feuillets de valve porcine dans leur tronc aortique, coupé longitudinalement (tiré de [15]).. L’aire d’ouverture et la pression transvalvulaire à la systole sont deux indices de restriction à l’écoulement qui sont utilisés pour caractériser les performances de la valve. Comme le montre la figure 2.5, l’aire d’ouverture géométrique (GOA, de l'anglais Geometric Opening Area) est une mesure directe de l’aire transversale d'ouverture des feuillets à la systole. Toutefois, l’écoulement en aval de la valve est marqué par des zones de recirculation dues à l’interstice entre la paroi aortique et le rebord des feuillets ouverts. Cela diminue l’aire de passage réelle du sang. L’aire d’ouverture effective (EOA, de l'anglais Effective Opening Area) permet de tenir compte de l’effet du vena contracta, qui est l’endroit où l’aire d’écoulement positif du sang est minimale en aval de la valve. Cette aire est calculée en suivant le principe de continuité; le débit peut être mesuré plus loin dans l’aorte, ce qui permet de déduire l’aire ouverture effective à partir d’une mesure de vitesse au vena contracta. Cette mesure peut être prise par échographie Doppler. L’aire d’ouverture. 10.

(24) effective est actuellement beaucoup plus utilisée par les chirurgiens pour choisir un substitut valvulaire, mais son calcul et les mesures qu’elle implique peuvent donner des résultats très variables. L’aire géométrique d’ouverture est une quantité plus directe, simple à obtenir et qui ne laisse aucune place à l’interprétation subjective [16].. (2$ YHQDFRQWUDFWD

(25) . *2$. )LJXUH '«ILQLWLRQ GHV DLUHV G RXYHUWXUH GH OD YDOYH SDU UDSSRUW DX SURILO G «FRXOHPHQW V\VWROLTXH (2$ $LUH GಬRXYHUWXUH HIIHFWLYH GH O DQJODLV (IIHFWLYH 2SHQLQJ $UHD

(26) *2$ $LUH GಬRXYHUWXUHJ«RP«WULTXH GHO DQJODLV*HRPHWULF2SHQLQJ$UHD

(27) . La superficie des feuillets est supérieure à la superficie nécessaire pour que ceux-ci se joignent à la fermeture. Cela leur permet d’épouser la forme des feuillets adjacents lors de la diastole, assurant une fermeture étanche. Cette zone dite de coaptation peut représenter jusqu’à 50% de la surface totale de chaque feuillet, qui est d'environ 5.6 cm² pour une valve de 25 mm de diamètre [17].. 6WUXFWXUHHWELRP«FDQLTXHGHVIHXLOOHWV Les feuillets de la valve aortique sont avasculaires et ont une épaisseur d'environ 0.5 mm [18]. Comme le montre la figure 2.6, ils sont divisés en trois couches distinctes : la ventricularis du côté du ventricule, la spongiosa au centre et la fibrosa du côté de l’aorte. Les trois couches sont peuplées de cellules valvulaires interstitielles dont le phénotype est variable. En effet, celles-ci peuvent autant adopter des caractéristiques fibroblastiques, et ainsi sécréter de la matrice extracellulaire, que des caractéristiques de cellules musculaires lisses, qui dans ce cas-ci ont un rôle de régulation du remodelage de la matrice par la sécrétion de protéines. Finalement, une couche simple de cellules endothéliales tapisse les deux surfaces des feuillets. Cette couche régularise la surface des feuillets pour le passage du sang et a des propriétés anticoagulantes, diminuant les risques de thrombose et d'inflammation [19].. 11.

(28) Bord libre du feuillet Aorte Fibrosa Spongiosa Ventricularis. Figure 2.6 - Les trois couches principales composant le tissu des feuillets de la valve aortique (traduit de [20]).. Tel que mentionné à la section 2.1.1 Fonction (p.6), la valve est composée de tissu conjonctif passif, c’est-à-dire avec un rôle de soutien et sans capacité contractile. La composante structurelle principale est un réseau de fibres de collagène qui sont multidirectionnelles et éparses dans la ventricularis, mais denses et alignées dans le sens circonférentiel dans la fibrosa. Cette dernière est la couche qui supporte la majorité des contraintes mécaniques. Des fibres d’élastine alignées dans le sens radial sont aussi présentes, majoritairement dans la ventricularis, et augmentent l'élasticité des feuillets. Différentes protéines sont aussi sécrétées par les cellules valvulaires, permettant entre autres l’interaction entre les différentes couches. Cette diversité dans la composition des feuillets donne à la valve des propriétés fortement anisotropes [21]. L’écoulement pulsé du sang entraîne des contraintes multidirectionnelles et instationnaires sur les feuillets. Par exemple, le cisaillement à leur surface dépend de la viscosité et de la vitesse du sang, et est maximal à la systole lorsque le débit est élevé. À la diastole, la pression transvalvulaire crée une tension biaxiale importante dans les feuillets. Finalement, le battement rapide de ces derniers entraîne une contrainte de flexion variable particulièrement importante aux commissures. Combinées ensemble, ces contraintes ont un effet sur l’activité cellulaire, et l’étude de cette interaction se nomme mécanobiologie. Sacks et Yoganathan ont publié une excellente revue de l’état des connaissances sur le sujet, appliquée aux valves cardiaques [19]. La contrainte mécanique qui est la plus souvent associée au conditionnement tissulaire est le cisaillement à la surface des feuillets. Celui-ci se transmet aux couches internes par les cellules endothéliales, dont l'orientation est influencée par le cisaillement. Alors qu’elles s’alignent parallèlement à la direction de l’écoulement dans le cas des vaisseaux sanguins, celles qui tapissent 12.

(29) les feuillets vont plutôt s’orienter dans la direction perpendiculaire, donc circonférentielle. Cet alignement se perpétue dans les fibres de la matrice extracellulaire, ce qui permet un renforcement des feuillets dans la direction de déformation principale. Ce phénomène n’est qu’un exemple de régulation biomécanique parmi d’autres, qui affectent continuellement le remodelage de la matrice extracellulaire [19].. 2.1.6 Note sur la valve pulmonaire La valve pulmonaire est très similaire à la valve aortique, mais subit des contraintes mécaniques moins élevées. Lors des études précliniques et cliniques de nouveaux substituts valvulaires destinés à la position aortique, l'implant est d'abord souvent testé en position pulmonaire [22] [23] [24], puisqu'un échec de cette valve est beaucoup moins dangereux pour la survie du sujet. Il est donc intéressant de connaître l'ordre de grandeur des paramètres d'écoulement pour une valve pulmonaire humaine. Bien que le débit moyen est évidemment le même qu'en position aortique, la contraction du ventricule droit n'est pas aussi forte que celle du ventricule gauche et le pic de débit instantané est environ deux fois moins intense en position pulmonaire, de l'ordre de 250 mL/s [25]. La pression transvalvulaire est quant à elle de l'ordre de 15 mmHg, soit environ six fois plus faible qu'en position aortique [26] [27].. 2.2 Substituts de valves aortiques commerciaux 2.2.1 Besoins et marché Tel que mentionné à la section 2.1.2 Maladies valvulaires (p.7), les opérations de remplacements valvulaires sont très fréquentes, particulièrement pour la position aortique. En 2016, le marché mondial des substituts de valves cardiaques atteindra une valeur estimée à près de 3 milliards de dollars [2]. La première opération de remplacement valvulaire réussie a été effectuée en 1960 par le Dr. Albert Starr, avec une valve à bille [1]. Les valves mécaniques ont beaucoup évolué depuis, et sont toujours très répandues en chirurgie. Toutefois, leur part de marché diminue d’année en année, pour donner place aux bioprothèses. Celles-ci, fabriquées à partir de tissu animal, offrent une hémodynamique plus naturelle. Le marché des substituts valvulaires a récemment été stimulé. 13.

(30) par l’arrivée en 2002 des valves percutanées (TAVR, de l'anglais Transcatheter Aortic Valve Replacement), qui permettent de procéder à un remplacement valvulaire sans les inconvénients d’une chirurgie à cœur ouvert. Les feuillets de celles-ci sont également faits à partir de tissu animal, mais on les distingue généralement de la catégorie des bioprothèses à cause de leur conception complètement différente, qui inclut un tuteur expansible en métal. Il est intéressant de noter que l’ingénieur qui a conçu la première valve mécanique implantée en 1960, Miles Lowell Edwards, a fondé la compagnie qui se nomme aujourd’hui Edwards Lifesciences [28], le plus grand fournisseur mondial de substituts valvulaires [29]. Cette compagnie fabrique maintenant exclusivement des bioprothèses et des valves percutanées. Le substitut valvulaire idéal aurait les propriétés d’une valve native en santé, en plus de pouvoir être implanté facilement. Tout d’abord, l’implant ne doit pas être rejeté par le système immunitaire et devrait avoir une durabilité aussi longue que la vie du patient. Évidemment, il doit remplir sa fonction principale d’empêcher le retour du sang à la diastole avec un minimum de régurgitation. Ensuite, il doit avoir une bonne réponse dynamique avec un mécanisme d’ouverture et de fermeture fluide et une pression transvalvulaire minimale à la systole. Si le substitut a une géométrie qui n’est pas suffisamment profilée ou une surface inappropriée, des zones de turbulence ou de stagnation peuvent se former, ce qui augmente dans les deux cas les risques de formation de caillots pouvant mener à des accidents vasculaires cérébraux [30]. Finalement, une valve idéale serait vivante et aurait les mêmes capacités de remodelage et d’autoréparation qu’une valve native, en plus de pouvoir grandir avec les jeunes patients. Malheureusement, aucun substitut valvulaire actuel ne remplit cette dernière condition, et les autres critères ne sont évidemment jamais parfaitement satisfaits. Kheradvar et al. ont récemment publié une excellente revue des différents types de valves commerciales disponibles et de leurs caractéristiques [1]. Les sections qui suivent sont un résumé des avantages et inconvénients des types de substituts les plus utilisés.. 2.2.2 Allogreffes Une allogreffe provient du cadavre d’un humain de taille semblable à celle du patient. Le tissu a alors toutes les propriétés hémodynamiques d'une valve native, mais celui-ci est dévitalisé puisque le système immunitaire du receveur ne peut accepter les cellules du donneur. Ces substituts sont greffés avec la racine aortique entière, permettant une meilleure intégration des. 14.

(31) feuillets dans l’aorte. Ils ont une durabilité d'environ 20 ans, ce qui se compare avantageusement aux autres types de substituts disponibles [31]. Les allogreffes proviennent de banques d’organes gouvernementales ou encore de compagnies de préservation de tissus comme Cryolife, le premier fournisseur de valves humaines en Amérique du Nord [32]. Au Canada, les allogreffes représentent 40% des opérations de remplacement valvulaire chez les enfants, alors qu'elles sont utilisées dans moins de 2% des cas chez l'adulte (statistique excluant le Québec) [33]. En effet, chez les personnes âgées, les autres types de substituts valvulaires performent bien et demandent des chirurgies moins complexes et mieux tolérées par ces patients. En pédiatrie, les valves mécaniques et les bioprothèses sont plus problématiques et l'allogreffe est alors l'option préférée, particulièrement avec l'utilisation de la procédure de Ross. Celle-ci consiste en la transplantation de la valve pulmonaire vers la position aortique, soit une autogreffe qui permet de conserver les propriétés natives et la viabilité de la valve, qui a donc toujours la capacité de croître. L’allogreffe est alors utilisée en position pulmonaire, beaucoup moins critique (voir section 2.1.6 Note sur la valve pulmonaire, p.13) [31]. Toutefois, la disponibilité des dons d'organes est souvent limitée, particulièrement pour les enfants dont la taille des valves varie avec l'âge, ce qui explique le recours aux autres types de substituts valvulaires dans la majorité des cas pédiatriques.. Figure 2.7 - Allogreffe d'une valve aortique de Cryolife [34].. 2.2.3 Valves mécaniques Les valves mécaniques sont fabriquées à partir d’alliages de carbone et de métaux. Un exemple de valve à deux feuillets fabriquée par St. Jude Medical, le plus important fournisseur de valves mécaniques aux États-Unis [32], est montré à la figure 2.8. L’avantage principal de ces valves est leur durabilité; un patient recevant ce type de substitut peut généralement le garder toute sa vie sans avoir besoin de se faire réopérer. Cependant, cela exclut les patients n’ayant pas terminé. 15.

(32) leur croissance, qui doivent se faire implanter de nouvelles valves à mesure que leur cœur se développe. Le désavantage principal de tels substituts synthétiques et rigides est leur thrombogénicité, qui doit être jugulée par la prise d’anticoagulants. Ce type de médication implique un plus grand risque de saignements graves dans l'éventualité d'une blessure. Malgré cela, les valves mécaniques sont encore très souvent utilisées chez les jeunes adultes, à défaut d’alternatives durables [1].. Figure 2.8 - Valve mécanique Regent de St. Jude Medical [35].. 2.2.4 Bioprothèses Les tissus les plus couramment utilisés dans la conception des bioprothèses sont des feuillets de valves porcines et du péricarde bovin. Medtronic (figure 2.9) et Edwards Lifesciences (figure 2.10) sont les entreprises qui dominent le marché américain pour ces deux types de substituts, respectivement [32]. Les bioprothèses, conçues pour reproduire la géométrie d’une valve native, permettent un écoulement plus physiologique et ne requièrent pas la prise d’anticoagulants. Toutefois, leur durabilité est limitée; 50% des patients ayant reçu ce type d’implant doivent se faire réopérer après 15 ans. Pour les patients âgés, qui constituent une grande partie des receveurs de substituts valvulaires, cette limitation est souvent moins problématique. De plus, les jeunes adultes actifs vont souvent préférer ce type de valve afin de pouvoir continuer de pratiquer des activités que la prise d'anticoagulants ne permet pas, malgré la nécessité d’une réopération future. Pour ces raisons, les bioprothèses prennent une part de plus en plus grande du marché. Par contre, ce type de substitut est rarement une option pour les patients très jeunes et les femmes enceintes, chez qui la dégradation des feuillets est beaucoup plus rapide [1].. 16.

(33) Figure 2.9 - Valve porcine Hancock II de. Figure 2.10 - Valve en péricarde bovin. Medtronic [36].. Perimount de Edwards Lifesciences [37].. 2.2.5 Valves percutanées Les valves percutanées constituent une technologie très récente, implantées pour la première fois en 2002 et approuvées seulement depuis 2011 aux États-Unis [38]. Elles consistent en des feuillets de péricarde bovin ou porcin assemblés dans un tuteur métallique tubulaire. Celui-ci permet de réduire temporairement le diamètre de la valve pour qu'elle puisse être implantée au travers d’un cathéter, sans chirurgie à cœur ouvert. En effet, il est possible de l’insérer, par exemple, dans l’artère fémorale, puis de la guider dans l’arbre artériel jusqu’à l’aorte ascendante, pour finalement la déployer à la racine de l’aorte en écartant la valve malade. Cette procédure se nomme implantation transfémorale et est la méthode d’implantation percutanée la plus fréquente. La figure 2.11 montre la valve SAPIEN XT d’Edwards Lifesciences, qui est le premier fournisseur mondial de valves percutanées [29]. Comme ces valves ne sont disponibles que depuis très récemment, il n’y a pas beaucoup de statistiques sur leur durabilité, et elles ne sont implantées pour l’instant que chez des personnes âgées ou des patients pour qui une chirurgie à cœur ouvert est contre-indiquée. Toutefois, beaucoup d’espoirs sont fondés sur cette technologie révolutionnaire, qui va certainement pouvoir s’appliquer à de plus en plus de patients dans les prochaines années [39].. Figure 2.11 - Valve percutanée SAPIEN XT de Edwards Lifesciences [40].. 17.

(34) 2.3 Valves cardiaques par génie tissulaire La section précédente montre qu'il y a encore beaucoup de lacunes à combler dans la gamme des valves commerciales actuellement disponibles. Le choix du type de substitut implique plusieurs compromis pour le patient et le chirurgien. Cela est d'autant plus vrai dans le cas des interventions pédiatriques, les bioprothèses calcifiant plus rapidement chez les jeunes et la prise d'anticoagulants étant encore plus limitative pour un enfant actif. De plus, les patients n'ayant pas fini leur croissance doivent nécessairement subir plusieurs opérations afin d'adapter les dimensions du substitut valvulaire à l'augmentation de la taille de leur coeur. Le génie tissulaire ou organogénèse est une discipline qui a pour but de recréer des organes en laboratoire à partir de cellules vivantes et de biomatériaux. Dans le cas des valves cardiaques, l’objectif plus spécifique est de produire des substituts valvulaires vivants qui peuvent s’intégrer au patient et s’adapter d’eux-mêmes à l'environnement physiologique, ce qui n'est pas possible pour les tissus fixés utilisés dans les valves commerciales actuelles.. 2.3.1 Méthodes traditionnelles Des groupes de recherche de partout dans le monde ont développé une multitude de méthodes pour concevoir des valves cardiaques. Kheradvar et al. ont récemment publié une bonne vue d’ensemble de ces différentes méthodes [3]. Celle qui est la plus répandue est la production d’une matrice tridimensionnelle en polymère biodégradable, ayant la géométrie d’une valve, qui est par la suite ensemencée avec des cellules vivantes (voir figure 2.12). L'hypothèse sous-jacente de ce principe de fabrication est qu'une fois le substitut implanté, les cellules dégradent complètement le polymère pour faire place à leur matrice extracellulaire. Des variantes de cette méthode remplacent le polymère synthétique par un polymère biologique tel que le collagène ou la fibrine, qui est généralement moulé sous forme de gel pour obtenir une structure tridimensionnelle.. Figure 2.12 - Valve par génie tissulaire avec une matrice en polymère biodégradable (PGA), fabriquée par Hoerstrup et al. [41].. 18.