Valvules cardiaques artificielles

Moderne, disponible pour un usage clinique, les valvules cardiaques artificielles biologiques, à l'exception de l'autogreffe pulmonaire, sont des structures non viables qui n'ont pas le potentiel de croissance et de réparation tissulaire. Cela impose des limitations importantes à leur utilisation, en particulier chez les enfants dans la correction de la pathologie valvulaire. L'ingénierie tissulaire a été formée au cours des 15 dernières années. Le but de cette direction scientifique est la création dans des conditions artificielles de structures telles que des valves cardiaques artificielles avec une surface thrombo-résistante et un interstitium viable.

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Comment les valves cardiaques artificielles sont-elles développées?

Concept scientifique de l'ingénierie tissulaire est basée sur l'idée de régler et de la culture de cellules vivantes (fibroblastes, cellules souches, etc.) Dans un squelette absorbable synthétique ou naturel (matrice) représentant une structure de vanne à trois dimensions, ainsi que l'utilisation des signaux qui régulent l'expression des gènes, l'organisation et la productivité transplanté cellules pendant la période de formation de la matrice extracellulaire.

De telles valves cardiaques artificielles sont intégrées au tissu du patient pour la restauration finale et le maintien ultérieur de sa structure et de sa fonction. En même temps, un nouveau cadre de collagénoélastine ou, plus précisément, une matrice extracellulaire est formée sur la matrice initiale du fait du fonctionnement des cellules (fibroblastes, myofibroblastes, etc.). En conséquence, les valves cardiaques artificielles optimales créées par la méthode d'ingénierie tissulaire devraient, par leur structure anatomique et leur fonction, s'approcher de la valve native, et avoir également une capacité d'adaptation biomécanique, de réparation et de croissance.

L'ingénierie tissulaire développe des valves cardiaques artificielles en utilisant diverses sources de récolte de cellules. Ainsi, des cellules xénogéniques ou allogéniques peuvent être utilisées, bien que les premières soient associées au risque de transport zoonotique chez l'homme. Réduire l'antigénicité et prévenir les réactions de rejet de l'organisme est possible par modification génétique des cellules allogéniques. L'ingénierie tissulaire nécessite une source fiable de production de cellules. Cette source est des cellules autogènes prélevées directement sur le patient et ne donnent pas de réponse immunitaire lors de la réimplantation. Les valvules cardiaques artificielles efficaces sont produites à partir de cellules autologues dérivées de vaisseaux sanguins (artères et veines). Pour obtenir des cultures cellulaires pures, une méthode basée sur l'utilisation du tri cellulaire activé par fluorescence (FACS) a été développée. Une population de cellules mixtes dérivées d'un vaisseau sanguin est marquée avec un marqueur de lipoprotéine acétylée de faible densité qui est sélectivement absorbé à la surface des endothéliocytes. Les endothéliocytes peuvent ensuite être facilement séparés de la masse des cellules dérivées des vaisseaux, qui seront représentés par un mélange de cellules musculaires lisses, de myofibroblastes et de fibroblastes. Une source de cellules, qu'il s'agisse d'une artère ou d'une veine, affectera les propriétés de la structure finale. Ainsi, les valves cardiaques artificielles avec une matrice semée de cellules veineuses, en termes de degré de formation de collagène et de stabilité mécanique, surpassent les structures semées par les cellules artérielles. Le choix des veines périphériques semble être une source plus commode de récolte de cellules.

Les myofibroblastes peuvent également être prélevés dans les artères carotides. En même temps, les cellules obtenues à partir des vaisseaux diffèrent essentiellement de leurs cellules interstitielles naturelles. Des cellules de cordon ombilical autologues peuvent être utilisées comme source alternative de cellules.

Valvules cardiaques artificielles à base de cellules souches

Les progrès de l'ingénierie tissulaire au cours des dernières années sont facilités par la recherche sur les cellules souches. L'utilisation de cellules souches de la moelle osseuse rouge a ses avantages. En particulier, la simplicité de l'échantillonnage des biomatériaux et de la culture in vitro avec différenciation ultérieure en différents types de cellules mésenchymateuses permet d'éviter l'utilisation de vaisseaux intacts. Les cellules souches sont des sources pluripotentes de germes cellulaires, ont des caractéristiques immunologiques uniques qui contribuent à leur stabilité dans des conditions allogéniques.

Les cellules souches de la moelle osseuse humaine sont obtenues par ponction sternale ou par ponction de la crête iliaque. Ils sont isolés à partir de 10-15 ml d'aspiration du sternum, séparés des autres cellules et cultivés. Après avoir atteint le nombre désiré de cellules (habituellement dans les 21-28 jours) produisent leur ensemencement (colonisation) dans la matrice est mise en culture dans le milieu dans une position statique (pendant 7 jours dans un incubateur humidifié à 37 ° C en présence de 5% de CO2). Par la suite la stimulation de la croissance cellulaire par le biais de l'environnement kupturalnuyu (des stimuli biologiques) ou des conditions physiologiques par la création de la croissance des tissus lors de sa déformation dans un appareil de reproduction pulsé isométrique - bioréacteur (de stimuli mécaniques). Les fibroblastes sont sensibles aux stimuli mécaniques qui favorisent leur croissance et leur activité fonctionnelle. L'écoulement pulsé provoque une augmentation à la fois des déformations radiales et circonférentielles, ce qui conduit à l'orientation (allongement) des cellules peuplées dans le sens de l'action de ces contraintes. Ceci conduit, à son tour, à la formation de structures fibreuses orientées des volets. Un flux constant ne provoque que des contraintes tangentielles sur les parois. Le flux pulsatoire a un effet bénéfique sur la morphologie cellulaire, la prolifération et la composition de la matrice extracellulaire. La nature de l'écoulement du milieu nutritif, les conditions physico-chimiques (pH, pO2 et pCO2) dans le bioréacteur affectent également significativement la production de collagène. Ainsi, l'écoulement laminaire, les courants de Foucault cycliques augmentent la production de collagène, ce qui conduit à des propriétés mécaniques améliorées.

Une autre approche dans la croissance des structures tissulaires est de créer des conditions embryonnaires dans le bioréacteur au lieu de modéliser les conditions physiologiques du corps humain. Cultivés sur la base de cellules souches, les bioclaps tissulaires ont des valves mobiles et en plastique qui fonctionnent bien lorsqu'ils sont exposés à une pression élevée et un débit dépassant le niveau physiologique. Études histologiques et histochimiques dépliants de ces structures ont montré la présence dans les processus en cours d'exécution active de biodégradation de la matrice et le remplacer le tissu viable. Le tissu est organisé en un type stratifié avec les caractéristiques des protéines de la matrice extracellulaire, similaires aux caractéristiques du tissu natif par la présence de collagène et de glycosaminoglycanes de type I et III. Cependant, une structure typique à trois couches des valves - des couches ventriculaires, spongieuses et fibreuses - n'a pas été obtenue. Découvert dans tous les fragments, les cellules ASMA-positives exprimant la vimentine avaient des caractéristiques similaires aux caractéristiques des myofibroblastes. La microscopie électronique des éléments cellulaires ont été trouvés comme étant caractéristiques de myofibroblastes sécrétoires viables et actives (actine / myosine filaments de collagène, de fil, de l'élastine) et sur la surface du tissu - cellules endotheliales.

Des colliers de types I, III, ASMA et vimentine ont été trouvés sur les valves. Les propriétés mécaniques des ailes du tissu et des structures natives étaient comparables. Les valvules cardiaques artificielles tissulaires ont montré d'excellentes performances pendant 20 semaines et ressemblaient à des structures anatomiques naturelles pour leur microstructure, leur profil biochimique et la formation d'une matrice protéique.

Toutes les valves cardiaques artificielles, obtenues par la méthode de l'ingénierie tissulaire, ont été implantées dans la position pulmonaire par l'animal, puisque leurs caractéristiques mécaniques ne correspondent pas aux charges dans la position aortique. Les valves tissulaires implantées chez les animaux ont une structure similaire à celle des cellules natives, ce qui indique leur développement ultérieur et leur réarrangement dans des conditions in vivo. Que le processus de restructuration et de maturation des tissus se poursuive dans des conditions physiologiques après l'implantation de valvules cardiaques artificielles, tel qu'observé dans les expérimentations animales, d'autres études vont montrer.

Les valves cardiaques artificielles idéales devraient avoir une porosité non inférieure à 90%, car il est essentiel pour la croissance cellulaire, la livraison de nutriments et l'élimination des produits du métabolisme cellulaire, en plus de la biocompatibilité et la biodégradabilité, les valves cardiaques artificielles devraient avoir chimiquement favorables à inoculer surface cellulaire et se conformer mécaniquement propriétés du tissu naturel. Le niveau de biodégradation de la matrice doit être contrôlée et proportionnelle au niveau de la formation de nouveaux tissus afin de garantir un certain temps la stabilité mécanique.

Actuellement, des matrices synthétiques et biologiques sont en cours de développement. Les matériaux biologiques les plus courants pour créer des matrices sont les structures anatomiques des donneurs, le collagène et la fibrine. Les valves cardiaques artificielles en polymère sont conçues pour se biodégrader après l'implantation dès que les cellules implantées commencent à produire et à organiser leur propre réseau matriciel extracellulaire. La formation d'un nouveau tissu matriciel peut être régulée ou stimulée par des facteurs de croissance, des cytokines ou des hormones.

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Valvules cardiaques artificielles donneurs

Des valves cardiaques artificielles provenant de l'homme ou de l'animal et dépourvues d'antigènes cellulaires par décellularisation pour réduire leur immunogénicité peuvent être utilisées comme matrices. Les protéines conservées de la matrice extracellulaire sont à la base de l'adhésion ultérieure des cellules qui sont ensemencées. Il existe des méthodes suivantes pour éliminer les éléments cellulaires (atsellyulyarizatsii): la congélation, la trypsine de traitement / EDTA, un détergent - dodécylsulfate de sodium, deoksikolatom de sodium, le Triton X-100, MEGA 10, TnBR CHAPS, le Tween 20, ainsi que des procédés de traitement enzymatique en plusieurs étapes. Cela supprime les membranes cellulaires, des acides nucléiques, des lipides, des structures cytoplasmiques et des molécules de matrice solubles avec la préservation du collagène et de l'élastine. Cependant, une méthode idéale n'a pas encore été trouvée. Seul le sulfate de dodécyle sodique (0,03-1%) ou le désoxycolate de sodium (0,5-2%) a entraîné l'élimination complète des cellules après 24 heures de traitement.

L'examen histologique bioklapanov à distance detsellyulyarizovannyh (allogreffe et xénogreffe) chez les animaux de laboratoire (chiens et porcs) ont montré qu'il existe une croissance interne partielle et endothélialisation myofibroblastes destinataire par base, aucun signe de calcification. Une infiltration inflammatoire modérément prononcée a été notée. Cependant, dans les essais cliniques de la valve SynerGraftTM décellularisée, une insuffisance précoce s'est développée. Dans la matrice de la bioprothèse, une réaction inflammatoire prononcée a été déterminée, d'abord non spécifique et accompagnée d'une réaction lymphocytaire. Dysfonctionnement et dégénérescence de la bioprothèse développés en un an. La colonisation cellulaire n'a pas été observée dans les cellules, cependant, la calcification des valves et des débris cellulaires préimplantatoires ont été détectés.

Les cellules endotheliales ensemencées de matrice acellulaire et cultivées in vitro et dans des conditions in vivo formés d'une couche cohérente sur la surface des rabats, et les cellules interstitielles structure native inoculés ont montré leur aptitude à la différenciation. Cependant, pour atteindre le niveau physiologique souhaité de la colonisation dans les cellules de la matrice ont échoué dans des conditions dynamiques du bioréacteur, et l'épaississement des valves cardiaques artificielles implantées ont été accompagnés d'assez rapide (trois mois) en raison de la prolifération cellulaire accélérée et la formation de la matrice extracellulaire. Ainsi, à ce stade, l'utilisation de matrices de acellulaire des donateurs pour leur colonisation par les cellules a un certain nombre de problèmes non résolus, y compris 8 nature immunologique et infectieuse des travaux detsellyulyarizovannymi bioprothèses continue.

Il convient de noter que le collagène est également l'un des matériaux biologiques potentiels pour la fabrication de matrices capables de se biodégrader. Il peut être utilisé sous forme de mousse, de gel ou de plaques, d'éponges et de préforme à base de fibres. Cependant, l'utilisation de collagène est associée à un certain nombre de difficultés technologiques. En particulier, il est difficile d'obtenir du patient. Par conséquent, à l'heure actuelle, la plupart des matrices de collagène sont d'origine animale. La biodégradation retardée du collagène animal peut entraîner un risque accru d'infection zoonotique, provoquer des réponses immunologiques et inflammatoires.

La fibrine est un autre matériau biologique avec des caractéristiques contrôlées de biodégradation. Puisque les gels de fibrine peuvent être fabriqués à partir du sang du patient pour la fabrication subséquente d'une matrice autologue, l'implantation d'une telle structure ne provoquera pas sa dégradation toxique et sa réponse inflammatoire. Cependant, la fibrine présente des inconvénients tels que la diffusion et la lixiviation dans l'environnement et de faibles caractéristiques mécaniques.

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Valves cardiaques artificielles en matériaux synthétiques

Les valves cardiaques artificielles sont également faites de matériaux synthétiques. Plusieurs tentatives pour fabriquer des soupapes matrices étaient basées sur l'utilisation de la polyglactine, l'acide polyglycolique (PGA), l'acide polilakticheskoy (PLA), un copolymère de PGA et de PLA (PLGA) et des polyhydroxyalcanoates (PHA). Le matériau synthétique hautement poreux peut être obtenu à partir de fibres tissées ou non tissées et en utilisant une technologie de lixiviation du sel. Promettant matériau composite (PGA / R4NV) pour la fabrication de matrices dérivées d'une des boucles non tissées acide polyglycolique (PGA), revêtue de poly-4-hydroxybutyrate (R4NV). Les valves cardiaques artificielles fabriquées à partir de ce matériau sont stérilisées avec de l'oxyde d'éthylène. Cependant, une rigidité initiale importante et l'épaisseur des boucles de ces polymères, leur dégradation rapide et incontrôlée est accompagnée par la libération de produits cytotoxiques d'acide, nécessiter d'autres investigations et rechercher d'autres matériaux.

L'utilisation de plaques de culture de tissus de myofibroblastes autologues cultivés sur un cadre pour former des matrices de support en stimulant la production de ces cellules a permis la production d'échantillons de valvules avec des cellules viables actives entourées d'une matrice extracellulaire. Cependant, les propriétés mécaniques des tissus de ces valves ne sont pas suffisantes pour leur implantation.

Le niveau nécessaire de prolifération et de régénération du tissu de la valve créée ne peut pas être atteint en combinant seulement les cellules et la matrice. L'expression du gène cellulaire et la formation tissulaire peuvent être régulées ou stimulées par l'addition de facteurs de croissance, de cytokines ou d'hormones, de facteurs mitogènes ou de facteurs d'adhésion dans les matrices et les matrices. La possibilité d'introduire ces régulateurs dans les biomatériaux de la matrice est à l'étude. En général, il existe un manque important de recherche sur la régulation du processus de formation de valvules tissulaires par des stimuli biochimiques.

Acellulaire matrice hétérologue porcine P bioprothèse pulmonaire comprend tissu detsellyulyarizovannoy traité par une procédure spéciale brevetée AutoTissue GmbH consistant en un traitement antibiotique, le désoxycholate de sodium et l'alcool Cette méthode de traitement adoptée par l'Organisation internationale de normalisation, élimine toutes les cellules vivantes et de la structure de postkletochnye (fibroblastes, cellules endothéliales, des bactéries, des virus, des champignons, des mycoplasmes) conserve l'architecture de la matrice extracellulaire, elle réduit le niveau de l'ADN et de l'ARN dans le tissu à Minim mA, ce qui réduit à zéro la probabilité de transmission de la personne retrovirus endogènes (PERV) porcin. La bioprothèse Matrix P est constituée exclusivement de collagène et d'élastine à intégration structurale préservée.

Au cours d'expériences sur les moutons a été enregistrée réaction minimale du tissu environnant dans 11 mois après l'implantation P matrice bioprothèse avec une bonne performance de sa survie, qui, en particulier, qui se manifeste dans sa surface intérieure brillante de l'endocarde. En fait, il n'y avait pas de réactions inflammatoires, d'épaississement et de raccourcissement des lambeaux de valve. Un faible taux de calcium du tissu de la bioprothèse Matrix P a également été enregistré, la différence était statistiquement significative par rapport au glutaraldéhyde traité.

Valvules cardiaques artificielles Matrix P s'adapte aux conditions individuelles du patient pendant plusieurs mois après son implantation. Dans l'étude, après l'expiration de la période de contrôle, une matrice extracellulaire intacte et un drain endothélium ont été identifiés. Xénogreffes matrice R implanté dans l'étape Ross réalisée chez 50 patients avec des malformations congénitales dans la période allant de 2002 à 2004, a montré un rendement supérieur et des gradients de pression plus faibles par rapport aux transvalvulaires cryoconservés et detsellyulyarizovannymi allogreffe SynerGraftMT, et sans cadre bioprothèses traités avec du glutaraldéhyde. Matrice P valves cardiaques artificielles pour le remplacement de la valve de l'artère pulmonaire pendant la reconstruction des voies de sortie ventriculaire droite dans la chirurgie des malformations congénitales et acquises et la prothèse de la valve pulmonaire à la procédure Ross, est disponible en quatre tailles (diamètre intérieur): Enfant (15-17 mm ), pour les enfants (18-21 mm), intermédiaire (22-24 mm) et adulte (25-28 mm).

Les progrès réalisés dans le développement des vannes sur la base de l'ingénierie tissulaire dépendra du succès de la biologie cellulaire de la valve (y compris les questions d'expression génique et régulation), l'étude des embryogène et l'âge des valves (y compris les facteurs angiogéniques et neurogène), une connaissance précise des biomécaniques de chaque vanne, identifier adéquate pour régler les cellules développement de matrices optimales. Pour le développement ultérieur de plusieurs valves de tissu de pointe, une compréhension complète de la relation entre les caractéristiques mécaniques et structurelles de la valve native et des incitations (biologiques ou mécaniques) pour recréer ces caractéristiques in vitro.

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