Valves cardiaques artificielles

Les valves cardiaques artificielles biologiques modernes disponibles pour une utilisation clinique, à l'exception de l'autogreffe pulmonaire, sont des structures non viables dépourvues de potentiel de croissance et de réparation tissulaire. Cela limite considérablement leur utilisation, notamment chez l'enfant, pour la correction des pathologies valvulaires. L'ingénierie tissulaire s'est développée au cours des 15 dernières années. L'objectif de cette orientation scientifique est de créer, dans des conditions artificielles, des structures telles que des valves cardiaques artificielles dotées d'une surface thromborésistante et d'un interstitium viable.

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Comment sont développées les valves cardiaques artificielles?

Le concept scientifique de l'ingénierie tissulaire repose sur l'idée de peupler et de faire croître des cellules vivantes (fibroblastes, cellules souches, etc.) dans un échafaudage résorbable synthétique ou naturel (matrice), qui est une structure de valve tridimensionnelle, ainsi que sur l'utilisation de signaux qui régulent l'expression des gènes, l'organisation et la productivité des cellules transplantées pendant la période de formation de la matrice extracellulaire.

Ces valves cardiaques artificielles sont intégrées aux tissus du patient pour leur restauration définitive et le maintien de leur structure et de leur fonction. Dans ce cas, une nouvelle structure collagène-élastine, ou plus précisément une matrice extracellulaire, se forme sur la matrice d'origine grâce au fonctionnement des cellules (fibroblastes, myofibroblastes, etc.). Par conséquent, les valves cardiaques artificielles optimales créées par ingénierie tissulaire doivent être proches de la valve native en termes de structure et de fonction anatomiques, et présenter également une adaptabilité biomécanique, une capacité de réparation et de croissance.

L'ingénierie tissulaire permet de développer des valves cardiaques artificielles à partir de diverses sources de collecte de cellules. Ainsi, des cellules xénogéniques ou allogéniques peuvent être utilisées, bien que les premières soient associées au risque de transmission de zoonoses à l'homme. Il est possible de réduire l'antigénicité et de prévenir les réactions de rejet par modification génétique des cellules allogéniques. L'ingénierie tissulaire nécessite une source fiable de cellules. Il s'agit de cellules autogènes prélevées directement sur le patient, qui ne produisent pas de réactions immunitaires lors de la réimplantation. Des valves cardiaques artificielles efficaces sont produites à partir de cellules autologues obtenues à partir de vaisseaux sanguins (artères et veines). Une méthode basée sur le tri cellulaire activé par fluorescence (FACS) a été développée pour obtenir des cultures cellulaires pures. Une population cellulaire mixte obtenue à partir d'un vaisseau sanguin est marquée par un marqueur de lipoprotéine de basse densité acétylé, qui est absorbé sélectivement à la surface des endothéliocytes. Les cellules endothéliales peuvent ensuite être facilement séparées du volume total des cellules obtenues à partir des vaisseaux, qui sera constitué d'un mélange de cellules musculaires lisses, de myofibroblastes et de fibroblastes. L'origine des cellules, artérielle ou veineuse, influencera les propriétés de la structure finale. Ainsi, les valves cardiaques artificielles dont la matrice est ensemencée de cellules veineuses présentent une meilleure formation de collagène et une meilleure stabilité mécanique que les structures ensemencées de cellules artérielles. Le choix des veines périphériques semble être une source plus pratique de collecte de cellules.

Les myofibroblastes peuvent également être prélevés sur les artères carotides. Cependant, les cellules dérivées des vaisseaux présentent des caractéristiques sensiblement différentes des cellules interstitielles naturelles. Les cellules autologues du cordon ombilical peuvent être utilisées comme source cellulaire alternative.

Valves cardiaques artificielles à base de cellules souches

Ces dernières années, les progrès en ingénierie tissulaire ont été facilités par la recherche sur les cellules souches. L'utilisation de cellules souches de moelle osseuse rouge présente des avantages. En particulier, la simplicité de la collecte de biomatériaux et de leur culture in vitro, suivie de leur différenciation en différents types de cellules mésenchymateuses, permet d'éviter l'utilisation de vaisseaux intacts. Les cellules souches sont des sources pluripotentes de lignées cellulaires et possèdent des caractéristiques immunologiques uniques qui contribuent à leur stabilité en conditions allogéniques.

Les cellules souches de moelle osseuse rouge humaine sont obtenues par ponction sternale ou de crête iliaque. Elles sont isolées à partir de 10 à 15 ml d'aspirat sternal, séparées des autres cellules et mises en culture. Une fois le nombre requis de cellules atteint (généralement en 21 à 28 jours), elles sont ensemencées (colonisées) sur des matrices et cultivées en milieu nutritif en position statique (pendant 7 jours dans un incubateur humidifié à 37 °C en présence de 5 % de CO₂). La croissance cellulaire est ensuite stimulée par le milieu de culture (stimuli biologiques) ou en créant les conditions physiologiques nécessaires à la croissance tissulaire lors de sa déformation isométrique dans un appareil de reproduction à flux pulsé – un bioréacteur (stimuli mécaniques). Les fibroblastes sont sensibles aux stimuli mécaniques qui favorisent leur croissance et leur activité fonctionnelle. Le flux pulsé provoque une augmentation des déformations radiales et circonférentielles, ce qui conduit à l'orientation (élongation) des cellules peuplées dans le sens de ces contraintes. Ceci conduit à la formation de structures fibreuses orientées des valves. Un flux constant n'entraîne que des contraintes tangentielles sur les parois. Le flux pulsé a un effet bénéfique sur la morphologie cellulaire, la prolifération et la composition de la matrice extracellulaire. La nature du flux du milieu nutritif et les conditions physicochimiques (pH, pO2 et pCO2) du bioréacteur influencent également significativement la production de collagène. Ainsi, le flux laminaire et les courants de Foucault cycliques augmentent la production de collagène, ce qui améliore les propriétés mécaniques.

Une autre approche pour la croissance de structures tissulaires consiste à créer des conditions embryonnaires dans un bioréacteur plutôt que de simuler les conditions physiologiques du corps humain. Les biovalves tissulaires cultivées à partir de cellules souches présentent des volets mobiles et flexibles, fonctionnels sous l'influence d'une pression et d'un débit élevés dépassant le niveau physiologique. Les études histologiques et histochimiques des volets de ces structures ont montré la présence de processus actifs de biodestruction de la matrice et de son remplacement par du tissu viable. Le tissu est organisé en couches, avec des caractéristiques de protéines de la matrice extracellulaire similaires à celles du tissu natif, la présence de collagène de types I et III et de glycosaminoglycanes. Cependant, la structure typique des volets à trois couches – ventriculaire, spongieuse et fibreuse – n'a pas été obtenue. Les cellules ASMA-positives exprimant la vimentine présentes dans tous les fragments présentaient des caractéristiques similaires à celles des myofibroblastes. La microscopie électronique a révélé des éléments cellulaires présentant des caractéristiques caractéristiques de myofibroblastes viables et sécrétoires actifs (filaments d'actine/myosine, fils de collagène, élastine) et de cellules endothéliales à la surface du tissu.

Du collagène de types I et III, de l'ASMA et de la vimentine ont été détectés sur les feuillets. Les propriétés mécaniques des feuillets tissulaires et des structures natives étaient comparables. Les valves cardiaques artificielles tissulaires ont montré d'excellentes performances sur 20 semaines et ressemblaient aux structures anatomiques naturelles par leur microstructure, leur profil biochimique et la formation de leur matrice protéique.

Toutes les valves cardiaques artificielles obtenues par ingénierie tissulaire ont été implantées chez l'animal en position pulmonaire, car leurs caractéristiques mécaniques ne correspondent pas aux charges en position aortique. Les valves tissulaires explantées chez l'animal présentent une structure proche de celle des valves natives, ce qui témoigne de leur développement et de leur restructuration ultérieurs in vivo. Des études ultérieures permettront de déterminer si le processus de restructuration et de maturation tissulaire se poursuit dans des conditions physiologiques après l'implantation des valves cardiaques artificielles, comme cela a été observé lors d'expériences animales.

Idéalement, les valves cardiaques artificielles devraient présenter une porosité d'au moins 90 %, essentielle à la croissance cellulaire, à l'apport de nutriments et à l'élimination des produits métaboliques cellulaires. Outre la biocompatibilité et la biodégradabilité, les valves cardiaques artificielles devraient présenter une surface chimiquement favorable à l'ensemencement cellulaire et reproduire les propriétés mécaniques des tissus naturels. Le niveau de biodégradation de la matrice doit être contrôlable et proportionnel à la formation de nouveaux tissus afin de garantir la stabilité mécanique dans le temps.

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

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Valves cardiaques artificielles de donneur

Des valves cardiaques artificielles de donneurs, obtenues d'humains ou d'animaux et appauvries en antigènes cellulaires par décellularisation afin de réduire leur immunogénicité, peuvent être utilisées comme matrices. Les protéines préservées de la matrice extracellulaire constituent la base de l'adhésion ultérieure des cellules ensemencées. Les méthodes suivantes permettent d'éliminer les éléments cellulaires (acellularisation): la congélation, le traitement à la trypsine/EDTA, les détergents (dodécyl sulfate de sodium, désoxycolate de sodium, Triton X-100, MEGA 10, TnBR CHAPS, Tween 20), ainsi que les traitements enzymatiques en plusieurs étapes. Dans ce cas, les membranes cellulaires, les acides nucléiques, les lipides, les structures cytoplasmiques et les molécules matricielles solubles sont éliminés tout en préservant le collagène et l'élastine. Cependant, aucune méthode idéale n'a encore été trouvée. Seuls le dodécyl sulfate de sodium (0,03-1 %) ou le désoxycolate de sodium (0,5-2 %) ont permis une élimination complète des cellules après 24 heures de traitement.

L'examen histologique des biovalves décellularisées retirées (allogreffe et xénogreffe) lors d'une expérience animale (chien et porc) a montré une endothélialisation partielle et une prolifération de myofibroblastes receveurs dans la base, sans signe de calcification. Une infiltration inflammatoire modérée a été constatée. Cependant, une défaillance précoce est apparue lors des essais cliniques de la valve décellularisée SynerGraftTM. Une réaction inflammatoire prononcée a été détectée dans la matrice de la bioprothèse, initialement non spécifique et accompagnée d'une réaction lymphocytaire. Un dysfonctionnement et une dégénérescence de la bioprothèse se sont développés sur une période d'un an. Aucune colonisation cellulaire de la matrice n'a été constatée, mais une calcification des valves et des restes de cellules préimplantatoires ont été détectés.

Des matrices acellulaires ensemencées de cellules endothéliales et cultivées in vitro et in vivo ont formé une couche cohérente à la surface des valves, et les cellules interstitielles ensemencées de structure native ont démontré leur capacité à se différencier. Cependant, il n'a pas été possible d'atteindre le niveau physiologique requis de colonisation cellulaire sur la matrice dans les conditions dynamiques du bioréacteur, et les valves cardiaques artificielles implantées ont connu un épaississement assez rapide (trois mois) dû à une prolifération cellulaire accélérée et à la formation d'une matrice extracellulaire. Ainsi, à ce stade, l'utilisation de matrices acellulaires de donneurs pour leur colonisation par des cellules pose un certain nombre de problèmes non résolus, notamment immunologiques et infectieux; les travaux sur les bioprothèses décellularisées se poursuivent.

Il convient de noter que le collagène est également un matériau biologique potentiel pour la production de matrices biodégradables. Il peut être utilisé sous forme de mousse, de gel, de plaques, d'éponges et de matrices à base de fibres. Cependant, son utilisation pose un certain nombre de difficultés technologiques. En particulier, il est difficile de l'obtenir auprès d'un patient. Par conséquent, la plupart des matrices de collagène sont actuellement d'origine animale. La lente biodégradation du collagène animal peut entraîner un risque accru d'infection par des zoonoses et provoquer des réactions immunologiques et inflammatoires.

La fibrine est un autre matériau biologique doté de caractéristiques de biodégradation contrôlée. Comme les gels de fibrine peuvent être fabriqués à partir du sang du patient pour la production ultérieure d'une matrice autologue, l'implantation d'une telle structure n'entraînera pas sa dégradation toxique ni sa réaction inflammatoire. Cependant, la fibrine présente des inconvénients tels que la diffusion et la lixiviation dans l'environnement, ainsi que de faibles propriétés mécaniques.

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Valves cardiaques artificielles en matériaux synthétiques

Les valves cardiaques artificielles sont également fabriquées à partir de matériaux synthétiques. Plusieurs tentatives de fabrication de matrices valvulaires ont été réalisées à partir de polyglactine, d'acide polyglycolique (PGA), d'acide polylactique (PLA), de copolymères PGA et PLA (PLGA) et de polyhydroxyalcanoates (PHA). Un matériau synthétique hautement poreux peut être obtenu à partir de fibres tressées ou non tressées, grâce à la technologie de lixiviation au sel. Un matériau composite prometteur (PGA/P4HB) pour la fabrication de matrices est obtenu à partir de boucles non tressées d'acide polyglycolique (PGA) recouvertes de poly-4-hydroxybutyrate (P4HB). Les valves cardiaques artificielles fabriquées à partir de ce matériau sont stérilisées à l'oxyde d'éthylène. Cependant, la rigidité et l'épaisseur initiales importantes des boucles de ces polymères, leur dégradation rapide et incontrôlée, accompagnée de la libération de produits cytotoxiques acides, nécessitent des recherches plus approfondies et la recherche d'autres matériaux.

L'utilisation de plaques de culture tissulaire de myofibroblastes autologues cultivés sur un support pour former des matrices de support en stimulant la production de ces cellules a permis d'obtenir des échantillons de valves contenant des cellules viables actives entourées d'une matrice extracellulaire. Cependant, les propriétés mécaniques des tissus de ces valves sont encore insuffisantes pour leur implantation.

Le niveau requis de prolifération et de régénération tissulaire de la valve créée ne peut être atteint par la seule combinaison de cellules et de matrice. L'expression des gènes cellulaires et la formation tissulaire peuvent être régulées ou stimulées par l'ajout de facteurs de croissance, de cytokines ou d'hormones, de facteurs mitogènes ou de facteurs d'adhésion aux matrices et aux échafaudages. La possibilité d'introduire ces régulateurs dans les biomatériaux matriciels est à l'étude. Globalement, il existe un manque important de recherche sur la régulation de la formation des valves tissulaires par des stimuli biochimiques.

La bioprothèse pulmonaire xénogénique porcine acellulaire Matrix P est constituée de tissu décellularisé traité selon un procédé breveté par AutoTissue GmbH, incluant un traitement aux antibiotiques, au désoxycholate de sodium et à l'alcool. Ce procédé, approuvé par l'Organisation internationale de normalisation, élimine toutes les cellules vivantes et les structures post-cellulaires (fibroblastes, cellules endothéliales, bactéries, virus, champignons, mycoplasmes), préserve l'architecture de la matrice extracellulaire et réduit au minimum les taux d'ADN et d'ARN dans les tissus, réduisant ainsi à zéro le risque de transmission du rétrovirus endogène porcin (PERV) à l'homme. La bioprothèse Matrix P est composée exclusivement de collagène et d'élastine, dont l'intégration structurale est préservée.

Lors d'expériences sur des moutons, une réaction minimale des tissus environnants a été observée 11 mois après l'implantation de la bioprothèse Matrix P, avec de bons taux de survie, particulièrement visibles sur la surface interne brillante de son endocarde. Les réactions inflammatoires, l'épaississement et le raccourcissement des feuillets valvulaires étaient quasiment absents. De faibles taux de calcium tissulaire ont également été observés dans la bioprothèse Matrix P, la différence étant statistiquement significative par rapport aux patients traités au glutaraldéhyde.

La valve cardiaque artificielle Matrix P s'adapte à l'état de chaque patient en quelques mois après son implantation. L'examen à la fin de la période de contrôle a révélé une matrice extracellulaire intacte et un endothélium confluent. La xénogreffe Matrix R implantée chez 50 patients atteints de malformations congénitales lors de la procédure de Ross entre 2002 et 2004 a démontré des performances supérieures et des gradients de pression transvalvulaire plus faibles que les allogreffes SynerGraftMT cryoconservées et décellularisées et les bioprothèses sans échafaudage traitées au glutaraldéhyde. Les valves cardiaques artificielles Matrix P sont destinées au remplacement valvulaire pulmonaire lors de la reconstruction de la voie d'éjection du ventricule droit en chirurgie pour malformations congénitales et acquises, et lors du remplacement valvulaire pulmonaire lors de la procédure de Ross. Elles sont disponibles en quatre tailles (par diamètre interne): pour nouveau-né (15-17 mm), pour enfant (18-21 mm), intermédiaire (22-24 mm) et adulte (25-28 mm).

Les progrès dans le développement de valves issues de l'ingénierie tissulaire dépendront des avancées en biologie cellulaire des valves (notamment des questions d'expression et de régulation des gènes), des études du développement valvulaire embryogénique et lié à l'âge (notamment des facteurs angiogéniques et neurogéniques), de la connaissance précise de la biomécanique de chaque valve, de l'identification des cellules adéquates pour l'ensemencement et du développement de matrices optimales. Le développement de valves tissulaires plus avancées nécessitera une compréhension approfondie de la relation entre les caractéristiques mécaniques et structurelles des valves natives et les stimuli (biologiques et mécaniques) permettant de recréer ces caractéristiques in vitro.

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