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Chirurgie
Substituts vasculaires
Cours de Chirurgie
 

 

 

Introduction :

La première utilisation d’un substitut artériel en chirurgie vasculaire réalisée en 1951 par Oudot consistait en l’implantation d’une allogreffe artérielle chez l’homme.

En 1952, Voorhees et al ont réalisé le premier pontage vasculaire synthétique en implantant une prothèse textile poreuse.

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Ces premières étapes inaugurèrent la chirurgie vasculaire moderne, basée sur la technique du pontage.

De très nombreux substituts vasculaires ont été ensuite développés à partir des années 1950 pour répondre aux besoins des chirurgiens, principalement pour le traitement des pathologies athéromateuses occlusives et anévrismales.

Ces substituts ont utilisé des matériaux et des concepts divers, avec des fortunes diverses.

En effet, le substitut vasculaire idéal devait répondre simultanément à trois impératifs : une faible thrombogénicité, une bonne cicatrisation et une bonne stabilité à long terme.

En 1991, Parodi et al proposaient un nouveau type de substitut vasculaire pour le traitement des lésions anévrismales de l’aorte abdominale sousrénale.

Ce substitut, appelé endoprothèse, avait pour but d’exclure les anévrismes par voie endovasculaire en réalisant un endopontage.

Malgré les développements technologiques permanents dont sont l’objet les prothèses et endoprothèses, ces substituts vasculaires n’offrent pas encore toujours des performances cliniques idéales dans certaines applications.

Nous proposons dans le présent article de décrire les différents types de prothèses vasculaires qui ont été ou qui sont encore actuellement disponibles sur le marché en analysant leurs performances, et d’en préciser les principales indications.

Substituts vasculaires :

A - SUBSTITUTS BIOLOGIQUES :

Deux types de substituts biologiques peuvent être distingués selon qu’ils aient été l’objet d’un traitement ou non : les substituts biologiques vrais et les substituts biologiques traités.

1- Substituts biologiques vrais :

Il s’agit de matériel vivant et viable qui n’a subi aucun traitement susceptible de le rendre inerte.

Ces substituts incluent les autogreffes artérielles ou veineuses et les homogreffes.

* Autogreffe veineuse :

L’autogreffe veineuse a été utilisée par Kunlin dès 1949 pour réaliser le premier pontage en veine saphène autologue.

À l’heure actuelle, ce substitut est toujours le meilleur substitut pour la réalisation des pontages sur les artères de petit calibre.

La veine grande saphène est la veine la plus utilisée, que ce soit sous la forme d’un greffon inversé ou d’un greffon in situ.

Le greffon inversé est prélevé dans le tissu sous-cutané après ligature et section de toutes ses branches collatérales.

Avant d’être anastomosé, il est inversé pour supprimer le jeu des valvules.

Ce greffon peut être ainsi utilisé dans une multiplicité de sites d’implantation.

À l’inverse, le greffon veineux saphène in situ est laissé en place dans le tissu sous-cutané sans être disséqué sur l’ensemble de son trajet.

La crosse de la grande veine saphène est disséquée et sectionnée au ras de la veine fémorale, puis anastomosée sur une des artères du trépied fémoral.

Son extrémité distale est ensuite disséquée et libérée des tissus environnants pour pouvoir être anastomosée sur l’artère receveuse en distalité.

Le jeu des valvules doit alors obligatoirement être supprimé par l’utilisation d’un instrument spécifique qui va sectionner toutes les valvules par voie endoveineuse : le valvulotome.

Le greffon veineux in situ ne peut donc être utilisé que pour la réalisation de pontages fémoropoplités ou fémorojambiers, mais a pour avantage d’offrir une meilleure congruence de calibre, ainsi qu’une meilleure trophicité pariétale par le respect des adhérences tissulaires périveineuses.

La supériorité du greffon veineux autologue sur les autres matériaux est principalement attribuée à sa surface luminale endothélialisée.

Les échecs de ces greffons peuvent être secondaires au développement d’une sténose hyperplasique au niveau d’une anastomose ou du corps sur des zones traumatisées par les clamps ou le dévalvuleur.

La technique de prélèvement des greffons veineux doit être la plus atraumatique possible pour réduire le risque d’ischémie pariétale et de souffrance endothéliale.

Les thromboses plus tardives sont le plus souvent secondaires à la progression de la maladie athéromateuse sur le greffon ou sur le réseau artériel d’aval.

La dégénérescence anévrismale des greffes veineuses autologues est très rare en l’absence de lésion athéromateuse.

Ces dilatations sembleraient survenir plus fréquemment lorsque le greffon veineux est utilisé en tant que patch d’angioplastie.

Les greffons veineux utilisés pour la réalisation de pontages aortorénaux présenteraient des dilatations précoces et importantes dans près d’un tiers des cas, avec une fréquence accrue chez l’enfant.

Les veines du membre supérieur ne semblent pas présenter de tendance plus marquée à la dilatation malgré leurs parois plus fines.

Des anévrismes athéroscléreux sont décrits sur les greffons veineux autologues après de longues périodes d’implantation, avec une incidence comprise entre 1 et 12,5 % à 10 ans.

L’utilisation des veines fémoropoplitées autologues a été proposée, à la fois en chirurgie de revascularisation et en chirurgie des infections de pontage avec des résultats superposables à ceux de la veine saphène interne.

* Autogreffe artérielle :

L’autogreffe artérielle constitue théoriquement le substitut artériel idéal du fait de ses capacités de cicatrisation et de ses caractéristiques mécaniques.

Cependant, son utilisation est limitée par le nombre réduit des sites de prélèvement.

Ses principales indications sont la reconstruction des artères rénales pour hypertension rénovasculaire et pour anévrismes périphériques, et plus exceptionnellement les reconstructions artérielles en milieu infecté.

* Homogreffe veineuse :

L’homogreffe veineuse a été utilisée comme voie d’abord pour hémodialyse, pour la réalisation de pontages fémoropoplités et aortocoronariens avec des résultats variables. Les résultats en termes de perméabilité ont été décevants dans certaines séries de pontages sous-inguinaux.

Ces taux de perméabilité pourraient être améliorés par la mise en oeuvre de protocoles thérapeutiques associant une anticoagulation au long cours et des traitements antiagrégants plaquettaires.

Leur principale complication à distance est leur manque de stabilité structurelle.

En effet, l’homogreffe veineuse est le plus souvent obtenue lors d’un stripping pour cure de varices ou, plus rarement, lors d’un prélèvement sur un cadavre.

La veine étant ainsi souvent le siège d’une pathologie variqueuse au moment du prélèvement, celle-ci évolue fréquemment vers la dilatation anévrismale.

L’incidence des anévrismes développés sur les homogreffes veineuses varie entre 5,2 et 12 % et a pu atteindre un maximum de 58 % à 5 ans dans une série.

* Homogreffe artérielle :

L’homogreffe artérielle a été développée au début des années 1950.

Elle a permis la première implantation en position aortique et a suscité de nombreux travaux sur ses méthodes de conservation.

Elle a été abandonnée après l’introduction des premières prothèses textiles synthétiques et la constatation de leur évolution quasi constante vers la dégradation à long terme.

Leur détérioration est probablement secondaire aux phénomènes de rejet chronique survenant après leur implantation et aux techniques de conservation qui sont encore vraisemblablement perfectibles.

À l’heure actuelle, la technique de conservation utilisée est la cryopréservation, car elle permet notamment de respecter un délai de quarantaine protégeant le receveur d’une éventuelle infection virale.

Le suivi régulier des homogreffes artérielles est encore indispensable pour dépister les complications dégénératives, comme en témoignent les premiers cas de dilatations anévrismales rapportés, certains dès 22 mois d’implantation.

À l’inverse, cette dégénérescence ne semble pas être un phénomène obligatoire puisqu’un cas d’homogreffe artérielle fonctionnelle après 40 ans d’implantation a été décrit.

À l’heure actuelle, leur principale indication est le traitement des infections de prothèse avec rétablissement immédiat de la continuité vasculaire in situ et les revascularisations distales pour sauvetage de membre en l’absence de matériel autologue disponible.

2- Substituts biologiques traités :

Il s’agit de conduits sanguins traités pour garantir leur inertie sur le plan biologique et qui ne sont donc pas viables.

Il s’agit de bioprothèses.

* Hétérogreffe bovine :

Ce substitut a d’abord été préparé à partir d’artères carotides de boeuf et de veau selon une méthode décrite par Rosenberg et al.

L’artère était traitée à la ficine, puis le squelette de collagène était réticulé.

Des méthodes de préparation associant des traitements tels que la réticulation au glutaraldéhyde et l’addition de charges de surface ont été proposées pour prévenir les faiblesses structurelles de ces substituts qui généraient des dilatations.

Pour la réalisation de pontages sous-inguinaux, leurs performances cliniques semblent se situer entre celles des prothèses en polytétrafluoroéthylène expansé (ePTFE) et celles des veines autologues inversées.

Leur utilisation pour la réalisation de fistules d’hémodialyse n’a pas été non plus convaincante.

L’artère mammaire interne a également été utilisée, de même que le péricarde, sous une forme tubulée ou sous forme de patch.

* Veine ombilicale humaine traitée :

La veine ombilicale humaine traitée était obtenue à partir de la veine du cordon ombilical de nouveau-nés. Un mandrin était introduit dans sa lumière pour la redresser, puis elle était réticulée par un traitement au glutaraldéhyde ou au dialdéhyde d’amidon.

La veine ombilicale ainsi traitée était ensuite insérée dans une mantille de polyéthylène téréphtalate (téréphtalate de polyéthylène glycol) (PET) afin de tenter d’en augmenter la résistance mécanique intrinsèque et de favoriser l’encapsulation fibreuse.

Les meilleurs résultats cliniques ont été obtenus par Dardik, le concepteur de la prothèse Dardik-Biograftt.

Ce substitut artériel a été cependant décevant du fait de son évolution fréquente vers la dilatation ou le développement d’anévrismes.

La fréquence de cette complication se situait entre 3 et 65 % dans les différentes séries, même si Dardik, le promoteur de la prothèse, estimait que cette fréquence était largement surestimée, notamment en ce qui concernait les résultats de la deuxième partie de son expérience.

La majorité des chirurgiens a abandonné ce substitut du fait de ses résultats cliniques.

* Prothèses hybrides :

L’idée de leur concepteur, Sparks, était de créer une néoartère autogène par l’infiltration tissulaire de deux filets de PET placés autour d’un mandrin de silicone et enfouis dans le tissu sous-cutané de la zone du pontage.

Après un délai de maturation de quelques semaines, le mandrin était retiré et le pontage était réalisé en anastomosant les deux extrémités du néoconduit ainsi formé sur les artères en amont et en aval de l’obstacle artériel.

Ce concept a dû cependant être très rapidement abandonné du fait de sa très mauvaise stabilité mécanique à long terme, responsable de dilatations et de ruptures.

En effet, l’infiltration tissulaire du PET étant constituée essentiellement de collagène en l’absence de tissu élastique et de cellules musculaires lisses, ce néoconduit ne possédait aucune des propriétés élastiques de l’artère normale lui permettant de résister mécaniquement au débit sanguin pulsé.

Plus tard, ce concept a été reproposé en réalisant une maturation chez le mouton pour réaliser la prothèse Cordis Omniflow.

Ce substitut a été proposé pour réaliser des pontages artériels périphériques, des fistules d’hémodialyse ou des patchs d’angioplastie carotidiens.

B - SUBSTITUTS SYNTHÉTIQUES :

Depuis leur apparition au début des années 1950, peu de matériaux ont été utilisés pour leur construction.

Le polytétrafluoroéthylène et le PET se sont largement imposés comme matériaux pour leur construction, du fait de leur résistance à la dégradation dans l’organisme.

De nombreux concepts ont été élaborés pour proposer un substitut artériel idéal.

La multiplicité actuelle des modèles prouve que ce but n’est pas encore atteint.

1- Prothèses en polytétrafluoroéthylène :

Le polytétrafluoroéthylène a été développé sous forme textile et microporeuse.

* Polytétrafluoroéthylène textile :

Il a été proposé en 1963 par Edwards sous forme de prothèses tissées ou tricotées.

Ces prothèses ont été abandonnées suite à l’observation d’effilochages sur les lignes d’anastomose.

* Polytétrafluoroéthylène microporeux :

Le ePTFE a été commercialisé dans les années 1970.

Il a connu un succès croissant comme substitut des artères de petit calibre, notamment pour les pontages fémoropoplités et axillofémoraux.

Ce matériau se présente sous forme de nodules transversaux reliés entre eux par des microfibrilles longitudinales.

Le ePTFE est fabriqué à partir de poudre de polytétrafluoroéthylène mélangée à un solvant, le naphtalène.

Ce mélange est ensuite compacté sous de très hautes pressions, puis extrudé à travers une filière produisant un tube droit compact.

La structure microporeuse est obtenue par l’exposition du polytétrafluoroéthylène extrudé à une température supérieure à celle du point de fusion (au minimum 327 °C) pour que les cristallites s’organisent en une structure microporeuse.

Ce procédé, le frittage, accroît fortement la résistance mécanique.

Cette structure microporeuse de base a pu être modifiée pour permettre de proposer différents types de modèles.

Certains modèles se caractérisent par la présence d’une fine couche de ePTFE enroulée sur la surface externe pour en augmenter la résistance mécanique.

Dans certains cas, la surface interne du substitut est recouverte de carbone pour en diminuer la thrombogénicité.

Ces prothèses sont disponibles avec un support externe annelé ou spiralé afin d’augmenter leur résistance à la plicature et à la compression externe.

La réalisation de modèles sous différentes formes géométriques, telles que les diamètres dégressifs pour la réalisation des fistules d’hémodialyse ou la réalisation d’une collerette distale générant un effet vortex au niveau des anastomoses, a été proposée pour créer des conditions hémodynamiques optimales dans des indications d’utilisation particulières.

Ces substituts se sont imposés comme les meilleurs pour le remplacement des vaisseaux de petit calibre en l’absence de greffon veineux autologue, malgré leur faible compliance et leur faible infiltration cellulaire.

En effet, chez l’homme, contrairement à ce qui est observé chez l’animal, l’infiltration cicatricielle n’intéresse que la partie la plus externe de la paroi et la surface luminale n’est recouverte que par un fin film de fibrine organisée, même après de longues durées d’implantation.

Certaines équipes ont proposé d’améliorer la cicatrisation de ces prothèses par leur endothélialisation.

Les premières études chez l’homme ont semblé encourageantes mais n’ont pour l’instant pas permis de proposer cette application à grande échelle.

Cependant, des résultats cliniques plus récents devraient permettre de déboucher sur la réalisation de premiers essais comparatifs contrôlés.

Les autres voies de recherche pour permettre d’améliorer la cicatrisation de ces prothèses portent sur l’infiltration peropératoire de différents types cellulaires.

Certains travaux ont démontré une moindre infectabilité des prothèses en ePTFE par rapport aux prothèses en PET et aux veines ombilicales humaines traitées.

Des essais d’immobilisation d’antibiotiques à la surface de prothèses en ePTFE par l’intermédiaire de benzalkonium ont été réalisés pour en diminuer l’infectabilité.

Ces travaux n’ont cependant jamais débouché sur des applications cliniques.

Des cas de dilatations anévrismales, compliquées de rupture dans un cas, ont été rencontrés sur les premiers modèles qui ont été commercialisés.

Les deux fabricants de l’époque ont alors amélioré les caractéristiques physiques des prothèses en augmentant l’épaisseur de leur paroi pour l’un et en ajoutant un enrubannage externe en ePTFE pour l’autre.

Plus récemment, nous avons rapporté un cas de dilatation précoce d’une telle prothèse sans que son analyse physicochimique nous ait permis de conclure quant à son mécanisme.

Des déchirures prothétiques sur des lignes d’anastomose, notamment sur les anastomoses proximales des pontages axillofémoraux, ont également été décrites.

Ces déchirures pouvaient être secondaires à des lésions créées par la fabrication (lignes de faiblesse longitudinales créées lors du processus d’extrusion) ou par les manipulations (lésions de clamps artériels).

L’analyse chimique d’explants de prothèses en ePTFE implantées chez l’homme a conclu à la bonne biostabilité de ce matériau.

2- Prothèses en polyéthylène téréphtalate :

Les prothèses textiles en PET représentent actuellement le substitut le plus utilisé pour les artères de gros et moyen calibre.

Les structures textiles ont été introduites par Voorhees et al.

Cependant, ces premières structures utilisaient des polymères peu stables jusqu’à l’utilisation du PET.

Les prothèses actuellement utilisées représentent l’évolution de différents concepts qui se sont succédés dans le temps.

Le premier concept était d’augmenter la porosité des prothèses pour en favoriser la cicatrisation et l’encapsulation.

Ces premières prothèses étaient construites sous forme de tricots trame et ont été abandonnées du fait de leur mauvaise stabilité, responsable de dilatations et de ruptures.

Le deuxième concept était d’incorporer des fibres texturées à la structure pour promouvoir la cicatrisation et la réendothélialisation de la surface luminale de la prothèse.

Il s’agit de l’effet velours.

Les prothèses à velours externe présentaient une meilleure encapsulation externe et un meilleur ancrage tissulaire.

En revanche, les prothèses qui ont été produites grâce à des fibres cylindriques et trilobées pour créer un effet velours sur les faces interne et externe (structure appelée « double velours ») étaient instables mécaniquement et sensibles à la dégradation chimique.

Le troisième concept a été d’augmenter la résistance mécanique des prothèses par la généralisation des tricots chaîne et des structures tissées.

Ces prothèses à tricot chaîne comportant des fibres texturées ont montré une excellente capacité de cicatrisation et une grande stabilité mécanique.

Les étapes de la fabrication des structures textiles sont les suivantes.

Le fil est formé par l’association de monofilaments de masse linéique et de géométrie variables obtenus par passage de polymère fondu dans une filière.

Ces fils sont ensuite étirés et éventuellement texturés par l’application d’un traitement thermique ou chimique qui va donner un effet de bouclettes aux filaments.

La structure textile est ensuite obtenue par tissage ou tricotage.

Les techniques de tissage et de tricotage sont multiples.

Elles peuvent utiliser plusieurs fils, et ainsi procurer un aspect plus ou moins compact ou plus ou moins duveteux à la prothèse.

La structure est alors compactée par un traitement chimique qui va réduire la porosité de la structure en créant un gonflement des fils.

La prothèse est ensuite gaufrée par un traitement le plus souvent thermique pour donner une compliance longitudinale et radiale à la prothèse.

Le résultat de ce traitement va créer le cosselage. Enfin, la prothèse est nettoyée de tous les agents chimiques intervenant dans les différentes étapes de la fabrication, puis stérilisée.

Les prothèses en PET peuvent être construites sous forme de tubes ou sous forme bifurquée.

Il est également possible de disposer sur leur face externe un support spiralé qui a pour but de prévenir les plicatures et la compression externe.

Le développement le plus récent qui a été apporté à ces prothèses a consisté à les imprégner d’une matrice biodégradable pour les rendre immédiatement étanches au moment de leur implantation et ainsi éviter leur précoagulation.

Des prothèses imprégnées de collagène, d’albumine ou de gélatine sont actuellement commercialisées. Il n’a cependant pas été prouvé que cette imprégnation diminuait la thrombogénicité et améliorait la cicatrisation des prothèses.

La vitesse de dégradation des matrices protéiques n’est pas reproductible entre les modèles animaux et humains, ce qui doit rendre prudent pour transférer à l’homme les résultats des études de cicatrisation obtenus chez l’animal.

Ces prothèses n’ont pas prouvé leur supériorité clinique sur les prothèses précoagulées en termes de perméabilité, de réduction des pertes sanguines et des transfusions périopératoires, et d’infectibilité.

L’utilisation de matrices résorbables synthétiques pourrait représenter une voie d’avenir pour le concept d’imprégnation, compte tenu des réticences de plus en plus importantes liées aux risques d’infection des produits biologiques.

Les matrices d’imprégnation ont également été proposées pour conférer un rôle anti-infectieux à la prothèse en y permettant la fixation peropératoire d’antibiotiques, notamment la rifampicine.

Les résultats expérimentaux ont fait proposer d’utiliser ces prothèses en clinique en milieu infecté.

Une autre alternative de traitement anti-infectieux des prothèses en PET a consisté à proposer un recouvrement à l’argent du PET.

Ce traitement n’a pas encore prouvé son efficacité et serait expérimentalement moins efficace que l’imprégnation à la rifampicine.

La fixation d’héparine sur une matrice d’imprégnation a également été proposée pour réduire la thrombogénicité de la surface luminale, avec des résultats encourageants. Une autre voie de recherche pour réduire la thrombogénicité du PET a consisté à réaliser un traitement de surface par du carbone ou des dérivés fluorés.

Des complications dégénératives telles que des dilatations, des ruptures ou des faux anévrismes ont été rapportées et analysées dans la littérature, avec des manifestations et des fréquences variables selon le type de construction des prothèses.

Les prothèses tissées présentent la meilleure stabilité à long terme, ce qui fait que leurs cas d’explantation pour dilatation ou rupture sont rares.

Cette stabilité est liée à leurs bonnes caractéristiques observées lors de la réalisation des tests mécaniques.

La tendance à s’effilocher aux anastomoses des premiers modèles n’est pas retrouvée sur les nouvelles générations.

Les premiers tricots trame, qui étaient réalisés par un tricotage ne faisant intervenir qu’une seule fibre de liage, présentaient une mauvaise stabilité dimensionnelle qui s’est manifestée par des élongations, des dilatations, des ruptures et des faux anévrismes anastomotiques.

Les tricots chaîne font appel à une technique de tricotage faisant intervenir plusieurs fils.

Ces fils forment des boucles qui sont entrelacées les unes avec les autres de sorte que chaque fil présente un trajet en zigzag dans la structure textile.

Les structures le plus souvent utilisées sont les structures locknit et reverse locknit.

Ces structures offrent une très bonne stabilité dimensionnelle, n’ont pas de tendance à l’effilochage aux anastomoses et présentent une résistance élevée à l’arrachement des sutures.

Cependant, des cas sporadiques de rupture de prothèses en tricot chaîné ont été rapportés dans la littérature, sous la forme d’un phénomène dégénératif global de leur structure avec dégradation des fibres et présence de nombreuses déchirures et ruptures ou sous la forme de ruptures longitudinales survenant sans processus dégénératif diffus de la structure textile.

Nous avons pu montrer que ces ruptures longitudinales survenaient sur deux zones spécifiques de la structure textile qui pouvaient être considérées comme des zones de faiblesse, la ligne de remaillage et la ligne guide, et que ces ruptures étaient prévisibles sur la base de tests in vitro réalisés sur des prothèses vierges.

Cette fragilité des premières prothèses velours était également liée à la présence de filaments trilobaires dans leur structure.

Ces filaments s’étant avérés très sensibles à la dégradation, ils ont alors été remplacés par des filaments cylindriques qui présentaient une meilleure biostabilité dans le temps.

Des cas de déchirures avec la formation de faux anévrismes ont été rapportés avec la première génération de prothèse construite à base de tricots trame comportant un support externe.

Ces ruptures étaient probablement secondaires à des irrégularités de mise en place du support externe générant des contraintes mécaniques exagérées sur la structure textile.

Les causes de ces échecs font probablement intervenir des facteurs favorisants de la dégradation des structures textiles à plusieurs niveaux.

Ces facteurs de détérioration peuvent survenir lors des différentes étapes de la fabrication de la prothèse, mais peuvent être aussi liés au concept même de la structure textile ou à des facteurs généraux de dégradation du polymère in vivo.

3- Prothèses en polyuréthane :

Les chercheurs ont porté un grand intérêt au polyuréthane du fait de leur espoir de pouvoir fabriquer des prothèses présentant des propriétés mécaniques, et notamment une compliance, plus proches de celles des artères, contrairement à ce qui était obtenu avec le ePTFE et le PET.

Cependant, les résultats des études expérimentales réalisées pour étudier l’intérêt de ce matériau pour réduire l’hyperplasie néo-intimale ont été contradictoires.

Les premières prothèses en polyuréthane qui ont été réalisées sous la forme d’une structure à pores fermés ont été retirées de la commercialisation au vu des résultats d’études expérimentales et cliniques non concluantes.

À l’heure actuelle, une prothèse composite de polyuréthane et de silicone est commercialisée.

Elle est réalisée par l’enroulement de filaments de polyuréthane sur un mandrin, avec un comblement de ses interstices par de la gélatine et un renforcement par une mantille externe de PET.

Les études expérimentales de cette prothèse implantée comme pontage artériel ou comme fistule d’hémodialyse ont été encourageantes.

Cette prothèse a été étudiée en clinique comme fistule d’hémodialyse où elle se montrait supérieure au ePTFE en termes de facilité d’hémostase et de formation de séromes, mais avait un taux de perméabilité moindre.

D’autres types de prothèses en polyuréthane ont été étudiés en clinique avec des résultats inconstants.

Choix d’un substitut vasculaire :

La chirurgie de revascularisation s’applique schématiquement à deux types d’artères : des artères de gros et moyen calibre pour la chirurgie de l’ensemble de l’aorte et du carrefour aortique, et des artères de petit calibre pour la chirurgie de revascularisation sousinguinale, des artères viscérales et des troncs supra-aortiques.

Ces deux types de chirurgie requièrent des substituts artériels dont nous pouvons présenter les principaux critères de choix de la façon suivante.

A - CRITÈRES DE CHOIX D’UNE PROTHÈSE VASCULAIRE :

1- Thrombogénicité :

La thrombogénicité d’une prothèse doit être la plus faible possible lorsqu’elle est utilisée pour des revascularisations nécessitant des substituts de diamètre inférieur ou égal à 6 mm et qui présentent de surcroît un faible débit intraluminal du fait du lit d’aval le plus souvent réduit.

Fiore et al ont comparé la perméabilité à 30 jours de différents types de prothèses implantées en remplacement de la veine cave supérieure ou de la veine cave inférieure chez le chien et ont conclu à une thrombogénicité des tubes en PET plus grande que celle des prothèses en ePTFE.

Goldman et al ont comparé la thrombogénicité de pontages fémoropoplités en PET, en ePTFE et en veine saphène autologue réalisés chez l’homme, par la mesure de la rétention de plaquettes marquées après 1, 3 et 7 jours d’implantation.

L’indice moyen de thrombogénicité des prothèses en ePTFE était significativement inférieur à celui des prothèses en PET, ces deux indices étant significativement supérieurs à celui des veines autologues.

Shoenfeld et al ont comparé la thrombogénicité de prothèses en PET, en ePTFE et en veine ombilicale humaine traitée, par l’évaluation de la fixation plaquettaire sur un modèle de shunt ex vivo.

Ils ont conclu à une thrombogénicité du PET plus importante que celle du ePTFE, ainsi qu’à une majoration de l’activation plaquettaire dans le circuit en présence de PET.

Eldrup-Jorgensen et al ont évalué la thrombogénicité de prothèses de 4 mm de diamètre en PET, en ePTFE et en veine ombilicale humaine traitée, par l’étude de l’activation plaquettaire sur des shunts ex vivo de différents débits.

Ils ont également montré que le PET activait l’agrégation plaquettaire de manière bien plus importante que le ePTFE et la veine ombilicale humaine, quel que soit le débit du shunt.

Callow et al ont également conclu à la thrombogénicité du PET plus importante que celle du ePTFE sur un shunt ex vivo.

Cependant, une réduction de la thrombogénicité des prothèses en PET imprégnées peut être obtenue par la fixation directe d’agents antithrombotiques, soit directement, soit par l’intermédiaire d’une matrice d’imprégnation résorbable.

Ces techniques n’ont pas réellement encore fait la preuve de leur efficacité en clinique.

Il est donc clair qu’aucun substitut artériel synthétique ne présente les qualités d’antithrombogénicité des substituts autologues, encore faut-il que ces derniers soient traités, conservés et manipulés de la manière la moins traumatisante pour en préserver l’endothélium.

En l’absence de substitut biologique autologue pour les pontages de petits calibres, il est habituel de privilégier l’utilisation des substituts en ePTFE.

2- Cicatrisation :

La cicatrisation et l’incorporation des prothèses vasculaires sont un phénomène complexe et encore incomplètement connu.

L’un des principaux facteurs favorisants de la cicatrisation des prothèses est leur porosité, ce facteur étant déterminant pour permettre la recolonisation tissulaire.

L’importance de la porosité a été rapidement mise en évidence avec les travaux de Wesolowski et al, ce facteur étant toujours pris en compte pour la construction des nouveaux substituts vasculaires.

Sur les modèles expérimentaux, la cicatrisation et l’incorporation tissulaire des prothèses vasculaires sont satisfaisantes puisqu’elles génèrent une capsule interne constituée de collagène et couverte d’un néoendothélium biologiquement fonctionnel.

Cependant, ce résultat n’est jamais observé chez l’homme, chez qui la cicatrisation se résume à l’incorporation de la partie externe de la prothèse dans la capsule externe sans recolonisation complète de la structure prothétique et de la capsule interne.

La surface luminale ne possède donc jamais les propriétés antithrombotiques de l’endothélium vasculaire.

Il ne semble pas exister de différences notables en matière de cicatrisation entre les différents types de prothèses synthétiques.

Ainsi, le potentiel de cicatrisation ne nous semble pas pouvoir être pris en compte comme critère de choix entre les substituts vasculaires.

3- Infectabilité :

L’infectabilité et la résistance à l’infection du biomatériau constituant une prothèse vasculaire sont deux éléments importants dans des indications à haut risque infectieux telles que les pontages infrainguinaux, pontages qui sont le plus souvent réalisés pour une indication de sauvetage de membre dans un contexte d’ulcérations ou de nécroses distales surinfectées.

Les principales études qui ont comparé l’infectabilité des prothèses en PET à celle des prothèses en ePTFE ont conclu à une meilleure résistance à la colonisation bactérienne des prothèses en ePTFE.

Rosenman et al ont étudié l’adhésion in vitro de staphylocoques dorés marqués à l’indium sur des prothèses en PET, en ePTFE et en veine ombilicale humaine interposées dans un circuit pulsé.

L’adhésion bactérienne était la plus faible sur les prothèses en ePTFE, celle-ci étant respectivement cinq et 50 fois supérieure sur les veines ombilicales humaines et les prothèses en PET.

Schmitt et al ont étudié in vitro l’adhésion de plusieurs souches de bactéries sur des échantillons de prothèses en PET et en ePTFE.

L’adhésion bactérienne était la plus importante sur les prothèses en PET, quelle que soit la souche bactérienne étudiée.

Sugarman a également montré que l’adhérence bactérienne in vitro était dix à 100 fois plus importante sur les prothèses en PET que sur les prothèses en ePTFE, l’adhésion étant la plus importante sur les prothèses en PET tricoté velours.

Des études expérimentales in vivo ont conclu à une moindre infectabilité des prothèses en ePTFE, parfois à une moindre infectabilité des prothèses en PET, voire à une infectabilité variant avec la durée d’implantation de la prothèse.

Il n’existe donc pas de consensus clair sur le choix de tel ou tel type de biomatériau dans un contexte à haut risque infectieux.

Cependant, nous pouvons retenir que, en cas d’implantation d’une prothèse en milieu infecté, il est recommandé d’utiliser systématiquement une homogreffe artérielle, même si des cas sporadiques de succès d’implantation de prothèses en PET imprégnées de matrices résorbables et d’antibiotiques ont été rapportés.

Nous pouvons également recommander d’utiliser des prothèses en ePTFE pour la réalisation de pontages prothétiques en milieu non infecté, mais chez des patients à haut risque infectieux du fait de lésions trophiques distales.

4- Biostabilité :

La biostabilité du matériau constituant une prothèse vasculaire est une propriété importante pour limiter les risques tardifs de dégénérescence pouvant conduire à des complications telles que la dilatation et les ruptures prothétiques.

Cette propriété est très importante pour les pontages soumis à de fortes contraintes tels que les pontages sus-inguinaux.

Cette complication est beaucoup plus rare sur les pontages sous-inguinaux du fait des moindres sollicitations mécaniques et des taux de perméabilité plus réduits dans cette localisation.

La biostabilité d’une prothèse n’est pas seulement le fait du biomatériau en lui-même mais aussi du concept sous lequel il est utilisé.

L’analyse de la littérature nous montre que la biostabilité d’un modèle de prothèse n’est pas toujours prédictible.

En effet, les tests qui sont appliqués aux prothèses vasculaires avant leur mise sur le marché sont essentiellement descriptifs et non prédictifs.

Il est donc important de suivre tout nouveau modèle de prothèse vasculaire pour détecter précocement une tendance à la dégradation.

Cette attitude entre dans le cadre général de la matériovigilance.

Nous avons pu montrer avec nos travaux qu’il est non seulement primordial de déclarer tous les incidents ou accidents survenant sur des implants, mais également de les analyser pour pouvoir déterminer les causes de leurs échecs.

Cependant, malgré l’existence de lois européennes bien définies dans le cadre de la matériovigilance, le nombre de déclarations rapportant des incidents ou des accidents est très largement inférieur à la réalité.

La première directive européenne sur la matériovigilance dans le domaine du matériel médical a été prise le 20 juin 1990 (90/385/CEE, JOCE n° L189/17) et a été modifiée le 14 juin 1993 (93/42/CEE, JOCE n° C172, 12 juillet 1993).

Cette directive établit clairement l’obligation de déclarer tout défaut dans les caractéristiques ou les performances d’un dispositif médical qui soit potentiellement susceptible de conduire à la mort ou à une altération majeure de la santé des patients.

Tous ces incidents doivent être déclarés à une autorité compétente qui devra prendre les mesures nécessaires afin d’informer le fabricant du dispositif incriminé ou son représentant au sein de la Communauté Européenne.

Une évaluation du dispositif est demandée, si possible en impliquant le fabricant, afin de permettre aux autorités sanitaires d’établir les mesures de précaution nécessaires.

Les chirurgiens ont par conséquent l’obligation de déclarer tous les incidents et de conserver les prothèses explantées afin de permettre les investigations, qui doivent idéalement être réalisées par un laboratoire indépendant.

Il est important de diffuser l’information sur la matériovigilance à la communauté médicale pour permettre une augmentation du nombre de cas déclarés.

En effet, seule la collecte d’un grand nombre d’explants permettra de fournir des données épidémiologiques interprétables permettant de différencier des échecs sporadiques de comportements dégénératifs plus endémiques.

L’analyse structurelle des explants médicaux doit répondre à notre sens à des impératifs stricts de qualité et de confidentialité.

L’évolution des prothèses vasculaires s’est faite par l’introduction permanente de nouveaux concepts.

Certains concepts ont fait la preuve de leur efficacité, d’autres ont été abandonnés du fait de l’insuffisance de certaines de leurs propriétés, et tout particulièrement de leur biostabilité.

Il serait idéal de pouvoir prédire la stabilité à long terme d’une nouvelle prothèse avant l’utilisation clinique par la réalisation de tests mécaniques, in vitro, les plus représentatifs possibles des conditions physiologiques auxquelles elles seront soumises après leur implantation.

De telles prédictions nécessiteront également une meilleure connaissance des conditions physicochimiques et hémodynamiques auxquelles sont soumis les différents matériaux utilisés pour la construction d’une prothèse vasculaire.

Chaque fois qu’un nouveau modèle ou concept de prothèse vasculaire est utilisé en clinique humaine, celui-ci devrait être l’objet d’une surveillance répondant à une organisation similaire à celle des centres de pharmacovigilance.

Seule cette attitude peut permettre de dépister précocement des échecs et d’en évaluer l’incidence et éventuellement les causes.

En effet, toutes les complications ne sont pas rapportées dans la littérature et, lorsqu’elles le sont, c’est avec un délai moyen de 1 à 2 années.

De plus, l’analyse physicochimique systématique d’explants humains, quelle qu’en soit la cause d’explantation, permettrait également de dépister une évolution marquée d’un concept vers la dégradation avant même que surviennent les premières complications cliniques.

C - CRITÈRES DE CHOIX D’UNE PROTHÈSE VASCULAIRE EN FONCTION DE SON INDICATION :

1- Choix d’une prothèse dans les revascularisations sous-inguinales :

Il est admis que la veine saphène interne utilisée comme greffon inversé ou in situ est le meilleur substitut des artères de petit calibre.

La veine saphène est donc utilisée chaque fois que possible pour les revascularisations sous-inguinales, notamment quand l’anastomose distale se fait sous l’articulation du genou.

L’utilisation première d’une prothèse synthétique pour un pontage sus-articulaire afin de préserver le capital veineux pour une chirurgie sous-articulaire ultérieure est encore une option discutée.

Certaines équipes n’ont pas observé de différences de résultats entre les pontages utilisant une greffe veineuse et ceux utilisant une prothèse en ePTFE et préconisent le choix préférentiel du ePTFE, alors que d’autres équipes recommandent celui de la veine saphène qui offrirait de meilleurs résultats.

Le choix du type de prothèse synthétique en l’absence de greffon veineux utilisable pose plus de problèmes.

Les performances des prothèses en ePTFE ont été étudiées dans des études non comparatives.

Les principales études ont rapporté les taux de perméabilité primaire suivants pour les pontages sous-inguinaux en ePTFE : 38 % pour tous les pontages sous-inguinaux et 54 % pour les pontages sus-articulaires à 5 ans dans la série de Veith et al ; 48 % à 4 ans pour Evans et al ; 40 % à 5 ans pour McAuley et al ; 30 % à 5 ans pour Charlesworth et al ; 57 % pour tous les pontages sous-inguinaux et 63 % pour les pontages sus-articulaires à 5 ans pour Quinones-Baldrich et al ; 37 % à 4 ans pour des revascularisations distales pour sauvetage de membre pour Ascer et al.

Les études non comparatives qui ont étudié les taux de perméabilité des prothèses en PET implantées comme pontages sous-inguinaux ont principalement été réalisées sur des séries de prothèses comportant un support externe.

Sauvage, le promoteur de ce concept, a obtenu les meilleurs résultats avec des taux de perméabilité primaire de 78 % à 7 ans pour les prothèses de 6 mm de diamètre implantées sur l’artère poplitée sus-articulaire, ce taux passant à 47 % pour les pontages sous-articulaires.

Kremen et al observaient une perméabilité primaire de 80 % à 1 an, comme Clifford et al, le taux de perméabilité à 2 ans étant de 56 % pour ces derniers auteurs.

Reichle a observé plus de 50 % de perméabilité à 7 ans avec des prothèses en PET ne comportant pas de support externe, ce taux étant supérieur à 50 % à 6 ans pour les pontages sous-articulaires.

Les premières études qui ont comparé les résultats cliniques des prothèses en ePTFE à ceux des prothèses en PET étaient rétrospectives.

Rosenthal et al ont obtenu les mêmes résultats dans une comparaison d’une série de 100 prothèses en ePTFE avec une série de 100 prothèses en PET implantées comme pontages fémoropoplités sus-articulaires pour une indication de claudication intermittente.

Les taux de perméabilité primaire pour les prothèses en PET et en ePTFE étaient respectivement de 57 et 65 % à 5 ans et de 32 et 31 % à 10 ans, et n’étaient pas statistiquement différents.

Pevec et al ont comparé de manière rétrospective les résultats de 38 prothèses en PET à ceux de 85 prothèses en ePTFE implantées comme pontages fémoropoplités, 50 % des pontages de chaque groupe étant des pontages sus-articulaires.

Les taux de perméabilité primaire pour les prothèses en PET et en ePTFE étaient respectivement de 55 et 34 % à 3 ans et de 48 et 27 % à 6 ans, cette différence en faveur du PET étant statistiquement significative.

Les études prospectives randomisées qui ont été réalisées plus récemment n’ont pas montré de différence statistiquement significative entre les pontages fémoropoplités en PET et en ePTFE.

L’utilisation de l’un ou l’autre de ces deux matériaux peut donc être proposée indifféremment.

Devine et al ont obtenu de meilleurs résultats avec une prothèse en PET incorporant de l’héparine dans sa matrice d’imprégnation qu’avec une prothèse en ePTFE.

Enfin, dans les indications de pontages fémorojambiers, les meilleurs résultats sont incontestablement obtenus avec la veine autologue.

Les résultats des pontages prothétiques sont décevants, même en cas d’utilisation de techniques d’interposition veineuse anastomotique telles que les collerettes de Miller.

L’utilisation d’une homogreffe artérielle représente une alternative. Cependant, ses résultats sont plus proches de ceux des prothèses que de ceux de la veine saphène autologue.

2- Choix d’une prothèse dans les revascularisations sus-inguinales :

Les prothèses textiles tissées ou tricots chaîne en PET se sont largement imposées pour ce type de chirurgie.

Actuellement, la majorité des chirurgiens les utilisent sous leur forme imprégnée, avec de bons résultats cliniques.

L’utilisation de prothèses de gros calibre en ePTFE est plus marginale, avec cependant de bons résultats cliniques.

L’utilisation de matériaux biologiques pour ce type de chirurgie se limite au traitement des infections par des homogreffes artérielles conservées.

Perspectives d’avenir :

Les perspectives d’avenir des substituts incluront tout d’abord l’amélioration des produits actuellement disponibles.

Ces améliorations devront porter sur leurs trois propriétés principales que sont la biocompatibilité, l’antithrombogénicité et la stabilité.

L’amélioration de la biocompatibilité et de l’antithrombogénicité des prothèses vasculaires pourrait être obtenue par des traitements de surface tels que le greffage de polymères par plasma, le greffage de charges électriques négatives ou de carbone.

Ces propriétés pourront être également modulées en incorporant à la prothèse au moment de son implantation des produits actifs tels que des éléments cellulaires ou des facteurs de croissance.

La phase ultime de l’ingénierie tissulaire permettrait de produire in vitro de véritables artères différenciées à partir d’éléments cellulaires humains qui pourraient être réimplantées chez le patient donneur.

L’amélioration de la stabilité des substituts vasculaires passera par des meilleures connaissances des phénomènes de vieillissement des structures polymériques à long terme, ainsi que par une optimisation des processus de fabrication.

Les programmes de matériovigilance seront également très importants pour surveiller la stabilité de tout nouveau concept de substitut vasculaire qui sera introduit sur le marché.

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