Matériaux polymères et dispositifs d'angioplastie coronarienne

Par Eric R. George, Ph.D., de ERG Polymers LLC

Les maladies cardiovasculaires sont responsables de plus de 15 millions de décès dans le monde chaque année.1 L'occlusion de vaisseaux tels que les artères coronaires ou périphériques entrave la circulation du sang vers le cœur, entraînant des crises cardiaques (infarctus du myocarde) et souvent la mort. L'angioplastie coronarienne transluminale percutanée (PTCA), une procédure endovasculaire peu invasive utilisée pour élargir les artères rétrécies ou obstruées, est rendue possible de plusieurs manières par les matériaux polymères.

Dans le premier article de cette série, "Une introduction aux matériaux polymères pour les dispositifs médicaux", j'ai discuté de la chimie des polymères, des exigences clés pour une utilisation dans les dispositifs médicaux et du paysage des applications pour une utilisation réussie des polymères dans les dispositifs médicaux.

Cet article se concentrera sur l'ACTP, également connue sous le nom d'angioplastie par ballonnet (voir les références 2 à 4 pour un historique complet de cette procédure). L'ACTP a été rendue possible par l'imagerie par rayons X du système cardiovasculaire à la fin des années 1800.2 La première preuve expérimentale qui a finalement conduit aux procédures modernes d'aujourd'hui a été observée par Dotter en 1964 selon laquelle les cathéters de diagnostic traversant une lésion iliaque comprimaient la plaque artérielle, entraînant une lumière artérielle plus large. En 1974, Gruentzig a développé le premier cathéter à double ballonnet pour la dilatation de la sténose vasculaire.3

La physique des polymères et les principes de génie mécanique peuvent contribuer de manière significative à la compréhension de l'expansion des cathéters à ballonnet. L'optimisation des fils guides, des cathéters de guidage et à ballonnet et des stents continue de contribuer à l'amélioration des taux de réussite. Leurs formes, leurs tailles, leur rigidité, leur flexibilité et leur pouvoir lubrifiant interne et externe sont des facteurs de succès essentiels. Dans cet article, je discute de la libération contrôlée de médicaments à partir de divers composants et d'applications tournées vers l'avenir telles que les cathéters et stents électroniques et les stents biorésorbables et imprimés en 3D.

Nous discutons dans l'ordre du rôle des polymères dans les fils de guidage (GW), les cathéters de guidage (GC), les cathéters à ballonnet, les stents et l'administration de médicaments. L'image ci-dessous montre un fil guide et un cathéter à ballonnet.

Image reproduite avec l'aimable autorisation de Zeus.5

Les GW sont le premier composant inséré dans les lumières artérielles et sont généralement des fils métalliques recouverts de polymères lubrifiants à faible frottement tels que les fluoropolymères et les silicones.

Les GC dans l'ACTP sont généralement conçus pour être insérés au niveau de l'artère fémorale et possèdent toutes les exigences pour traverser la lumière artérielle coronaire. Les cathéters à ballonnet et les stents sont livrés via le GC. Les exigences incluent la fonctionnalité en tant que composite multicouche, la biocompatibilité et une faible friction/lubrification à l'intérieur et à la surface, concomitantes avec une résistance mécanique pour la livraison d'autres composants à l'intérieur. L'image ci-dessous représente la construction à trois couches d'un cathéter guide typique : le PTFE intérieur (gris), le treillis métallique et la gaine extérieure (bleue).

Image reproduite avec l'aimable autorisation de Zeus.5

Le pouvoir lubrifiant interne du GC impliquera d'abord une livraison fonctionnelle sur le GW. Le pouvoir lubrifiant est une fonction d'une interaction à deux surfaces. Alors que de nombreuses lumières internes GC sont fabriquées à partir de polytétrafluoroéthylène (PTFE), l'option de frottement la plus faible, on peut adapter le revêtement polymère GW (fluoropolymères, polyoléfines, polyamides, silicones, etc.) pour avoir un pouvoir lubrifiant approprié et fonctionnel avec une surface de lumière interne GC donnée . La couche interne continuera à réussir avec les revêtements en PTFE, mais les polyoléfines et autres polymères (y compris les copolymères avec PTFE) pourraient présenter un faible frottement avec des propriétés mécaniques supérieures au PTFE. Une discussion similaire peut s'appliquer à la mise en place de cathéters à ballonnet et de cathéters à ballonnet chargés de stent.

Le GC sera plus rigide en proximal qu'en distal pour traverser plus efficacement la lumière artérielle. Ceci peut être réalisé via le GC ayant un gradient de flexibilité. Pour la couche externe, les élastomères thermoplastiques (TPE) tels que le polyéther bloc amide (PEBA) et le TPE à base d'oléfine peuvent être conçus selon différents modules, résistances et caractéristiques de surface pour aider à atteindre ce gradient fonctionnel. Pour l'extrémité proximale, on peut choisir des homopolymères plus rigides tels que les thermoplastiques techniques discutés dans mon premier article. Le maillage intermédiaire peut être de différentes conceptions ainsi que de matériaux. Les treillis métalliques sont fonctionnels, avec un excellent palmarès de succès avec l'acier inoxydable et le nickel-titane. Les fibres de Kevlar s'avèrent être une option solide pour les mailles.

Les tiges de cathéter à ballonnet sont des matériaux plus rigides fabriqués à partir de thermoplastiques techniques, de polyamides (nylon) et de polyesters, par exemple. Pour le segment gonflable des cathéters à ballonnet, le terme "viscoélasticité" est introduit. Les polymères présentent des caractéristiques à la fois de liquides visqueux (qui s'allongent en permanence au-delà d'une contrainte critique) et de solides élastiques (qui reculent partiellement après relâchement de la contrainte), présentant ainsi une viscoélasticité. Les TPE sont un amalgame de composants plus souples de type caoutchouc (visco) et de composants plus rigides (élastiques). Lorsqu'un ballon est gonflé, la quantité de force nécessaire pour gonfler le ballon est proportionnelle au rapport et à la morphologie des deux composants. La déformation est la longueur de l'expansion. Une fois dilaté sous pression, le TPE peut continuer à se dilater (appelé fluage). La quantité de force (contrainte) pour maintenir le ballon dilaté peut diminuer avec le temps (relaxation de la contrainte).

Les matériaux de ballon coronaire doivent présenter la capacité de s'étendre jusqu'à un diamètre cible de manière uniforme et précise au niveau de la zone d'accumulation de plaque à des pressions d'environ 20 atm et de maintenir ce diamètre suffisamment longtemps pour augmenter le flux sanguin. La pression d'éclatement du ballon doit être supérieure à la pression de gonflage. Les scientifiques des polymères et les ingénieurs mécaniques combinent leurs compétences pour adapter le comportement exact des ballons pour l'ACTP. L'analyse par éléments finis peut être utilisée pour modéliser le comportement des polymères viscoélastiques des cathéters à ballonnet.6

L'ACTP est considérée par certains comme l'une des contributions les plus importantes à la santé humaine de l'histoire. L'avenir reste prometteur pour une angioplastie coronarienne encore plus efficace. Les efforts actuels comprennent des ballonnets enrobés de médicament pour inhiber la resténose,7 des approches macromoléculaires pour prévenir l'hyperplasie intimale après PTCA,8 des progrès récents dans les stents à élution de médicament,9 et plusieurs programmes de découverte dans les stents biorésorbables, électroniques, à mémoire de forme et imprimés en 3D. .10,11

Des ballonnets et des stents à élution médicamenteuse ont été développés pour étendre l'efficacité de l'ACTP en inhibant la resténose, l'hyperplasie intimale et la thrombose. Les premiers stents à élution médicamenteuse ont donné des résultats mitigés, car le revêtement d'un stent a ses limites. Un exemple de revêtement de cathéters à ballonnet avec des principes actifs pharmaceutiques anti-inflammatoires et anti-resténotiques encapsulés dans des phospholipides et de contrôle des taux de libération est une option solide pour aller de l'avant. Les médicaments sont libérés pendant l'angioplastie et absorbés dans l'endothélium de la lumière artérielle.7

Pour les ballons à élution de médicament (DEB), un ballon poreux infusé de médicament est une autre option. Les ballons poreux peuvent être préparés par des fluoropolymères expansés (PTFE, par exemple), des polymères expansés, des gels polymères et des polymères avec des volumes libres intrinsèquement grands. "Le ballon poreux a l'avantage supplémentaire de pouvoir délivrer des précurseurs d'hydrogel, voire des revêtements moléculaires, à la surface endommagée du vaisseau pour former des revêtements doux et antithrombotiques sur la lumière du vaisseau."8

Les avancées récentes dans le domaine des stents comprennent les stents à élution de médicament (DES) à libération contrôlée 9 ; les stents électroniques biorésorbables 10 et un stent électronique à mémoire de forme potentiellement imprimé en 3D et biorésorbable11. Hu et al.9 ont passé en revue les progrès récents resténose, réendothélialisation retardée ou incomplète et thrombose tardive du stent. Le taux de libération du médicament au fil du temps est essentiel pour minimiser les événements indésirables liés à l'ACTP et les auteurs ont déterminé que "les facteurs affectant le taux de libération du médicament comprennent le support de médicament, le médicament, les méthodes d'enrobage, le stockage du médicament, la direction d'élution, l'épaisseur du revêtement, la taille des pores dans le revêtement, conditions de libération (milieu de libération, valeur du pH, température) et hémodynamique après l'implantation du stent.

Son et al.10 "présentent des conceptions de nanomatériaux et des stratégies d'intégration pour le stent électronique biorésorbable avec des nanoparticules fonctionnalisées infusées de médicament pour permettre la détection de flux, la surveillance de la température, le stockage de données, la transmission d'alimentation/de données sans fil, la suppression de l'inflammation, l'administration localisée de médicaments et la thérapie par hyperthermie ." Les stents électroniques qui combinent la détection du flux sanguin et de la température via une électronique intégrée pourraient conduire à une durée d'efficacité accrue pour l'ACTP.

Yeazel et al.11 rapportent des progrès vers l'impression 3D de stents biorésorbables en polymère à mémoire de forme. L'impression 3D peut fournir les moyens d'adapter les dimensions des stents pour un ajustement précis à chaque patient. La technologie des polymères biorésorbables évolue vers des polymères qui se décomposent pour être excrétés sans effets indésirables chez le patient. La mémoire de forme peut permettre l'expansion d'un stent à une expansion plus précise, minimisant les dommages mécaniques de la lumière artérielle. Les approches à mémoire de forme éliminent le besoin de déploiement d'expansion de ballon des stents.

La technologie des polymères biorésorbables continue de progresser. Une limitation clé est que les polymères biorésorbables traditionnels tels que le poly(L-lactide), le poly(D-lactide) et le poly(caprolactone) se résorbent trop lentement et/ou n'ont pas les propriétés mécaniques prolongées pour comprimer adéquatement la plaque des lumières artérielles sténosées.

Les progrès récents dans les polymères imprimés photochimiquement, à mémoire de forme et/ou biorésorbables comprennent le poly (fumarate de propylène), le poly (ortho ester) et le poly (oligo éthylène glycol-co-acétate de vinyle) thermosensible.11 Optimisation du poids moléculaire, du degré la cristallinité et l'orientation (par recuit) et la distribution des unités comonomères seront des facteurs critiques de succès en dehors de la constitution chimique des polymères utilisés.

L'ACTP reste un traitement essentiel dans la maladie coronarienne. La procédure est multiforme et les polymères jouent un rôle essentiel dans la plupart des composants de la procédure : le premier fil de guidage inséré est recouvert de polymères lubrifiants tels que les fluoropolymères, le cathéter de guidage est essentiellement un composite polymère à trois couches composé souvent d'une lumière interne en PTFE, un treillis métallique de couche intermédiaire en métal ou en polymère à cristaux liquides, et la couche externe constituée de polymères plus rigides comme les polyamides à point de fusion élevé à l'extrémité proximale et de polymères à module inférieur comme les élastomères thermoplastiques à l'extrémité distale (poly éther-bloc-amides, par exemple). Les stents métalliques pourraient un jour être remplacés par des polymères et des matériaux inorganiques qui peuvent être imprimés en 3D et présenter une mémoire de forme pour adapter les dimensions exactes avant et après expansion pour une efficacité améliorée centrée sur le patient. Les polymères biorésorbables électroniques qui peuvent être laissés en place, fournissent un flux sanguin prolongé par rapport aux normes actuelles, et se dégradent et excrètent sans effets indésirables pour le patient progressent dans de nombreux laboratoires de R&D à travers le monde.

Le Dr Eric R. George est titulaire d'un doctorat. en science et ingénierie des polymères de l'Université du Massachusetts et un BS en science des polymères de l'Université du sud du Mississippi. Son expertise couvre les thermoplastiques techniques, les polymères biodégradables, les dispositifs biomédicaux et les maladies de l'œil. Il travaille actuellement chez ERG Polymers, LLC et a précédemment occupé des postes chez GE Plastics, Zeus Inc. et Johnson & Johnson (à la fois Johnson & Johnson Vision et Janssen Pharmaceuticals). Il détient 35 brevets américains, a publié 12 articles dans des revues spécialisées et est certifié Six Sigma Black Belt. Il a reçu le prix Outstanding Alumnus Award 2017 du University of Southern Mississippi College of Science and Technology.

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