Cardiogramme Echographie Salle d'opération Salle d'opération
Logo   Accueil | Table des matières | Téléchargements | Liens |   Mentions légales   | Contact |Abréviations
Logo  

Prothèses et plasties valvulaires

Prothèses valvulaires

Types de prothèses valvulaires

Les différents types de prothèses valvulaires sont classés en valves mécaniques et en valves biologiques (pour plus de détails, voir Chapitre 11 Prothèses valvulaires). Les prothèses mécaniques comprennent plusieurs modèles, dont les trois principaux sont la valve à bille, la valve à disque et la valve à double ailette.

  • Valve de Starr-Edwards, constituée d’une bille en Silastic™ oscillant à l’intérieur d’une cage faite de deux arcs fixés sur un anneau (acier) recouvert de Teflon™  ; à l’ouverture, le flux passe autour de la bille ; la valve est étanche lorsqu’elle fermée (Figure 26.55).
  • Valve à disque oscillant (Medtronic-Hall™, Bjork-Shiley™) : un disque en pyrolocarbone oscille autour d’un pivot excentré à l’intérieur d’un anneau, laissant le passage par deux orifices de taille inégale  ; lorsqu’elle fermée, la valve a des petites fuites sur ses bords ou sur le pivot central (Figure 26.56).
  • Valve à double ailette (St.Jude Medical™, Carbomedics™, ATS™) : lorsqu’elles sont ouvertes, les ailettes en pyrolocarbone forment un angle de 85° avec le flux, qui passe par 2 orifices en demi-lune de chaque côté et par un petit orifice central de section rectangulaire où le gradient est plus important . En position fermée, les ailettes font un angle de 25° avec le plan de l’anneau et présentent des fuites d’autolavage sur les bords (jonction ailette – anneau) et au niveau des pivots (Figure 26.57) . Le flux et le gradient se mesurent dans les deux orifices latéraux et non dans le petit orifice central, où le gradient est jusqu’à 40-50% plus élevé [85].

Les anneaux sont recouverts de Dacron™ ou de Teflon™ tressé permettant l’ancrage des sutures. Les valves à double ailette sont les plus couramment utilisées, car elles offrent le meilleur profil hémodynamique. La valve de Starr est abandonnée, mais certains malades en sont encore porteurs. Les prothèses mécaniques présentent normalement des fuites d’autolavage qui ont pour but de prévenir le dépôt de fibrine et de plaquettes sur le bord libre des ailettes et sur la partie interne de l’anneau, car cela pourrait bloquer le mouvement ou empêcher l’étanchéité. Ces valves nécessitent une anticoagulation à vie (INR 2.0-3.5) mais ont une durée de vie > 25 ans.

Les valves biologiques sont faites en tissu valvulaire de porc, en péricarde bovin, en hétérogreffe ou en homogreffe. Le tissu animal est préparé dans un bain de glutaraldéhyde qui en réduit l’antigénicité mais en altère les propriétés mécaniques ; les valvules deviennent moins souples et dégénèrent à long terme (30% de dégénérescence à 12-15 ans) . Elles peuvent être montées ou non sur une armature. Elles ne réclament une anticoagulation que pendant 3 mois, après quoi l’endothélialisation est complète et l’aspirine suffit. Elles sont indiquées au-delà de 60 ans ou en cas de contre-indication à l'anticoagulation (grossesse).

  • Bioprothèses montées ; valve porcine (Carpentier-Edwards™, Hancock™), ou valvules en péricarde (Carpentier-Edwards Perimount™) montées sur un anneau métallique et suspendues par leurs commissures à 3 picots verticaux (Figure 26.58). Les valvules ont une certaine inertie à l’ouverture à cause de leur relative rigidité. A taille égale, les orifices effectifs de ces valves sont plus petits que ceux des autres types ; leurs gradients sont plus élevés. Lorsqu’elles sont fermées, ces valves sont étanches, ou présentent de petites fuites en général centrales mais parfois aux commissures .
  • Bioprothèses sans monture (stentless) (Freestyle™, Toronto SPV™, CryoLife™, à base de valve porcine avec couverture externe en tissu de polyester) : à diamètre égal, elles ont un orifice plus grand et un gradient plus faible que les autres valves (flux physiologique). Leur configuration et leur absence d’anneau ne permettent une utilisation qu’en position aortique (Figure 26.59A) . Le diamètre de l’anneau aortique du patient et celui de sa jonction sino-tubulaire ne doivent pas différer de > 10% pour que la prothèse soit correctement suspendue à ses commissures (voir Figure 26.30). Elles sont techniquement plus difficiles à implanter car les points de fixation doivent être rigoureusement équidistants sur la prothèse et sur l’anneau aortique du patient. Elles sont en principe indiquées chez les patients de > 60 ans qui ont de petits anneaux aortiques.
  • Homogreffes : valve mitrale ou valve aortique (avec manchon d’aorte ascendante) prélevées sur des cadavres humains et conservées dans l’azote liquide (- 196°C). Bien qu’elles aient un taux d’attrition accéléré, elles sont particulièrement résistantes aux infections [37]. Leur faible disponibilité est un problème.
  • Hétérogreffe : la jugulaire de boeuf est un conduit valvé qui, préparé au glutaraldéhyde et cryopréservé (Contegra™), peut remplacer la voie d’éjection droite (CCVD, valve pulmonaire et tronc de l’AP) (Figure 26.59B) .
  • Autogreffe : l’opération de Ross consiste à substituer la valve aortique par la valve pulmonaire du patient ; cette dernière est remplacée par une hétérogreffe ou une homogreffe (voir Figure 26.72). Le principal intérêt de la technique est de permettre la croissance, car la néo-valve aortique se développe en même temps que l’enfant.

Les prothèses sont le plus souvent implantées en position aortique ou mitrale. En position tricuspidienne où le régime de pression est bas, les prothèses mécaniques ont une inertie plus faible que les bioprothèses, mais ont un risque de thrombose de 1%/an [1a,41]. La survie à long terme des bioprothèses est meilleure qu’en position mitrale ou aortique, mais on évite les bioprothèses à base de péricarde à cause de la rigidité de leurs feuillets. Quel qu’en soit le type, l’armature de la valve ne correspond pas à la courbure du VD enroulé autour du VG et gène le mouvement péristaltique longitudinal du VD. Après remplacement valvulaire tricuspidien, le taux d’insuffisance cardiaque droite est de 28% (9% après valvuloplastie) et la mortalité de 11% [75].

 

Aspect échocardiographique 2D

Le matériel prosthétique cause de nombreux artéfacts parce que certains composants absorbent les ultrasons (non-visibilité) et d’autres les réfléchissent (échogénicité extrême). La présence de matériel étranger crée des zones d’ombre et provoque de nombreuses reverbérations. La progression des ultrasons est plus lente ou plus rapide que dans les tissus selon le type de matériaux utilisés ; ces variations donnent des images déformées (plus longues ou plus courtes) ou déplacées (plus profondes ou plus proches) des structures.

Les ailettes et les valvules s’ouvrent et se ferment normalement très vite. Leur course va d’une extrémité à l’autre de la position fermée à la position ouverte. En court-axe, les valves biologiques apparaissent rondes lorsqu’elles sont ouvertes et en étoile à 3 branches lorsqu’elles sont fermées  ; en long-axe, on aperçoit l’anneau, deux picots parallèles à l’axe du flux et la zone de coaptation des valvules en aval de l’anneau (voir Figure 26.58). Les doubles ailettes mécaniques ont une course de 60-70° en forme de « V » inversé. On ne peut juger de leur fonctionnement que si l’on voit les deux ailettes bouger simultanément dans le même plan (voir Figure 26.57) . Pour la valve mitrale, ce plan est mi-oesophagien à 40-80° ; il est facile à obtenir mais peut varier selon l’orientation des ailettes (en général les axes sont orientés en regard des commissures). Pour la valve aortique, il est plus malaisé car les seules vues dans l’axe de la prothèse sont transgastriques profondes à 0-20° ou 100-140°  ; les ailettes sont orientées en fonction des ostia coronariens. Les valves biologiques sans monture et les homogreffes ressemblent à une valve naturelle, à l’exception d’un épaississement, et/ou d’un double contour de la paroi aortique. Les valves à double ailette ont peu d’inertie et s’ouvrent complètement même à bas débit. Les bioprothèses montées ont des cuspides plus rigides et ne s’ouvrent que partiellement si le volume systolique est faible.

La valve doit être immobile par rapport aux structures qui l’entourent. Un mouvement de bascule avec chaque cycle cardiaque laisse supposer un descellement et une déhiscence. Une cavité péri-annulaire sans écho fait penser à un abcès ou à une fistule [37]. Des éléments de l’appareil sous-valvulaire, une thrombose ou un pannus inflammatoire peuvent bloquer une ailette ; le mouvement d’ouverture est asymétrique et la fermeture incomplète. Les valves biologiques ont tendance à dégénérer à partir d’une dizaine d’années ; elle se fibrosent et se calcifient, ce qui entraîne une sténose, ou elles se fragmentent et se déchirent, ce qui occasionne des fuites. Après remplacement valvulaire mitral (RVM), il est fréquent de déceler dans l’OG des filaments de fibrine (fibrin strands), qui apparaissent comme des structures filiformes peu échogènes de quelques millimètres qui ondulent dans le flux au voisinage de la prothèse. Après remplacement valvulaire aortique (RVA), on en rencontre quelquefois dans la CCVG. Ces éléments sont probablement constitués de collagène. Les fils de suture s’en différencient pas leur rigidité et leur forte échogénicité .

 

Aspects du flux Doppler

Au Doppler spectral, le flux est ceinturé par les deux clics d’ouverture et de fermeture de la prothèse ; ce sont deux bandes très denses mais très brèves, qui sont particulièrement bien visibles avec les prothèses mécaniques. Le flux au Doppler couleur est accéléré dans les prothèses. Sa configuration correspond au profil particulier de chaque type de valve : flux tourbillonnaire autour de la bille dans les valves de Starr, flux turbulent oblique dans les valves monodisques, flux laminaire rapide dans les valves à double ailette et dans les bioprothèses.

Au Doppler couleur, les prothèses valvulaires présentent plusieurs types de régurgitations d’importance et de configuration variable selon les modèles [1a].

  • Bien que souvent étanches, les valves biologiques présentent de petites fuites en général centrales mais parfois au niveau des commissures.
  • Les valves mécaniques ont physiologiquement de multiples jets de régurgitation bien visibles au Doppler couleur ; ils sont fins et mesurent 1 cm (prothèse aortique) à 2 cm (prothèse mitrale) de longueur. Leur origine est clairement à l’intérieur de l’anneau (Figure 26.57 et Figure 26.62A&B). Ces fuites d’autolavage () représentent une fraction de régurgitation de ≤ 5% (insuffisance de degré ≤ I) et sont destinées à empêcher le dépôt de fibrine sur les ailettes en pyrolocarbone [90].
  • La rapidité de fermeture des ailettes déplace un certain volume de sang en amont de la prothèse (closure backflow) ; celui-ci peut apparaître comme un flash protosystolique de courte durée ; il ne correspond pas à une fuite.
  • Les fuites paravalvulaires sont situées entre la prothèse et l’anneau anatomique ; elles sont toujours pathologiques (voir Examen peropératoire, Fuite paravalvulaire et Figure 26.62).

 

Gradients de pression

Toutes les prothèses sont restrictives par rapport aux valves natives normales. Leur surface d’ouverture varie de 1.2 cm2 (bioprothèse aortique 21) à 3.5 cm2 (valve mécanique mitrale 33). De ce fait, le gradient de pression est significatif ; le gradient moyen varie de 4 mmHg (St.Jude mitrale) à 12-20 mmHg (bioprothèse aortique) (voir Tableaux 26.7, 26.8 et 26.9) [2,60a,62b,84,93]. A taille égale, les gradients vont par ordre croissant : autogreffes < homogreffes < bioprothèses non-montées (stentless) < valves mécaniques < bioprothèses montées. On peut facilement surestimer le gradient d’une prothèse, donc sous-estimer sa surface, à cause de plusieurs phénomènes.

  • La géométrie des prothèses induit un phénomène de récupération de pression (pressure recovery) : la pression baisse lorsque la vélocité augmente danss la zone rétrécie, mais l’énergie cinétique est retransformée en pression dès que le flux ralenti au-delà du rétrécissement [75a]. Or le Doppler calcule le DP à partir de la Vmax, qui correspond au point le plus rétréci du flux; cette zone est en général très courte (1-3 mm) et la pression ré-augmente rapidement dans la chambre d’aval (voir Figure 25.95 et Figure 26.60). Ce phénomène augmente avec le degré de discordance entre la taille de la valve et celle de la chambre d’aval, parce que les turbulences créées par les petites prothèses font perdre de l’énergie cinétique. Pour ces raisons, le gradient moyen est un meilleur critère que le gradient maximal [93].
  • La récupération de pression est d’autant plus faible que la discordance entre la prothèse et la chambre de réception est plus importante, parce que l’énergie est gaspillée en turbulences; ainsi une aorte de grande taille diminue la pression d’aval parce que la perte d’énergie occasionnée par les turbulences y est majeure. Le gradient excessif mesuré au Doppler tend donc à sous-estimer la surface d’ouverture réelle dans les petites prothèses et dans les grandes aortes [93].
  • Le gradient est mesuré avec l’axe du Doppler au milieu de la valve dans les prothèses biologiques, mais dans l’un des deux larges orifices latéraux dans les valves à double ailette, car il est augmenté de 40% dans la partie centrale.
  • En position aortique, la vélocité dans la chambre de chasse du VG est fréquemment supérieure à 1.5 m/s après remplacement de la valve en cas de sténose et d’HVG. Il est alors impératif d’utiliser l’équation modifiée de Bernoulli ∆P = 4 ·(V2VAo – V2CCVG) et non sa version simplifiée (∆P = 4 · V2) (Figure 26.60). Omettre la soustraction de la Vmax dans la CCVG conduit à une surestimation du gradient de 9 à 30 mmHg. A l’affichage spectral, le flux de sténose dynamique de la CCVG présente une forme en dague et un pic de vélocité télésystolique, alors que celui de la sténose fixe de la prothèse montre un pic de vélocité protosystolique (voir Figure 26.38).
  • Les calculs de surface comme le temps de demi-pression ou l’équation de continuité (voir Chapitre 25, Temps de demi-pression, Equation de continuité) supposent que les orifices sont circulaires, ce qu’ils ne sont pas dans les prothèses mécaniques. D’autre part, la mesure du diamètre de la CCVG est délicate à cause de la brillance et des ombres de la prothèse.
  • En sortant de CEC, le flux est accéléré à cause de la stimulation catécholaminergique et de l’augmentation momentanée du volume systolique (transfusion, haut débit, extrasystolie); la vélocité artificiellement accélérée à travers la prothèse tend à sous-estimer la surface réelle.
  • Une basse pression dans la racine de l’aorte (vasoplégie, contre-pulsion intra-aortique, anévrysme de l’aorte ascendante) augmente le gradient d’une prothèse aortique par diminution de la pression d’aval. Avec la CPIA, cette différence est de l’ordre de 30-40 mmHg.

La mesure du ∆P ne tient malheureusement pas compte du flux ; or elle est influencée par le volume systolique et le débit cardiaque. Une meilleure manière de juger le rétrécissement opéré par une prothèse aortique est d’utiliser le rapport (R) entre l’ITV dans la CCVG et l’ITV à travers la valve :

R = ITVCCVG / ITVVAo.

Ce rapport, aussi appelé indice de perméabilité, quantifie l’accélération du flux au niveau de la prothèse où le diamètre est plus étroit (voir Figure 11.27). Normalement, il voisine 0.5 – 0.7; il doit rester supérieur à 0.4, sans quoi la prothèse est sténosante [93]. Il permet également de différentier une élévation du gradient due à un grand volume systolique (hypervolémie, haut débit, sepsis, anémie, IA) de celle due à une sténose, car il reste normal dans le premier cas; en effet, l’augmentation de la vélocité est identique dans la CCVG et à travers la prothèse.

D’une manière générale, le gradient moyen a une valeur plus pertinente que le gradient maximal parce qu’il dépend moins des conditions hémodynamiques instantanées [23]. De plus, le gradient moyen calculé à l’échocardiographie a une bonne corrélation avec le gradient moyen angiographique, alors que le gradient Doppler maximum instantané est en général supérieur au gradient maximum pic-à-pic du cathétérisme (voir Figure 11.25) [75a].

La découverte d’un gradient excessif à travers une prothèse (∆P moyen > 15-20 mmHg en position aortique, ∆P moyen > 5-7 mmHg en position mitrale) ne signifie par que celle-ci dysfonctionne. Pour éclaircir la situation, il faut procéder à des investigations supplémentaires.

  • Relever le ∆P à différents endroits de la prothèse; ceci est particulièrement important avec les valve à double ailette, car la vélocité est plus élevée à travers la fente centrale qu’à travers les 2 grands orifices latéraux;
  • En position aortique, mesurer la Vmax dans la CCVG et faire le rapport VCCVG /VVAo; s’il est > 0.4, le fonctionnement valvulaire est normal;
  • Calculer la surface effective de la prothèse par rapport à la surface corporelle; si elle est < 0.85 cm2/m2 en position aortique ou < 1.2 cm2/m2 en position mitrale, la taille de la valve est insuffisante pour le débit cardiaque du patient (voir ci-dessous Discordance patient-prothèse);
  • Evaluer l’importance d’une éventuelle insuffisance valvulaire qui augmente le volume systolique ou diastolique;
  • Confronter les mesures échocardiographiques avec les mesures hémodynamiques: existe-t-il une hypotension artérielle aortique (CPIA), un volume systolique élevé (Swan-Ganz, PiCCO), un excès de catécholamines béta (débit cardiaque) ?
  • En dernier recours, mesurer le gradient pic-à-pic à l’aiguille entre le VG et l’aorte ascendante en cas de RVA, ou entre le VG et l’OG en cas de RVM.


Surface d’ouverture

En position mitrale, le temps de demi-pression (220/Pt1/2) surestime l’ouverture réelle de la prothèse, car son calcul est conçu pour des valves natives sténosées ; le gradient de pression moyen est un meilleur critère du degré d’ouverture de la valve [23]. L’équation de continuité comparant le flux à travers la prothèse à celui de la chambre de chasse du VG est une technique fiable pour mesurer la surface d’ouverture, bien qu’elle suppose que les orifices soient circulaires ; elle n’est valide qu’en l’absence d’insuffisance aortique et d’insuffisance mitrale.

En position aortique, l’équation de continuité (SAo = (SCCVG · ITVCCVG) / ITVAo) permet d’estimer la surface de la prothèse en tenant compte du flux transvalvulaire, mais elle bute sur 2 problèmes : 1) la mesure du diamètre de la CCVG est délicate à cause de la brillance et des ombres de la prothèse, et 2) la vélocité est artificiellement accélérée à travers la prothèse, ce qui tend à sous-estimer sa surface réelle [11]. Comme déjà mentionné, le rapport ITVCCVG/ITVVAo permet d’échapper à ce problème ; plus il est élevé, plus la surface est grande.

 

Prothèses valvulaires

Les matériaux prothétiques absorbent les US (zones d’ombre) ou les réfléchissent (réverbérations)

Mouvement des ailettes (prothèses mécaniques)

- Les 2 ailettes doivent être visibles sur la même image
- Valve mitrale : vue mi-oesophage 40-80°
- Valve aortique : vue transgastrique 0° ou 120°
Mouvement des cuspides (prothèses biologiques)
- Valve mitrale : vue 4-cavités 0° - 2-cavités 90°
- Valve aortique : vue court-axe 40°
Les prothèses mécaniques présentent des fuites d’autolavage normales (FR 5%) ; les prothèses biologiques présentent des fuites facultatives, de localisation variable
Les prothèses sont restrictives par rapport à une valve native normale, par ordre croissant de gradient de pression (∆P) : autogreffes < homogreffes < bioprothèses non-montées (stentless) < valves mécaniques < bioprothèses montées (∆Pmax 5 – 40 mmHg)
Le gradient de pression augmente en cas de : bioprothèse montée, petite taille, position aortique, haut débit cardiaque, hypervolémie, vasoplégie, CPIA
En position aortique, le ∆P doit impérativement être calculé avec l’équation de Bernoulli complète : ∆P = 4 · (V2VAo - V2CCVG). Après RVA, le rapport VCCVG /VVao doit être > 0.4; une valeur plus basse indique une sténose.
Le phénomène de récupération de pression (pressure recovery) est majeur dans les valves mécaniques

 

La suite...