Memoire Online - Biomatériaux pour la reconstruction osseuse

Cet exposé présente les biomatériaux en commençant par une définition, un historique, les différents matériaux utilisés par domaine d'application biomédicales et industriels, des exemples d'application tels que la prothèse dentaire, la prothèse de la hanche ou la prothèse du genou. Pendant de nombreuses années le développement des biomatériaux s`est focalisé sur la synthèse ou l'utilisation de produits inertes avec l'objectif principal d'une biotolérance au niveau des sites d'implantation. Désormais, la recherche se dirige vers des matériaux Bio-actifs, Bio-résorbables qui interagissent avec l'organisme.

Généralités sur les matériaux

Matière première

Une matière première est une substance d'origine naturelle qui doit être transformée afin d'être utilisée dans la fabrication d'un objet technique. La matière nécessaire à la fabrication d'un objet provient toujours, au départ, d'une substance que l'on retrouve dans la nature. Cette substance doit être transformée avant de pouvoir entrer dans la composition d'un objet. Les matières premières peuvent être d'origine végétale, animale, minérale ou ligneuse.

Matériau

Un matériau est une substance qui provient de la transformation d'une matière première et qui se retrouve sous une forme adéquate pour entrer dans la fabrication d'un objet technique.

Lors de la fabrication d'un objet, tout ce qui se retrouve dans le produit final constitue un matériau de cet objet. Les matériaux proviennent de matières premières qui ont été transformées afin de leur donner des formes ou des propriétés mécaniques adéquates à la fabrication d'un objet. On classe souvent les matériaux en différentes catégories : les métaux, les céramiques, les polymères, les matières plastiques et les matériaux composites.

Les types de matériaux

Il existe différents types de matériaux qui possèdent tous des caractéristiques et des propriétés mécaniques qui leurs sont propres. Sur le marché existe des milliers de matériaux différents. Lors de la fabrication d'un objet technique, il importe de choisir celui qui répondra le mieux à nos besoins en fonction des caractéristiques qu'il possède. Il existe plusieurs catégories de matériaux différents, Il existe des matériaux naturels comme :

Il existe aussi des matériaux artificiels ; ils n'existent pas dans la nature. Il faut donc un travail humain pour transformer des matériaux naturels afin de créer de nouveaux matériaux. C'est ce qu'on appelle les matériaux de synthèse.

ü les métaux que l'on extrait à partir des minéraux (cuivre, zinc, argent, aluminium, plomb...),

ü les alliages qui sont des mélanges de plusieurs métaux (bronze, laiton, ...),

ü les plastiques que l'on crée à partir d'éléments naturels comme le bois, le charbon et le pétrole... (PVC, caoutchouc, polystyrène, polyamide, Nylon...).

Les métaux

Un métal est un matériau extrait d'un minerai. C'est une substance généralement brillante, qui conduit bien l'électricité et la chaleur. Tout comme les bois, les métaux proviennent de la nature. On les extrait dans les mines, à partir de minerais retrouvés dans la croûte terrestre. Il faut donc séparer le métal désiré des autres substances retrouvées dans les minerais. On retrouve les métaux dans la partie gauche du tableau périodique (à l'exception de l'hydrogène). Ce sont généralement des substances brillantes, qui conduisent l'électricité et la chaleur. Certains métaux résistent à la corrosion, d'autres non, de même que certains sont magnétiques et d'autres non.

Les alliages

Un alliage est un mélange homogène de deux ou plusieurs métaux dans le but d'obtenir des propriétés mécaniques précises. Les métaux sont rarement utilisés à l'état pur. Un alliage permet de combiner les propriétés des différents métaux qui sont mélangés. On peut donc créer des matériaux qui possèdent exactement les propriétés adaptées à des besoins très précis. On peut, par exemple, augmenter la dureté d'un métal et ainsi accroître sa résistance à l'usure tout en conservant une bonne malléabilité. On classe généralement les alliages en deux catégories : les alliages ferreux et les alliages non ferreux. Pour déterminer rapidement si un alliage est ferreux ou non, il suffit d'approcher un aimant de l'alliage en question. Si l'alliage est ferreux, il attirera l'aimant alors qu'il n'y aura pas d'attraction s'il s'agit d'un alliage non ferreux.

Les polymères

Molécule de masse moléculaire élevée constituée de monomères unis les uns aux autres par des liaisons covalentes. Il existe de nombreux matériaux polymères utilisés dans les biomatériaux. Les deux grandes tendances pour l'usage de ces matériaux concernent :

- La recherche de polymères fonctionnels

Susceptibles d'avoir une fonction chimique à l'interface matériau-tissu vivant. C'est par exemple en fixant sur le polymère des particules ionisés permettant une meilleure reconstruction osseuse ou ligamentaire. Cette fonctionnalité peut aussi prendre source dans la modification de l'état de surface du polymère.

- La recherche de polymères résorbable

Tels que les copolymères d'acide lactique et glycolique utilisables en chirurgie orthopédique et traumatologique, ou les polyanhydrides ou les polyaminoacides qui sont utilisés dans les formes retard de médicaments.

Les matières plastiques

Un plastique est un matériau synthétisé à partir de polymères. L'utilisation des matières plastiques est beaucoup plus récente que celle du bois ou des métaux. La première matière plastique ayant été utilisée était simplement un caoutchouc naturel produit par certains végétaux. C'est en 1839 que Charles Goodyear a inventé le procédé de vulcanisation qui permet de fabriquer du caoutchouc artificiel à partir du soufre. Depuis, de nombreux plastiques ont été synthétisés en laboratoire par des réactions de polymérisation.

Les matières plastiques ne se retrouvent pas à l'état naturel, sauf dans le cas des caoutchoucs naturels. Elles doivent être synthétisées en laboratoire. Pour ce faire, on utilise des substances provenant du raffinage des combustibles fossiles (du pétrole et du gaz naturel). Ces substances, nommées monomères, sont assemblées en une longue chaîne de molécules, appelée polymère, lors du procédé de polymérisation. On classe les matières plastiques en trois catégories : les thermoplastiques, les thermodurcissables et les élastomères.

Thermoplastiques

Un thermoplastique est une matière plastique qui, sous l'effet de la chaleur, fond ou ramollit suffisamment pour pouvoir être remodelée un nombre infini de fois, et ce, sans que ses propriétés mécaniques soient modifiées.

Les thermoplastiques ont la propriété de ramollir à la chaleur et de durcir au froid. Il est donc possible de leur donner une nouvelle forme, et ce, à répétition, sans affecter leurs propriétés mécaniques initiales. Cette particularité permet un recyclage plus facile de cette catégorie de plastique, en comparaison avec celui des deux autres types. Les thermoplastiques sont de loin les plastiques les plus utilisés, représentant plus des trois quarts de toutes les matières plastiques produites dans le monde.

Thermodurcissables

Un thermodurcissable est une matière plastique qui reste dure en permanence, même sous l'effet de la chaleur. Sa perte d'élasticité est irréversible.

Contrairement aux thermoplastiques qui ramollissent sous l'effet de la chaleur, les thermodurcissables ont perdu cette propriété lors de leur fabrication. Ainsi, un thermodurcissable conserve la même rigidité sous l'action de la chaleur jusqu'à l'atteinte de sa température de décomposition. Aussi, une fois produit, on ne peut plus modifier la forme d'un thermodurcissable. Les thermodurcissables sont difficiles à recycler; au Québec, ils ne le sont pas. Ces limites expliquent, en partie, le fait qu'ils soient moins utilisés que les thermoplastiques.

Élastomères

Un élastomère est une matière plastique qui possède les propriétés du caoutchouc naturel, principalement une grande élasticité et une grande extensibilité. On distingue généralement les élastomères naturels des élastomères synthétiques. Les premiers proviennent du latex sécrété par certains végétaux, par exemple par l'hévéa. Ils sont toutefois beaucoup moins utilisés que les élastomères synthétiques qui sont, quant à eux, produits en laboratoire grâce au procédé de vulcanisation. Ce procédé consiste à ajouter du soufre au caoutchouc, permettant ainsi d'en réduire l'élasticité, mais d'en améliorer la résistance. Malgré leurs propriétés mécaniques avantageuses, les élastomères ont l'inconvénient d'être des matières plastiques difficiles à recycler.

Les céramiques

Une céramique est un matériau solide obtenu par le chauffage d'une substance minérale, comme le sable ou l'argile. La catégorie des céramiques est aussi utilisée depuis fort longtemps. Traditionnellement, les objets en céramique servaient surtout en cuisine, pour de la vaisselle et des pots, et en art. Ils étaient faciles à produire grâce aux techniques de poterie et la matière première utilisée était abondante. Toutefois, ces céramiques avaient une faible résistance mécanique; elles cassaient donc facilement. De nos jours, les industries emploient de meilleures matières premières et des procédés de fabrication plus complexes. Les céramiques modernes sont beaucoup moins fragiles et elles peuvent ainsi être utilisées dans de nombreux domaines.

Les matériaux composites

Un matériau composite peut être défini comme l'assemblage de plusieurs matériaux de natures différentes à l'échelle microstructurale. Les composites sont le plus souvent constitués d'une matrice dans laquelle on a dispersé de façon contrôlée ou non des renforts (fibres). La matrice maintient les renforts et assure les transferts de charge, tandis que les renforts apportent principalement leurs caractéristiques mécaniques élevées (modules et limites d'élasticité, résistance mécanique...). Cette association a pour but d'obtenir un matériau dont les propriétés spécifiques (propriétés mécaniques rapportées à la masse volumique) sont supérieures à celles de la matrice non renforcée

Dans un matériau composite, un des matériaux de départ servira de matrice alors que l'autre servira de renfort. La matrice forme le squelette du matériau composite et lui donne sa forme. Les fibres de renfort sont insérées à l'intérieur de la matrice afin d'en modifier les propriétés. Selon leur composition et la façon dont elles sont incorporées, les fibres de renfort modifient de diverses façons les propriétés de la matrice en la rendant, par exemple, plus légère ou plus résistante.

Différents types de composites

La nature du matériau constituant la matrice permet de répertorier trois grandes classes de composites. Elles sont considérées ici par ordre croissant de tenue en température : les composites à matrice polymère (C.M.P.), les composites à matrice métalliques (C.M.M) et les composites à matrice céramique (C.M.C.), il est alors possible d'associer à ces trois types de matrices soit des renforts discontinus, dont toutes les dimensions sont très inférieures aux dimensions de la pièce, soit des renforts continus, dont au moins une dimension est du même ordre de grandeur qu'une dimension de la pièce. Les matériaux utilisés, comme renforts sont des fibres qui présentent de bonnes propriétés mécaniques intrinsèques (carbone, alumine, silice, kevlar, acier...). Selon l'application envisagée, l'assemblage de ces fibres peut être unidimensionnel (plis unidirectionnels), bidimensionnel (plis tissés, mats à fibres coupées de quelques centimètres ou à fibres continues) ou tridimensionnel (tissus multidimensionnels)

Les Composites à Matrice Polymère (C.M.P)

La fabrication des C.M.P. emploie deux types de matrices : les résines thermodurcissables qui représentent 3/4 des C.M.P. actuels (époxyde, polyester, vinyles ter, polyuréthane...) et les résines thermoplastiques (polypropylène, polyamide...) qui sont moins utilisées mais en pleine progression du fait notamment d'une plus grande recyclabilité (réutilisation après broyage). Les matrices polymères renforcées par des fibres de verre, employées notamment dans les produits de grande diffusion, sont d'une grande importance industrielle. Les fibres de carbone et de Kevlar sont utilisées dans une moindre mesure pour des applications hautes performances dans l'aéronautique et l'aérospatiale. D'autres types de renforts sont employés tels que des billes (verre, élastomère...) et des charges (fibres broyées, poudres...). Les pièces en composite à matrice polymère prennent des formes variées (coques, plaques, pièces de révolution...) grâce aux nombreux procédés de formage mis au point (moulage, pultrusion, estampage, enroulement filamentaire). Ces composites permettent un allègement des pièces de structure habituellement fabriquées en alliages métalliques. L'utilisation des C.M.P. reste limitée au domaine de températures inférieures à 200°C.

Les Composites à Matrice Métallique (C.M.M)

Pour des applications plus haute température, on fait appel aux composites à matrice métallique (C.M.M) jusqu'à 600°C. Les métaux ou alliages métalliques utilisés dans la fabrication des C.M.M., sont généralement choisis en fonction de leurs propriétés spécifiques dans l'état non renforcé. Ainsi, l'aluminium, le titane et le magnésium sont les métaux les plus couramment utilisés. Les procédés de fabrication des C.M.M. diffèrent selon que la matrice se trouve lors de l'introduction des renforts à l'état liquide (forgeage liquide, fonderie moyenne pression), dans un état semi-solide ou dans l'état solide (métallurgie des poudres). Les C.M.M. présentent de bonnes caractéristiques mécaniques spécifiques, une bonne résistance en température et aux chocs thermiques ainsi qu'une bonne résistante à l'usure et à l'abrasion.

Les Composites à Matrice Céramique (C.M.C.)

Enfin, lorsque les températures d'utilisation sont supérieures à 1000°C on a recours aux composites à matrice céramique (céramiques industrielles). Leur renfort est généralement constitué de fibres longues en carbone, en silice ou en carbure de siliciums, assemblées par tissage multidimensionnel. Ces matériaux sont développés dans le domaine aérospatial. D'autres par contre sont utilisés pour l'ingénierie bâtiment. Aujourd'hui les recherches sont actives sur les possibilités de combinaison des fibres naturelles comme renfort dans les matériaux composites à matrice céramique.

Les biomatériaux

Généralités

Dès l'antiquité, les hommes utilisaient des pièces métalliques comme implants dentaires

Au début du XXème siècle, l'utilisation de céramiques, d'alliages métalliques et de polymères a permis d'obtenir de meilleures performances et une meilleure fonctionnalité. Des vies ont été sauvées ou améliorées grâce aux stents cardiovasculaires, aux implants dentaires, aux prothèses de hanche ou aux lentilles de contact.

Un biomatériau est essentiellement un matériau qui est utilisé et adapté pour les applications médicales. Ils peuvent avoir une fonction bénigne, comme être utilisé pour remplacer des valves du coeur, mais ils peuvent aussi être bioactifs et utilisés à des fins plus interactives, comme des implants de hanche couverts d'une couche d' hydroxy-apatite (matériau composant les os, il permet une meilleure compatibilité avec les tissus du corps ; la hanche de Furlong, par Joint Replacement Instrumentation Ltd, Scheffield en est un bon exemple - de tels implants sont en pleine évolution depuis les vingt dernières années). Par ailleurs, les biomatériaux sont aussi utilisés dans les applications dentaire, chirurgicale et la délivrance de produits médicamenteux (grâce à des outils introduits dans le corps et permettant de délivrer des substances médicales de manière prolongée). Un biomatériau est un matériau non viable, d'origine naturelle ou artificielle ,utilisé dans l'élaboration de dispositifs médicaux destinés à être mis en contact avec des tissus biologiques. Par tissu biologique on entend non seulement les tissus de soutien tels que la peau, l'os la dent..., mais aussi le sang, qui contient divers types de cellules (globules rouges, globules blancs) ainsi que diverses substances permettant la formation d'un caillot en cas de blessure (plaquettes, fibrine...).

Les biomatériaux ont été développés pour préserver l'intégrité et le confort de vie des personnes souffrant de déficiences fonctionnelles graves ou victimes de blessures ou de brûlures. L'objectif de leur développement est de permettre la fabrication de dispositifs d'assistance corporelle capables de remplacer les fonctions des organes lésés. Les biomatériaux recouvrent une grande variété d'applications biomédicales puisqu'ils peuvent être à la fois des matériaux de réparation des lésions tissulaires, des matériaux implantables et être constitutifs de systèmes d'assistance extra corporelle. Ils ne se définissent donc pas par une nature particulière mais par l'usage auquel on les destine : ils regroupent aussi bien des matériaux issus du génie de l'homme (métaux, alliages métalliques, céramiques, polymères) que des matériaux d'origine naturelle (corail, os de bovin). Les biomatériaux sont les matériaux utilisés pour fabriquer les prothèses, les implants et le matériel utilisé en chirurgie. Conçus pour ne pas être rejetés par notre organisme (peau, sang, os...), ils peuvent être naturels (collagène, cellulose...) ou synthétiques (métaux, alliages, céramique, matières plastiques, ...). Les couronnes dentaires ou les lentilles de contact utilisent des biomatériaux.

La chirurgie réparatrice et celle de la suppléance fonctionnelle constituent le domaine d'application le plus important des biomatériaux. D'autres spécialités médicales recourent également à des outils d'investigation ou d'intervention endoscopique impliquant l'emploi de matériaux appelés aussi à être confrontés au milieu biologique. Cette situation de travail sous contrainte biologique est le dénominateur commun à tous les biomatériaux.

Définition

Selon la conférence de consensus de Chester (1991) organisée Chester par la Société Européenne pour les Biomatériaux est considéré comme biomatériau « tout matériau qui interagit avec les systèmes biologiques pour évaluer, traiter, renforcer ou remplacer un tissu, organe ou une fonction de l'organisme ».

Il est convenu qu'un biomatériau peut être en contact avec un tissu du corps humain de manière continue ou intermittente afin de remplacer ou de restaurer une ou plusieurs fonctions. Dans cette définition, quelque peu restrictive, sont exclus les instruments chirurgicaux et les prothèses externes, tels les membres artificiels. La définition d'un biomatériau n'inclut pas uniquement les biomatériaux artificiels qui sont construits à base de métaux ou de céramique. Un biomatériau peut aussi être une autogreffe, allogreffe ou xénogreffe utilisée comme une transplantation de matériaux. Cette définition appelle les commentaires suivants : le biomatériau n'étant pas un médicament, il n'est pas soumis aux mêmes exigences administratives, il doit cependant s'intégrer dans une procédure d'autorisation de mise sur le marché (AMM) qui à l'heure des procédures communautaires européennes implique le marquage CEE. La notion d'utilisation temporaire permet d'intégrer sous une même définition des éléments prothétiques dont l'ambition est d'être implantée le plus longtemps possible et des membranes d'hémodialyse en contact avec le sang pendant quelques heures.

Les différents types de biomatériaux

Les biomatériaux peuvent être classés en deux grandes catégories : biomatériaux d'origine non vivante (métaux, céramiques, polymères de synthèse) et biomatériaux d'origine biologique (végétale ou animale).

Les biomatériaux peuvent être utilisés en tant que substituts osseux ou comme revêtements prothétiques. Ils se déclinent en quatre types : les métaux et les alliages, les polymères, les céramiques, et les matériaux naturels (corail, nacre, ...). L'étude de ces différents types permet la création d'un lien chimique entre le matériau et les tissus organiques. Cette liaison résulte d'une bio activité caractérisée par une succession de réactions physico-chimiques (dissolution, précipitation) à l'interface implant / tissu receveur.

- Biomatériaux métalliques :

- Biomatériaux en céramiques :

ü Céramiques bioactives (hydroxyapatite, verres bioactifs, â-TCP, vitrocéramiques).

- Biomatériaux à base de polymères de synthèse :

- Biomatériaux d'origine naturelle :

Ils sont assez peu utilisés. Nous ne citerons et décrirons que le titane pur. Il existe quatre grades de titane pur dépendant de la teneur en impuretés (carbone, azote, oxygène, et fer). La résistance dépend de la teneur en oxygène. En dessous de 882 °C, la structure cristalline est essentiellement á (structure hexagonale compacte) avec une résistance relativement faible et une grande ductilité, au-dessus de cette température c'est la phase â qui est prédominante sa structure est de type cubique centrée. La composition et les caractéristiques mécaniques.

La biocompatibilité du titane pur est excellente, la couche de passivation étant par nature peu réactogène. Ce matériau est utilisé actuellement dans la fabrication d'implants rachidiens, son intérêt majeur réside dans cette indication à caractère non ferromagnétique qui permet une évaluation postopératoire par imagerie par résonance magnétique nucléaire. Des implants de prothèse totale de hanche tant cotyloïdiens que fémoraux ont été réalisés : c'est le caractère inerte et donc réhabilitable par le tissu osseux qui est utilisé dans cette indication.

Alliages métalliques

Selon l'état allotropique (c'est-à-dire l'arrangement spatial des cristaux) du fer qui est le principal composant de cet alliage on distingue les aciers ferritiques, martensiques et austénitiques. Ce sont ces derniers qui remplissent les conditions requises pour un usage chirurgical : l'état austénitique est favorisé par la présence d'une grande quantité de nickel (10-14 %), le fer est sous une forme cubique face centrée (forme ã).

Selon la composition initiale et par convention d'écriture on distingue quatre séries d'acier, la série 200 est composée (outre le fer) principalement de chrome, nickel et manganèse, la série 300 de chrome et de nickel, la série 400 de chrome et la série 500 pauvre en chrome.

Tous les aciers actuellement utilisés dans le domaine sont forgés, les alliages coulés sont inutilisables en raison de leur hétérogénéité et de la taille grossière des grains qui leur confèrent des qualités mécaniques insuffisantes et une faible résistance à la corrosion.

Il existe une relation étroite entre les conditions de fabrication et les qualités de l'alliage d'acier inoxydable tant sur les qualités mécaniques que sur les capacités à résister à la corrosion. Il faut insister sur l'intérêt des alliages écrouis qui gardent leur ductilité et leur résistance malgré la déformation.

L'acier inoxydable reste, parmi les alliages utilisés en pratique courante, le moins résistant à la corrosion localisée. Les études sur implants retirés montrent en effet l'extrême fréquence de la corrosion (en fond de crevasse ou par frottement le plus souvent) même si celle-ci a exceptionnellement justifié l'ablation du matériel.

Tant au niveau des implants temporaires (ostéosynthèse) que des implants définitifs (éléments de prothèse) l'acier a été et est encore le métal le plus utilisé en particulier dans sa forme 316L.

Alliages de chrome-cobalt : les Stellites

L'utilisation de ces alliages est ancienne en chirurgie orthopédique ont utilisé le Vitallium, l'alliage Francobal.

Le mode de préparation de l'alliage au même titre que la composition influence les propriétés mécaniques. Les alliages coulés traditionnellement ont été améliorés par des techniques de refonte sous vide permettant de diminuer la taille des grains. Les alliages forgés ont d'excellentes qualités mécaniques, les premières étapes de mise en forme de l'implant sont réalisées à des températures élevées, puis plus on se rapproche de la forme finale plus la température de travail diminue réalisant alors un écrouissage à froid. Les propriétés mécaniques des différents alliages de chrome-cobalt.

La résistance à la corrosion de ces alliages est excellente. La tolérance tissulaire est également excellente et tout à fait superposable à la réponse aux aciers inoxydables. Au total, l'ensemble des qualités de cet alliage le destine tant à la formation d'implants temporaires (plaques d'ostéosynthèse) que d'implants définitifs (prothèse de hanche ou de genou).

Titane

Le titane (Ti) a une résistance à la corrosion très élevée tout en étant biocompatible. En dépit de la longue et large utilisation des implants en titane, pratiquement aucun effet secondaire en rapport avec la biocompatibilité n'a été rapporté ou publié. En ce qui concerne l'acier inoxydable, le titane a deux différences apparentes :

Densité : le titane a une densité de 4,5 g/cm³ comparée à 7,9 à 8,3 g/cm³ pour les aciers inoxydables ; le titane a une plus grande élasticité que l'acier inoxydable

Alliage de titane

Le titane possède en fonction de la température deux états allotropiques : á, structure hexagonale compacte et â, qui est une structure cubique centrée. L'aluminium (6 %) et le vanadium (4 %) ajoutés au titane permettent aux deux formes á et â de coexister à température ambiante. Ainsi est formé un alliage biphasique (á-â). Le taux relatif de chacune des phases et les modes de préparation de l'alliage ont une grande influence sur les qualités mécaniques. Une microstructure régulièrement homogène est obtenue par recuit.

Les qualités mécaniques de l'alliage TiAl₆V₄ sont superposables voire supérieures à celles des autres alliages utilisés. De plus, il présente l'avantage d'avoir un module d'Young deux fois moins élevé que celui du CrCo ou de l'acier ; il reste toutefois dix fois supérieur à celui de l'os. Les propriétés en fatigue, deux fois supérieures à celles de l'acier ou du CrCo, représentent un avantage très important pour la fabrication d'implants destinés à être définitifs. La faible différence entre la contrainte à la rupture et la limite élastique constitue son défaut mécanique majeur, en effet il est peu déformable plastiquement avant rupture. Les conséquences de ce fait mécanique sont retrouvées en clinique lors de l'utilisation de vis en TiAl₆V₄ : lors du serrage d'une vis une déformation plastique se produit, quand de l'acier est utilisé, les contraintes à la rupture et la limite élastique sont suffisamment éloignées pour permettre la déformation, ce n'est pas le cas avec le TiAl₆V₄ la vis pouvant alors se rompre lors du serrage.

Les propriétés de frottement du titane sont insuffisantes pour en faire un matériau de frottement. Le film oxydé de passivation trop fin (100 A) disparaît lors du frottement et il y a alors dissolution du métal (potentiel normal = -1,6), et relargage d'oxyde de titane qui agit comme un abrasif ; d'autre part le titane est un matériau autosoudant. Des modifications de la surface peuvent être réalisées pour durcir celle-ci et permettre son utilisation en frottement : il peut s'agir par exemple d'implantation ionique, ou de nitruration gazeuse ou ionique.

La tolérance tissulaire de l'alliage de TiAl₆V₄ est très bonne sous forme massive. Les atomes d'aluminium et le vanadium, au potentiel toxique, contenus dans cet alliage sont dispersés et ne sont pas libérés, dans les conditions normales d'utilisation, dans le milieu. Il n'y a pas eu dans la littérature de phénomène immunoallergique rapporté.

L'utilisation principale de l'alliage de titane est pour nous la réalisation de tiges de prothèses totales de hanche. Pour éviter les phénomènes de freeting-corrosion, les tiges de prothèses de hanches lisses sont recouvertes artificiellement d'une couche d'oxyde par anodisation. Cette couche de 5 000 A donne une coloration verte ou bleue au métal.

Le titane-niobium présente des caractéristiques similaires au TiAl₆V₄, il a été développé pour ne pas utiliser le vanadium dont la toxicité à l'état d'alliage est plus supposée que réelle. Citons le nitinol qui est un alliage de Ni et de Ti et qui présente la particularité d'être à mémoire de forme. Dans certaines conditions de température, il peut reprendre une forme donnée. Le taux de Ni est élevé ce qui peut entraîner des réactions d'intolérance. Il a été utilisé pour la réalisation d'agrafes d'épiphysiodèse ou de fixation d'ostéotomie et des fixations rachidiennes.

Module de Young

Céramiques

Généralités

En science des matériaux est un céramique tout élément solide, inorganique et non métallique.

On distingue les céramiques bio-inertes qui ne développent pas de lien avec le tissu osseux, et les céramiques bioactives qui elles créent un lien entre l'os et le matériau par la formation in vivo d'une couche d'apatite carbonatée. Les céramiques inertes sont utilisées comme matériau de frottement, les céramiques bioactives comme matériau de comblement ou d'accrochage en recouvrement de surface.

A la suite des travaux de dentistes comme Sandhaus, Boutin fut le premier à utiliser ce matériau en orthopédie. Il implante la première prothèse alumine-alumine en 1970. Il fut suivi par des auteurs germaniques (Griss, Mittelmeier, Salzer), japonais (Shikita, Kawahara), italiens (Pizzoferato). De cette période (en particulier pendant la période 1970-1977) à aujourd'hui des améliorations ont permis d'augmenter la fiabilité de ce matériau en améliorant sa qualité ainsi que ses systèmes de fixation. L'alumine est obtenue par frittage (compression à chaud [1 600 à 1 800 °C]) de poudre d'oxyde d'alumine pur ou de mélange d'oxydes. Le frittage permet d'obtenir une forte liaison entre les particules. Ainsi est réalisé un matériau dense à structure polycristalline très fine, chimiquement inerte et thermodynamiquement stable donc quasi insensible à la corrosion.

L'alumine haute densité est normalisée (AFNOR, ISO). L'alumine dite de qualité médicale est pure, dense, polycristalline. Elle est particulière par sa pureté supérieure à 99.7, par sa densité supérieure à 3.94. Il est essentiel que la taille des grains soit petite et qu'ils soient régulièrement répartis. De plus, leur mise en forme doit être particulièrement soigneuse (vitesse de rotation des instruments tranchants ou perforants, contrôles qualité permanents). C'est de l'ensemble de ces exigences que dépendra la sécurité de l'alumine orthopédique. Les caractéristiques des principales alumines. De ces caractéristiques brutes, un certain nombre d'observations et de conclusions doivent être faites sur trois principaux éléments : les résistances mécaniques, le comportement dans le frottement, et le vieillissement.

Elle est excellente en compression et relativement faible en tension, ce qui caractérise les matériaux à comportement « fragile ». Il est cependant possible de réaliser des matériaux pour lesquels on contrôle suffisamment l'existence de fissures initiales et surtout la taille de ces fissures initiales. La facilité et la rapidité de propagation d'une fissure - une fois celle-ci initiée - est une caractéristique essentielle de ce matériau, elle est exprimée par la constante K1c. La faible taille des grains (et surtout la faible dispersion dans la taille des grains), le contrôle qualité, la disparition des fissures lors du frittage, et une meilleure connaissance du matériau ont rendu ce risque de fracture pratiquement nul. En dehors des qualités intrinsèques du matériau d'autres paramètres interviennent ce sont :

La taille de la tête fémorale (32 mm est une sécurité, 28 mm est possible, 26 mm est risqué) ;

la fixation de la tête à la queue fémorale qui est au mieux assurée par un cône-mors à rugosité élevée permettant une meilleure répartition des charges par augmentation de la surface de contact ;

Les précautions de stérilisation qui devront éviter les refroidissements rapides après chauffage ;

Enfin, les précautions lors de l'implantation chirurgicale (pas d'impaction forcée au marteau de la tête sur le cône.

La céramique d'alumine est un des matériaux les plus biocompatibles, elle est souvent utilisée comme matériau témoin. L'évaluation dans les tissus mous et dans l'os peut être résumée comme suit :

La réaction après implantation dans les muscles est faible aboutissant à long terme à une capsule fibreuse paucicellulaire et riche en fibres collagènes ; les macrophages, témoins de la permanence de l'irritation sont absents à long terme ;

Après implantation en tissu osseux non chargé, l'alumine est rapidement entourée d'os tissé non mature ; en 2 à 4 mois, cet os se différencie en tissu osseux mature qui vient en contact étroit avec l'implant. A long terme, les résultats sont inconstants avec pour certains des implants entourés de tissu fibreux ou chondroïde. Des implantations sous forme de spacers ou de prothèses ont montré que les zones chargées en compression présentaient un contact osseux étroit

Dans le cadre des prothèses de hanche, l'alumine a donné satisfaction. Son caractère fragile, sa faible résistance aux contraintes en traction imposent toutefois un diamètre de tête fémorale minimal (28 ou 32 mm selon les auteurs) pour éliminer les risques de fracture. C'est pourquoi des céramiques plus résistantes ont été développées ; parmi celles-ci la zircone est apparue particulièrement intéressante.

Elle est excellente, ceci s'explique par ses caractéristiques physicochimiques. L'oxyde de zircone se présente sous trois phases possibles : la phase cubique est stable mais fragile, la phase tétragonale est résistante mais instable pouvant se transformer en phase monoclinique. A 1100 °C la zircone se transforme en phase tétragonale puis à partir de 2000 °C en phase cubique. Le changement de phase est associé à des variations de volume. L'addition d'oxyde de calcium, de magnésium ou d'ytrium permet d'aboutir à une stabilisation du matériau. La zircone stabilisée par l'oxyde d'ytrium est particulièrement intéressante car obtenue par frittage à des températures qui correspondent à la phase tétragonale (donc résistante). De plus, lors de l'initiation d'une fissure, les grains à structure tétragonale se transforment en fond de fissure en grains à structure monoclinique plus volumineux permettant un arrêt de la propagation de la fissure. Cette caractéristique explique que les têtes fémorales en zircone présentent une résistance à l'impact quatre à huit fois supérieure quand elles sont comparées à des têtes en alumine. Les principales caractéristiques comparées de la zircone et de l'alumine.

Elle a été étudiée quantitativement par Christel et coll. En tissu mou et en tissu osseux : la réaction observée est superposable à celle observée au contact de l'alumine. Toutefois, on ne dispose pas pour ce matériau d'étude à long terme ni d'étude de la réaction aux particules d'usure qui sont beaucoup plus petites que les particules d'alumine (0,1 ìm contre 2 ìm).

L'hydroxyapatite (HA) est le constituant naturel anorganique de la matrice osseuse. Sa formule chimique est : Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂. Il peut être synthétisé, mais présente alors avec l'HA naturelle des différences (présence en très faible quantité d'ions Mg, Na, K, Cl, et F dans l'os ; taille des cristaux). L'HA et ses dérivés ont en commun la propriété d'ostéoconduction au contact du tissu osseux. Selon le rapport P/Ca et la structure on distingue :

ü d'autres composés comme la brushite, le phosphate octocalcique ou le phosphate tétracalcique existent, mais nous ne les détaillerons pas.

Les blocs massifs de céramiques de phosphate de calcium sont préparés par compaction d'une poudre suivie d'un frittage à très haute température (> 1000 °C). Ils induisent une ostéoconduction, c'est-à-dire qu'ils servent de support aux cellules ostéoformatrices et sont colonisés de façon centripète par un néotissu osseux. L'os néoformé en contact étroit avec le matériau prend progressivement la place du matériau qui est le siège d'une dégradation par un mécanisme cellulaire de phagocytose et extracellulaire de dissolution.

La porosité et la solubilité sont des paramètres fondamentaux. En effet, la repousse osseuse ne peut s'effectuer qu'avec une porosité de 40 à 50 % et une taille de pores située entre 100 et 300 ìm. Ces céramiques présentent une microporosité intrinsèque (

< 100 ìm) et une macroporosité (100 ìm <

< 600 ìm) à la base de la néoformation osseuse. Quant à la solubilité, elle dépend du rapport Ca/P. Il est égal à 1,5 pour les âTCP qui sont solubles et entièrement dégradables et à 1,67 ou plus pour les HA qui sont insolubles et peu ou pas dégradables.

L'utilisation de ces biocéramiques est limitée par des propriétés mécaniques faibles (fragilité due à la porosité, résistance mécanique faible). En pratique, certaines conditions doivent être respectées de façon stricte par le chirurgien, ce qui limite leurs indications. Ces conditions sont :

Les bioverres sont une des classes de céramiques bioactives. Un lien chimique est donc recherché entre l'os et le matériau. C'est depuis les années 1970 que Hench a étudié et développé différents types de bioverres. D'autres auteurs ont ensuite recherché des formulations différentes ayant la même action de liaison à l'os.

La caractéristique commune à tous les bioverres quelle que soit leur composition est de présenter à l'interface des modifications qui aboutissent à la formation, à la surface du bioverre, d'une couche d'hydroxyapatite carbonatée qui chimiquement et structurellement est identique à la phase minérale de l'os, cette équivalence serait responsable du lien entre os et matériau. Les études les plus poussées ont été réalisées sur des verres à base de silice (verres de Hench). Histologiquement, l'interface est formée de l'implant à l'os d'une couche riche en silice et d'une couche d'hydroxyapatite carbonatée ; une zone composite de 100 ìm d'épaisseur en moyenne est formée de fibres collagènes venant du tissu osseux et d'hydroxyapatite. L'interface composite est similaire à celle que l'on observe à la jonction tendon-os entre un matériau à module d'Young faible et un matériau à module d'Young plus élevé. Mécaniquement, le lien entre os et matériau est suffisamment solide pour que lors des tests mécaniques, la rupture intervienne préférentiellement soit dans l'os, soit dans le bioverre mais pas à l'interface.

Les verres bioactifs les plus étudiés et utilisés sont composés principalement d'oxydes de silicium (SiO₂), de sodium (Na₂O), de calcium (CaO) et de Phosphore (P₂O₅). Le verre le plus utilisé et le plus bioactif est le verre noté bioverre 45S5 de L.L. Hench (composé en % massique de 45% de SiO₂, 24,5% de Na₂O, 24,5% de CaO et 6% de P₂O₅). Ce bioverre est classé sur toute la gamme des matériaux bioactifs dans la classe A, qui correspond à l'indice de bioactivité le plus élevé. Cette bioactivité est due à la capacité du bioverre lorsqu'il est immergé dans le milieu physiologique, de former de l'hydroxyapatite carbonatée (HAC). Cette couche HAC permet un accrochage chimique en environ 12 heures de l'implant à l'os. La bioactivité du bioverre 45S5 lui confère des propriétés d'ostéoconduction, d'ostéostimulation et de résorption.

La cristallographie des bioverres joue un rôle important sur leur bioactivité et leur résistance mécanique. Le bioverre a été traité thermiquement à différente température puis analysé par diffraction des rayons X afin d'identifier les phases cristallines en fonction de la température comme représenté sur la figure ci-dessous :

Figure X : Diagrammes de diffraction X du bioverre 45S5 en fonction de la température du traitement thermique.

L'analyse des diagrammes de diffraction X (Figure 00) indique que le bioverre présente une structure amorphe jusqu'à 550°C. Au delà de cette température, le traitement thermique provoque l'apparition de deux phases cristallines, la première, majoritaires apparaît à partir de 600°C : Na₂Ca₂(SiO₃)₃ et la seconde à partir de 700°C : Na₂CaSi₃O₈.

Le bioverre 45S5 est un Matériau bioactif qui permet l'Ostéointégration (ostéoproduction) et l'ostéoconduction. Il est biocompatible, 100 % Synthétique et entièrement Biorésorbable. Cependant malgré les nombreuses propriétés de ce matériau, des limites technologiques sont identifiable et notamment au niveau de niveau de sa fragilité et de sa mise en forme. Afin de lever le verrou technologique, la tendance est d'associer une phase polymère résorbable à une phase minérale.

Les propriétés mécaniques des bioverres sont modestes, en particulier la résistance en flexion, aussi, l'utilisation sous forme massive est-elle réservée à des zones peu ou pas sollicitées. Ainsi le Bioglass a une résistance en flexion de moins de 7 kg/mm² qui est améliorée après cristallisation ; le Cervical présente une résistance en flexion de 10 kg/mm² ; la vitrocéramique d'apatite-wollastonite est la plus résistante avec une résistance en flexion de 23 kg/mm². Plusieurs approches permettent IV- Elaboration des bio- verres poreux à visée orthopédique

Les substituts osseux biphasés en hydroxyapatite et phosphate tricalcique sont considérés comme l'alternative majeure aux greffes autologues. Contrairement à l'os autologue, ces matériaux ont plusieurs inconvénients. D'une part, ils sont partiellement résorbables, d'autre part, ils sont ostéoconducteurs mais pas ostéoinducteurs. De plus, le comportement mécanique de ces matériaux reste très fragile.

Le développement d'une nouvelle structure poreuse d'implants à partir de bio-verre pour application de substitution osseuse permet de remédier à ces inconvénients. Une alternative prometteuse est alors la réalisation de bio- verres poreux, plus facilement résorbables en surface, et qui permettent alors les processus de dissolution de Calcium et Phosphore, puis de re- précipitation en surface d'hydroxyapatite de composition plus proche de la partie minérale de l'os. Ces verres bios- actifs, sont déjà utilisés dans le domaine dentaire comme granulés et dans le revêtement de prothèses métalliques. Ils ne sont cependant pas encore utilisés en orthopédie pour la réalisation de substituts poreux, à cause de verrous technologiques à leur fabrication. La société NORAKER développe un procédé de fabrication permettant de réaliser des bio-verres poreux, dans des gammes de porosités identiques aux substituts osseux en hydroxyapatite. Ce procédé permet de réaliser des substituts osseux avec une porosité contrôlée, à l'échelle nanométrique, micrométrique et macroscopique. Les résultats montrent des propriétés mécaniques supérieures à celles des hydroxyapatites poreuses pour un même taux de porosité, ainsi que des propriétés biologiques plus intéressantes, de part la formation d'hydroxyapatite naturelle à leur surface.

d'utiliser les propriétés biologiques des bioverres : le recouvrement de matériaux ayant de meilleures qualités mécaniques (céramiques, métaux), ou l'utilisation de composites faits de fibres métalliques dans un substrat de bioverre.

Quelques applications cliniques ont été réalisées à l'aide de ces matériaux. Il faut citer, le remplacement vertébral, le comblement osseux après exérèse tumorale ou la réalisation de butée d'épaule pour luxation récidivante.

Les phosphates de calcium sont des céramiques biocompatibles. Ils sont ostéoconductifs grâce à leur ressemblance avec la phase minérale de l'os. Ils possèdent aussi la propriété d'être biodégradables. Parmi les phosphates de calcium, l'hydroxyapatite (HA) et le â-tricalcium phosphate (â-TCP) sont souvent utilisés comme matériaux de comblement osseux. Ils peuvent être utilisés sous forme de particules macroporeuses pour améliorer l'ostéointégration et la biodégradation en augmentant la surface spécifique. En effet, la macroporosité favorise la repousse de l'os en permettant l'invasion par des précurseurs vasculaires et des cellules osseuses (Knabe et al. 2008). Ils peuvent aussi être implantés sous forme de blocs de taille millimétrique avec macroporosité interconnectée (Weiss et al., 2003). Il existe de nombreuses autres formes de phosphates de calcium (les plus importants sont rassemblés dans le Tableau III -Mihailescu IN et al., 2010). Certains de ces phosphates de calcium, dont le DCPD (brushite), DCPA, OCP, â-TCP et ACP sont parfois trouvés dans les tissus vivants dans des conditions normales ou pathologiques.

Les céramiques de phosphate de calcium sont de plus en plus utilisées en chirurgie osseuse.

En particulier, Le phosphate tricalcique â a été utilisé en traumatologie dans 24 cas. La classification du GESTO (Association pour l'étude des greffes et substituts tissulaires en orthopédie) prenant en compte le type, la nature et la taille de la perte de substance a été couplée à une échelle qualitative de l'intégration.

Le phosphate tricalcique â apparaît comme un substitut osseux de choix pour le comblement des pertes de substance osseuse modérées observées en traumatologie.

Figure X : Comblement de la perte de substance osseuse styloïdienne par deux 2 cubes de 5 × 5 × 5 mm de Biosorb et ostéosynthèse par embrochage.

Figure X : Cinq mois postopératoires. Ablation des broches. Intégration périphérique des implants.

Figure X : Neuf mois postopératoires. Bonne intégration des implants prenant un aspect floconneux.

Figure 6 : Aspect postopératoire. Relèvement du plateau tibial et comblement de la perte de substance osseuse par un implant de Biosorb qui sert d'étai sous-chondral. Ostéosynthèse par vis.

Figure X : Dix mois après l'opération. Ablation du matériel. Aspect radiographique du substitut inchangé.

Figure X : Vingt-cinq mois après l'opération. Bonne intégration du substitut qui est presque totalement résorbé.

Tableau III : Différents phosphates de calcium : formules chimiques, rapport Ca/P et solubilité.

Polymères

De par le grand éventail de propriétés qu'il est possible de donner à ces matériaux, ils constituent une classe dont les applications thérapeutiques sont extrêmement variées allant des matériaux servant à l'ancrage dans l'os, aux matériaux servant de prothèse ligamentaire.

Les polymères sont constitués de la répétition de monomères, molécules organiques à base d'atome de carbone (ou de silice pour les silicones). La polymérisation s'effectue suivant deux procédés principaux, addition ou condensation, à la base de la structure tridimensionnelle de la macromolécule, de ses propriétés physicochimiques et mécaniques. Le poids moléculaire et le degré de ramification de la molécule régissent la mobilité et l'arrangement spatial des chaînes entre elles. Les branchements augmentent l'encombrement spatial de la molécule ce qui diminue la densité et le taux de cristallinité du matériau. A très haut poids moléculaire, le taux de cristallinité atteint un maximum puis diminue.

Il est bien sûr possible de caractériser le comportement mécanique de ces matériaux par une courbe contrainte-déformation permettant de déterminer module d'Young et rigidité. Mais, cette caractérisation est incomplète, les polymères ont en effet un comportement viscoélastique, les propriétés mécaniques étant fonction de la vitesse d'application de la charge. D'autres conditions comme la température et le milieu ambiant influencent les propriétés mécaniques. La comparaison de différents matériaux polymériques impose donc plus qu'ailleurs la vérification des conditions d'expérimentation.

Plus la cristallinité est élevée (organisation régulière, chaînes parallèles, liaisons interchaîne fortes), meilleures sont les propriétés mécaniques et plus la ductilité baisse. L'effet d'augmentation du poids moléculaire est de réduire la mobilité entre les chaînes et d'améliorer la résistance à la rupture, en contrepartie, le taux de cristallinité baisse. A la différence des métaux, nombre de ces paramètres sont modulables par divers procédés contrôlant la production des matières premières (poids moléculaire, taux de cristallinité, additifs). Les paramètres de mise en forme (température, pression, forme) sont également contrôlables et permettent des variations de propriétés.

Les polymères utilisés en orthopédie sont, sous forme massive, bien tolérés, ils sont encapsulés par une membrane fibreuse dont l'épaisseur peut être variable, fonction de la composition chimique du matériau, de sa forme géométrique, de ses propriétés de surface ou encore des contraintes locales à l'interface. En général, les réactions d'intolérance ne proviennent pas du matériau lui-même mais de la présence de composés de bas poids moléculaire. Ces composés peuvent être libérés par une hydrolyse in vivo, lors de la stérilisation, ou lors de frottements aboutissant à la formation de débris d'usure ; les additifs nécessaires à la fabrication peuvent également être toxiques. La quantité, la forme et la taille des débris sont des paramètres importants dans les réactions d'intolérance en particulier pour la formation des granulomes aux débris d'usure.

Différents travaux menés chez l'animal ont conclu que l'induction de sarcomes n'est rapportée que chez certaines espèces animales (rats, souris), après un délai important et que la forme de l'implant (film) constitue le paramètre le plus important (Oppenheimer). Chez l'homme des observations de tumeurs au contact de polymères ont été rapportées mais un lien direct de cause à effet entre tumeur et matériau est difficile à établir.

Les matériaux biorésorbables ont pour caractéristique d'assurer une aide thérapeutique limitée dans le temps. Ainsi, un matériau pour ostéosynthèse évite une reprise chirurgicale pour ablation du matériel, il doit présenter des caractéristiques mécaniques suffisantes pour assurer la stabilité initiale de la fracture puis être résorbé après consolidation osseuse ; la progressive réorientation des contraintes du matériel vers l'os représente un autre avantage théorique. D'autres exemples existent comme des bouchons diaphysaires, certains types de ciments chirurgicaux, ou des matériaux de comblement osseux.

Parmi les polymères synthétiques, on individualise les polyesters à base d'acide glycolique ou lactique : acides polylactiques (PLA) et polyglycoliques (PGA). Ils sont connus de longue date comme fils de suture, et peuvent être utilisés comme matériel d'ostéosynthèse. Ce sont des polymères poreux dérivés de monomères cycliques qui présentent une excellente biocompatibilité. Ils se présentent sous forme massive (plaques, broches, vis). Ils se dégradent après 6 mois, d'autant moins vite que la teneur en acide lactique augmente. Leurs propriétés mécaniques sont modulables par structure, sans additifs. La dégradation des propriétés mécaniques et la vitesse d'élimination sont ajustables par modification de la structure configurationnelle (cristallinité et teneur en composés dextrogyres) et sont compatibles avec la guérison des fractures ; cependant ils présentent une certaine fragilité au choc et une résistance en fatigue peu importante ce qui limite leur utilisation en orthopédie. Ils peuvent être renforcés par des fils de Nylon ou d'autres renforts comme des fibres de carbone.

Nous avons précédemment vu les différents mécanismes de dégradation des polymères. La dégradation enzymatique est le mécanisme de prédilection des matériaux résorbables en orthopédie. Il existe une réaction inflammatoire avec recrutement de cellules macrophagiques (polynucléaires et macrophages) sécrétant des enzymes lysosomiales (phosphatases acide et alcaline), les débris restants sont ensuite phagocytés par les cellules macrophagiques.

Les polymères sont très utilisés comme surface de frottement. Ils sont un des éléments du couple de frottement, et sont utilisés alors en conjonction avec des métaux ou des céramiques inertes. Etant de façon presque constante le matériau le moins solide, il est exposé aux phénomènes d'usure et de fluage. Les conditions de fonctionnement articulaire et le dessin des implants influencent grandement ces phénomènes indésirables qui limitent, par l'intermédiaire de phénomènes biologiques et mécaniques, la survie à long terme de ces implants. Nous ne développerons pas la tribologie des surfaces articulaires que l'un d'entre nous a plus complètement traitées ailleurs.

Le polyéthylène à très haute densité est actuellement la seule surface de frottement polymérique méritant un développement complet. Nous citerons par souci historique le polyétrafluroéthylène (Téflon) utilisé par Charnley au début de son expérience et abandonné pour usure précoce et dramatique, et le polyoxyéthylène (Delrin).

Le polyéthylène existe sous plusieurs formes : LDPE (polyéthylène de basse densité), HDPE (polyéthylène de haute densité), et UHMWPE (polyéthylène de très haute densité). Outre ses qualités de frottement, l'UHMWPE présente des qualités qui le font actuellement utiliser de façon quasi exclusive ; ce sont : sa résistance aux impacts, sa bonne tenue en fatigue et son excellente biocompatibilité. Toutefois, ses limitations sont également bien connues, ce sont : sa sensibilité au fluage, sa faible capacité à résister à l'usure et sa sensibilité à l'oxydation.

Il s'agit d'une molécule hydrophobe du groupe des polyoléfines. Son poids moléculaire est pour la forme de très haute densité de 2.106 g/mol. Il a été initialement obtenu à partir d'éthylène gazeux à haute pression en présence d'un catalyseur (peroxyde) destiné à initier la polymérisation (obtention de polyéthylène basse densité). Le polyéthylène haute densité est obtenu par utilisation d'un catalyseur de Ziegler à basse pression.

Un certain nombre de paramètres observés pour un polyéthylène de très haute densité. Une amélioration des propriétés du polyéthylène a pu être obtenue par forgeage, incorporation de fibres de carbone ou par réticulation-greffage, mais à ce jour aucune de ces améliorations n'a permis une avancée significative comparativement à un UHMWPE.

La stérilisation des pièces en polyéthylène ne peut être une stérilisation sèche (température supérieure à la température de fusion), une stérilisation à la vapeur (risque d'induire des variations de structure physique dans le polyéthylène) ou une stérilisation chimique par oxyde d'éthylène (gaz occlus dans les pièces). Seule une radiostérilisation à 2,5 mrad est utilisable tout au moins pendant une dizaine d'années. Mais on l'accuse actuellement de favoriser une dégradation oxydative du matériau.

Polydiméthylsiloxane (PDMS)

L'exemple en est l'élastomère de silicone (Silastic). Les implants de silicone font partie d'une classe de polymères synthétiques dont la structure repose sur la séquence Si-O-Si. A partir de cette structure chimique, une très large variété de matériaux peuvent être élaborés et utilisés dans des domaines aussi variés que l'ophtalmologie, la neurochirurgie, la chirurgie cardiovasculaire ou plastique (cathéters, drains, seringues, prothèses).

Leur utilisation dans le domaine de l'orthopédie est due aux travaux de Swanson qui a développé dans les années 1970 le principe d'utilisation d'un polymère flexible, l'élastomère de silicone (Silastic) comme implant d'interposition dynamique après résections-arthroplasties des petites articulations des extrémités. L'élastomère de silicone ne contient aucun additif, ses propriétés physicochimiques sont fonction essentiellement de la microstructure de la macromolécule (taux de copolymérisation avec le phénylméthylsiloxane, degré de ramification, taux de particule de silice). Il possède une excellente biocompatibilité et une bonne résistance à l'oxydation. Cependant, sa surface est facilement contaminée par des phénomènes électrostatiques qui peuvent augmenter la réaction inflammatoire. Le problème essentiel réside en fait dans son médiocre comportement en fatigue. Des fractures des implants surviennent avec libération de débris et de particules de silice qui déclenchent une réaction à corps étrangers à médiation cellulaire (macrophages) aboutissant à long terme à une ostéolyse secondaire. Ces phénomènes ont été suffisamment importants pour justifier une désaffection pour ce type d'implant. Une des raisons de ces problèmes mécaniques est due à une absorption lipidique, proportionnelle pour certains au nombre de microfissures de surface.

Matériaux d'ancrage et de comblement

Dans ce chapitre nous inclurons le polyméthylmétacrylate (PMMA) qui reste, malgré le développement des ancrages dits biologiques, une option thérapeutique majeure pour la fixation initiale et à long terme des implants prothétiques. En effet, les résultats de la prothèse totale de hanche ont été transformés depuis que Charnley, sur les conseils du dentiste D Smith, a utilisé le PMMA comme ciment de fixation des éléments prothétiques dans l'os.

Ce « ciment chirurgical » assure une adaptation morphologique des implants à l'os, une transmission et une répartition des contraintes en procurant une stabilité immédiate sans douleur et autorisant une reprise précoce de l'appui. Outre le rôle majeur de fixation, les indications d'utilisation du ciment se sont étendues, servant de matériau de comblement dans les fractures pathologiques ou dans les pseudarthroses avec perte de substance, matériau d'interposition dans les désépiphysiodèses, ou matériau de support médicamenteux dans les ostéites ou les tumeurs.

Il est présenté sous la forme d'une poudre et d'un liquide. Les compositions globales et en additifs de différents ciments acryliques.

De particules de PMMA, de copolymères de méthylmétacrylate et d'autres monomères (styrène). Il s'agit de granules de 10 à 40 ìm de diamètre ;

D'un opacifiant radiologique (sulfate de baryum ou dioxyde de zircone). Ils sont obligatoires et servent à observer l'évolution de la fixation ;

N, N-diméthyl-p-toluidine (DMPT) : qui contrôle la vitesse de réaction de polymérisation ; hydroquinone qui est un antioxydant qui stabilise le monomère de MMA. Celui-ci sous l'influence des rayons UV ou de l'oxygène.

Il n'y a ni réaction chimique ni aucune adhérence entre os et ciment. La tenue des implants est simplement liée à la pénétration du ciment dans les anfractuosités de l'os récepteur. Charnley a montré que la nécrose osseuse après introduction de ciment pouvait atteindre 500 ìm, cette couche après un passage par du tissu fibreux s'ossifiait en 1 an environ.

Les propriétés des ciments sont fonction d'un nombre important de paramètres. Aussi, la comparaison des résultats de la littérature devra prendre en compte de façon très soigneuse les conditions d'expérimentations.

De nombreux facteurs sont susceptibles d'influencer les propriétés physicochimiques du ciment, parmi ceux-ci :

Température ambiante : plus la température ambiante est chaude, plus le temps entre la phase pâteuse et la polymérisation est court ;

Rapport poudre/liquide : il fait changer le rapport monomère/polymère sachant que plus la quantité de monomère est grande plus la chaleur est dégagée ;

Moment où le ciment est placé dans l'os : la viscosité quand elle est basse permet une bonne pénétration dans les anfractuosités osseuses mais le monomère que l'on sait toxique est relargué de façon préférentielle pendant le mélange et la phase exothermique. Il s'agit donc de trouver un moyen terme et le ciment doit être introduit pendant la phase de « travail », moment où la viscosité est suffisamment faible pour pénétrer l'os, et le monomère de la phase de mélange déjà relargué ;

Taille, épaisseur et poids. A poids égal une boule (rapport surface/volume faible) dégagera plus de chaleur qu'une feuille (rapport surface/volume important) ;

Conditions de préparation et d'implantation : dans des conditions opératoires, la porosité des ciments acryliques est de l'ordre de 8 %. Ces pores sont responsables d'une baisse des qualités mécaniques par un effet de concentration de contraintes. Une diminution de la porosité peut être obtenue par centrifugation du ciment. De même, l'inclusion d'eau, de sang, de moelle osseuse dans le ciment diminue les qualités mécaniques par lamination ;

Additifs : des antibiotiques peuvent être ajoutés au ciment. Sous certaines réserves, les qualités mécaniques ne sont pas ou peu modifiées par l'ajout d'antibiotiques (1 g d'antibiotique pour 40 g de polymère diminuent de 4 % la résistance en compression). Toutefois, l'antibiotique doit être mélangé de façon homogène sous forme de poudre et non de liquide qui risquerait comme dans l'inclusion d'eau ou de sang de réaliser une inclusion, source de phénomène de concentration de contraintes. La diffusion de l'antibiotique est essentiellement locale mais peut être prolongée (une concentration bactéricide a été retrouvée jusqu'à 7 mois dans de l'os cortical de chien), la diffusion sérique reste négligeable. Le relargage maximal se fait dans les premiers jours. L'activité antibactérienne dépend de la sensibilité du germe, mais les doses locales d'antibiotiques sont importantes et ne correspondent pas aux critères habituellement admis pour les antibiogrammes.

La résistance de l'interface os-ciment est directement liée à l'importance de la surface en contact. L'utilisation de ciment de basse viscosité améliore la pénétration dans les pores de l'os et donc les qualités mécaniques de l'interface.

De la même manière l'interface métal-ciment ou polyéthylène-ciment est améliorée par tous les traitements visant à augmenter les surfaces en contact

Matériaux d'origine biologique

Le principe de ces matériaux est de créer un support naturel capable de guider une repousse tissulaire spécifique suppléant à terme la fonction déficiente initiale. L'avantage principal de ces matériaux serait la possibilité d'adaptation inhérente au tissu vivant. Le principal matériau biologique reste l'os. Les cas du collagène et du corail seront évoqués.

Matériaux naturels

ü les xénogreffes : greffes entre espèces différentes (par exemple : os bovin sur homme) ;

ü les allogreffes : greffes entre individus différents mais appartenant à une même espèce (par exemple : tête fémorale de banque implantée pour une reconstruction) ;

L'autogreffe reste le meilleur matériau de comblement de pertes de substances osseuses, mais elle nécessite une chirurgie additionnelle avec les risques locaux et généraux que cela comporte, d'autre part, sa quantité est limitée.

L'emploi des allogreffes est maintenant régi par une réglementation sévère. L'origine, le mode de prélèvement, la stérilisation et le mode de conservation sont des paramètres indispensables à connaître. Le prélèvement se fait stérilement sur des patients indemnes de pathologies infectieuses (VIH, hépatite, CMV), les greffons sont ensuite irradiés et conservés congelés. On peut obtenir des greffons massifs de taille et de volume adéquat aux propriétés mécaniques, bien qu'inférieures à l'os frais, suffisantes. Ces greffes, quand elles sont massives ne sont revascularisées qu'en surface, elles subissent une résorption lente et leur réhabitation osseuse est incertaine. Elles doivent nécessairement être ostéosynthésées de façon stable ; l'association avec une autogreffe peut favoriser une fusion avec l'os receveur.

Corail

C'est une céramique naturelle poreuse issue du squelette corallien Porites. Il est constitué essentiellement de carbonate de calcium sous forme de cristaux d'aragonite (carbonate de calcium > 97 %, oligoéléments 0,5 à 1 %, acides aminés 0,07 %, eau < 0,5 %). L'architecture corallienne permet une pénétration osseuse car elle est poreuse ; la porosité ouverte et la taille des pores (150 ìm en moyenne) favorisent la pénétration cellulaire et l'établissement d'une néovascularisation).

Son implantation en tissu mou chez l'animal est bien tolérée, elle provoque une colonisation par un tissu conjonctivovasculaire puis une résorption très progressive entre 2 et 12 mois. Dans l'os, et sous certaines conditions ce tissu conjonctivovasculaire se différencie en tissu osseux et on assiste simultanément à une résorption très progressive du corail (par l'anhydrase carbonique contenue dans les ostéoclastes). Les contraintes locales régissent le remodelage osseux. En cas de fragmentation, on assiste à des réactions puriformes aseptiques.

Les propriétés mécaniques sont fonction de la porosité. A porosité égale, le corail a une contrainte à la rupture équivalente à celle de l'os cortical, mais son module d'Young est plus élevé : il a un comportement fragile. Son comportement mécanique est acceptable à condition de protéger l'implantation par une ostéosynthèse stable pendant une durée minimale de 1 an. En pratique, il est utilisé comme comblement osseux dans les arthrodèses vertébrales (antérieures et postérieures), dans les ostéotomies d'addition, et en traumatologie dans les comblements osseux après fracture du calcanéum ou des plateaux tibiaux.

Le collagène est une protéine naturelle présente dans les tissus de soutien (peau, os, vaisseaux...). Il est constitué de la répétition d'unités de base, le tropocollagène, polypeptide constitué de trois chaînes formant un triple hélice, et du télopeptide, court fragment non hélicoïdal. De nombreux types de collagènes ont été décrits chez les mammifères dépendant du taux d'hydroxylation, du taux de glycosilation, du nombre de liaisons interchaînes et de la composition du télopeptide.

Le type I : présent dans les os et tendons, il comprend deux chaînes á et deux chaînes â ; il n'y a que 5 % de télopeptide.

Le type II : présent dans le cartilage hyalin, il comprend trois chaînes á identiques, associées aux glycoaminoglycanes ; il confère au cartilage hyalin ses propriétés spécifiques.

Sans parler des auto-, des allo- ou des xénogreffes tendineuses qui sont en fait un apport collagénique spécialisé, en chirurgie orthopédique, le collagène pur natif n'est utilisé qu'au stade de recherche. Il a été utilisé dans le comblement de lacunes osseuses, dans la réparation de surfaces articulaires, comme renfort ligamentaire et comme agent hémostatique.

Sont maintenant couramment mises en oeuvre par les praticiens tant en chirurgie orale qu'orthopédique. L'objectif général est de promouvoir une régénération osseuse. Sans remettre en cause l'efficacité incontestable des autogreffes, cette technique présente des inconvénients majeurs comme les douleurs résiduelles, la morbidité, les complications diverses. Il faut de plus considérer que les quantités disponibles sur le site donneur sont limitées et parfois de qualité insuffisante pour une application chirurgicale spécifique. Les progrès de la chimie et du génie des procédés, des biotechnologies, ont permis de proposer une alternative à l'utilisation des greffes osseuses naturelles. De très nombreuses céramiques en phosphate de calcium, destinées à remplacer les allogreffes, les autogreffes, et les xénogreffes, sont mises à disposition des chirurgiens depuis plusieurs années. Si l'efficacité de ces céramiques est de plus en plus démontrée par les résultats cliniques qui sont présentés par des équipes chirurgicales dans le monde entier, il existe pourtant des différences importantes dans la cinétique de résorption et de reconstruction osseuse aux dépens du substitut osseux. Si ces différences de performance et d'efficacité peuvent être liées au site opératoire, au patient, à la technique chirurgicale, elles sont cependant essentiellement liées aux caractéristiques chimiques (hydroxyapatite HA, phosphate tricalcique TCP, biphasé mélange HA/TCP) et structurales (micropores, macropores, surface spécifique des cristaux constitutifs de la céramique). Depuis les trois dernières décennies, de nombreuses d'études précliniques et cliniques décrivent l'incidence de ces caractéristiques sur la cinétique de résorption du substitut osseux et de la reconstruction osseuse aux dépens du biomatériau (quantité et architecture osseuse), et pourtant le chirurgien utilisateur n'est pas suffisamment informé ou conscient de ces différences fondamentales entre les diverses fabrications de biocéramiques en phosphate de calcium misent à leur disposition, qui conditionnent la réussite opératoire. Seule la maîtrise des procédés de fabrication, la maîtrise des propriétés structurales et pas seulement la nature chimique, garantie une reproductibilité des résultats biologiques, et répondre aux besoins chirurgicaux qui sont :

L'efficacité : biocompatibilité, pas de réaction à corps étranger, remplacer les greffes osseuses ;

La performance : résorption et substitution osseuse, pour être plus efficace que les allogreffes morcelées et aussi, sinon plus efficace (grâce à l'ingénierie tissulaire) que l'autogreffe.

L'autogreffe est le « gold standard » de la reconstruction osseuse. Elle est la seule capable de fournir des facteurs de croissance ostéo-inducteurs, des cellules ostéogéniques et un « échafaudage » ostéoconducteur. La morbidité du site donneur est sa principale limite. Le risque de transmission de maladie du donneur restreint le recours à l'allogreffe. Les substituts synthétiques manquent de propriétés ostéo-inductrices ou ostéogéniques. Les substituts osseux composites combinent les propriétés d'« échafaudage » avec des éléments biologiques pour stimuler la prolifération et la différenciation cellulaire et éventuellement, l'ostéogenèse. Nous donnons un aperçu des greffons et substituts osseux disponibles pour des applications cliniques.

La mise au point de nouveaux tissus exige une approche qui associe la biologie du développement, la biologie cellulaire et moléculaire à la médecine clinique, à la biochimie, à l'immunologie, à l'ingénierie, et aux sciences des matériaux. Tandis que de nombreux chercheurs essaient de reproduire des structures endogènes pour créer de nouveaux tissus, de nombreuses barrières doivent être surmontées pour créer des tissus complexes, vascularisés, spécifiques du patient pour une utilisation de remplacement et de réparation. Bien que la mise au point de tissus à composants multiples exige la mise en oeuvre de nombreuses idées, dans un souci de clarté nous limiterons cette revue aux développements récents de l'application des structures biorésorbables naturelles et synthétiques. Ici, nous mettons en valeur des biomatériaux potentiellement utiles aux chirurgiens plasticiens qui sont actuellement utilisés ou ont été développés pour être utilisés pour des remplacements et des réparations de la peau et des os.

L'ingénierie tissulaire, au carrefour des sciences du vivant et des sciences de l'ingénieur, a pour but de remplacer, maintenir ou améliorer la fonction de tissus humains, grâce à des substituts tissulaires incluant des éléments vivants. Il s'agit donc d'élaborer des tissus artificiels, en utilisant (isolément ou en association) des cellules, des matrices et des facteurs bioactifs. Leur association est un biomatériau hybride qui réunit des composés biologiques (cellules, facteurs de croissance, ou protéines d'adhésion) et des matériaux (polymères, céramiques). Les applications sont larges, intéressant aussi bien la peau que le foie ou la cornée, mais également l'appareil locomoteur. Dans ce cadre c'est l'ingénierie du tissu osseux qui est la plus développée, en partie grâce à l'avancée des substituts osseux, mais le cartilage ou les tendons sont également concernés. Cette technologie fait appel aux cultures de cellules (cellules différenciées, ou plus souvent cellules souches de la moelle osseuse), à des biomatériaux (matériaux poreux à architecture contrôlée, mais également ciments), à des facteurs de croissance (comme les bone morphogenetic proteins), aux protéines intervenant dans l'adhésion cellulaire (telles que la fibronectine, ou les séquences reconnues par les sous unités d'intégrine), ou à la thérapie génique (notamment en utilisant des cellules-souches transfectées). L'ingénierie tissulaire et la stimulation de la régénération tissulaire sont en plein essor sur le plan expérimental et industriel, et les applications cliniques sont de plus en plus nombreuses. Elles devraient se développer très largement compte tenu du potentiel de ces technologies.

Figure 1 : Biomatériau injectable associant le principal constituant minéral de l'os : hydroxyapatite (granules noirs) et le principal composé organique : collagène (astérisques).

Figure X : Biomatériau hybride : cellules stromales ostéoprogénitrices (flèche) au sein d'une architecture poreuse en hydroxyapatite (faciès de rupture).

Figure X : Ostéo-induction : formation de tissu osseux (têtes de flèches) au sein d'un biomatériau hybride, après un mois d'implantation en site intramusculaire (microscopie optique, May-Grünwald-Giemsa ; barre : 140 ìm).

Les biomatériaux sont considérés comme des dispositifs médicaux implantables. L'utilisation des matériaux de reconstruction et de substitution osseuse est sécurisée en Europe par la procédure du marquage CE et par la matériovigilance, indépendante de la certification imposée aux États-Unis par la Food and Drug Adminstration. Les indications sont souvent concurrentielles avec les autogreffes, avec l'avantage de limiter la morbidité liée au prélèvement autologue. Les bénéfices recherchés peuvent être fonctionnels, esthétiques ou mixtes. Les principales indications conventionnelles sont présentées : otologiques, rhinosinusiennes, traumatologie, laryngologie, rajeunissement facial, implants et épithèses. Les principaux axes de recherche (renforcement des propriétés thérapeutiques, matériaux vecteurs de principe actif, ingénierie tissulaire...) sont discutés.

Figure X : A. Patient opéré d'un adénocarcinome de l'ethmoïde gauche multirécidivé, ayant nécessité une exérèse de la base du crâne et une exentération. Quatre implants en titane vissés ont été mis en place pour permettre l'accrochage de l'épithèse. B. Aspect de l'épithèse en place.

Figure X : Chirurgie de rehaussement du plancher du sinus maxillaire (clichés du Dr Afchine Saffarzadeh, unité d'implantologie du pôle odontologie du CHU de Nantes). L'intervention est effectuée afin de rétablir une hauteur osseuse maxillaire suffisante pour permettre la mise en place différée d'un implant dentaire en regard de la cavité sinusienne. A. Aspect peropératoire avant la mise en place du substitut osseux de MBCP. B. Aspect en fin d'intervention, après comblement du plancher sinusien maxillaire par le BCP mélangé avec de la colle biologique

Méthodes de synthèse des biomatériaux pour la reconstruction osseuse

Méthode par fusion

En 1970, Hench découvre les verres bioactifs. Ce sont des matériaux amorphes avec de faibles propriétés mécaniques, lesquelles orientent leurs applications en tant que revêtements prothétiques. La composition particulière qui instaure la bioactivité est basée sur quatre oxydes : 45% de SiO₂ ,24.5% de Na₂O, 24.5% de CaO, et 6% de P₂O₅. Les verres bioactifs appartiennent à la famille des céramiques bioactives (comme l'hydroxyapatite et autres phosphates de calcium).

Le bioverre est dérivé d'un mélange de matériaux bruts inorganiques. Ce mélange est transformé en Un liquide homogène, fondu complètement et dénué d'inclusions cristallines ou gazeuses, en le chauffant à Une température située entre 1 300°C et 1 600°C selon la composition en oxydes. Ce liquide est alors Transformé en une substance amorphe, solide, en augmentant progressivement sa Viscosité à température ambiante, sans lui permettre pour autant de cristalliser. Une fois que la composition du bioverre a été choisie, le mélange vitrifiable est placé à l'intérieur d'un four, dans un creuset en métal réfractaire (généralement en platine). En fait, la transformation d'un Mélange hétérogène en un liquide homogène se produit en plusieurs étapes. A l'issue de ces dernières, le verre contient tout de même un grand nombre de bulles dues à la décomposition, entre autres, de carbonates. Dans le but d'homogénéiser cette masse fondue, une étape dite d'affinage est nécessaire. Durant cette phase, la propriété principale est la viscosité du liquide fondu. Les bulles tendent à Atteindre la surface du verre et rencontrent une résistance proportionnelle à la viscosité. Ainsi, une Augmentation de température pouvant atteindre 1500 °C permet la réduction de viscosité. Ensuite, le verre Est homogène mais sa viscosité est trop basse pour qu'il puisse être utilisé.

Une autre phase s'impose, durant laquelle la température est réduite jusqu'à ce que le verre acquière La viscosité nécessaire. Il est ensuite réduit en poudre et refroidi dans des conditions contrôlées jusqu'à ce qu'il atteigne la température ambiante. Il persiste, cependant, un certain degré d'hétérogénéité de la poudre. Ceci est principalement dû au fait que, techniquement, la fusion du verre est faite dans des creusets relativement petits (contenance: 1 kg). Aussi, un tel processus ne peut garantir la même homogénéité Obtenue lors de la fusion dans des plus grands récipients de mélange.

Méthode sol-gel

Le procédé sol-gel est sans doute le plus simple et le moins onéreux. La méthode est basée sur l'utilisation d'un sol obtenu à partir de précurseurs d'alkoxydes métalliques ou organométalliques. Ce sol, solution contenant des particules en suspension, polymérise à basse température pour former un gel humide. Celui-ci sera densifié par recuit thermique pour donner un produit inorganique sous forme de gel sec, de Verre ou de polycristal.

Les atouts de la méthode sol-gel résident dans le fait que les produits finaux peuvent être très purs si Le précurseur lui-même a été purifié. D'autre part, le processus chimique est mené à basse température, on Parle de chimie douce, ce qui permet un meilleur contrôle de la cinétique de la réaction.

Le procédé sol-gel présente également l'avantage unique de permettre la préparation de produits de même composition sous des formes radicalement différentes comme des poudres, des fibres, des revêtements, des monolithes, en faisant varier seulement quelques conditions expérimentales.

En comparaison directe avec le traitement à haute température, les bioverres obtenus par la méthode sol-gel possèdent un plus faible module d'élasticité et une plus haute ductilité, leur conférant une meilleure résistance mécanique. De plus, les bioverres obtenus grâce à ce processus présentent un rendement Supérieur de formation d'hydroxyapatite, ils sont plus bioactifs. Ceci est du à une homogénéité plus élevée mais également à une surface de contact plus importante, assurée par leur nanoporosité.

La figure 1 illustre la méthode de préparation des bioverres à l'aide du procédé sol-gel.

En d'autres mots, on peut obtenir de petits matériaux sans nécessairement passer par une étape de fusion. Cette méthode ancestrale de polymérisation inorganique est compatible avec la chimie organique. Cela permet l'élaboration de matériaux hybrides organominéraux qui débouchent sur des applications industrielles pouvant se positionner sur des marchés niches souvent à hautes valeurs ajoutées.

Bien que le procédé sol-gel présente beaucoup d'avantages sur les procédés conventionnels, l'inconvénient majeur réside dans la grande teneur en groupes hydroxyles (OH) ainsi qu'en impuretés organiques qui sont indésirables pour certaines applications, par exemple pour obtenir des fibres optiques de bonne qualité. Cependant, la relative simplicité du procédé, particulièrement pour obtenir des produits à composition très homogène ou des revêtements, rend cette technique attractive.

La solution liquide contenant les réactifs peut soit être appliquée « comme une peinture », soit être transformée en un gel. Ce gel deviendra un solide poreux, un verre, une céramique ou une poudre selon la méthode de séchage utilisée.

Le premier état est celui de sols hydrolysés et/ou condensés (a) : solution liquide d'alcoxydes métalliques partiellement dissous dans un solvant. L'adjonction d'eau (1) entraîne l'hydrolyse et les réactions de polymérisation. Il se forme des oligomères et des polymères en solution (b) (Figure 4).

La viscosité de la solution (2) augmente jusqu'à l'obtention d'un gel au « t_gel » (temps nécessaire à l'obtention du gel après l'ajout d'eau aux conditions considérées) (c). Le mot gel n'a de signification qu'au niveau macroscopique, où il apparaît comme un solide, bien que contenant encore une grande quantité de liquide interstitiel. Au niveau moléculaire rien ne change. Le maillage du gel reste très lâche juste après le point de gel, et les espèces non liées au gel peuvent toujours diffuser et réagir (polymérisation, dépolymérisation et greffage au réseau).

Puis le gel vieillit (3), par greffages successifs son maillage devient plus dense, les molécules et surtout les macromolécules diffusent beaucoup plus difficilement. Cette période peut durer plusieurs t_gel (d). On peut parfois observer une « synérèse » (c'est à dire une expulsion du solvant).

· Le gel peut être séché dans des conditions douces (4). Il durcit en se compactant : c'est un xérogel (e) (formation des verres et céramiques denses).

· Le solvant peut être évaporé dans des conditions supercritiques (5) (vitesse d'évaporation importante et constante) pour former un gel très peu compact : c'est un aérogel (f).

· Lorsque l'on n'en est encore qu'à l'étape du sol, il est possible de répandre le sol sur une surface (6 et 7) pour former des films de xérogels en couches minces (par exemples les techniques de spin-coating ou dip-coating) (h).

Les synthèses en phase aqueuse se font selon deux procédés différents : la méthode par double décomposition et la méthode par neutralisation. Ces procédés sont actuellement utilisés pour la production industrielle d'apatite

La méthode par double décomposition (17, 42-46) consiste à ajouter de façon contrôlée une solution du sel de cation Me dans une solution du sel de l'anion XO₄. Le précipité est ensuite lavé et séché. Cette technique permet également d'obtenir des apatites mixtes (contenant deux cations différents) avec une maîtrise du rapport Me1/Me2. Les cations sont introduits simultanément dans le réacteur avec le rapport Me1/Me2 désiré, cela permet d'éviter une ségrégation lors de la précipitation. Les principaux inconvénients de cette méthode viennent de sa mise en oeuvre qui nécessite beaucoup de matériel et de sa vitesse de synthèse qui est plutôt lente.

· La méthode par neutralisation consiste à neutraliser une solution de lait de chaux en y ajoutant une solution d'acide phosphorique. Cette réaction permet d'obtenir rapidement de grandes quantités d'hydroxyapatite phosphocalcique avec peu de matériel (42, 47). Il est également possible de synthétiser des fluorapatites.

La synthèse par réaction solide - solide consiste à chauffer un mélange réactionnel, constitué des divers sels des cations et des anions, dans un rapport Me/XO4 égal à 1,67. Ce mélange doit être parfaitement homogène pour permettre une réaction totale. La synthèse d'une fluorapatite phosphocalcique peut être effectuée, par exemple, à partir de phosphate tricalcique et de fluorure de calcium selon la réaction suivante :

Cette réaction s'effectue à 900 °C pendant plusieurs heures. Dans le cas d'une réaction solide/gaz, le gaz provient soit de la sublimation d'un sel solide contenu dans le mélange réactionnel (la synthèse peut alors s'effectuer dans une enceinte fermée), soit par un apport extérieur sous forme d'un balayage du gaz réactif par exemple.

Biocompatibilité

La notion de biocompatibilité est essentielle dans le domaine des biomatériaux. On peut la définir de façon "négative", par les propriétés que le matériau ne doit pas avoir (pas de réaction inflammatoire, pas de toxicité, ...), ou, à la suite d'une évolution plus récente, de façon plus positive de biocompatibilité élargie (et si possible mesurable), définie comme "la capacité d'un matériau à être utilisé avec une réponse de l'hôte appropriée dans une application spécifique". Cette biocompatibilité "élargie" débouche sur la notion très actuelle de "bioactivité", par laquelle l'on souhaite que le matériau ne soit pas nécessairement le plus inerte possible, mais au contraire fasse réagir le tissu vivant.

La biofonctionnalité

Apprécie l'adéquation entre un biomatériau et son utilisation clinique. Par exemple, un matériau peut être très bien toléré sous forme massive, mais son utilisation comme surface de frottement produit des particules de petite taille dont la tolérance est différente.

Bio-activité

La bio-activité est définie comme la propriété de permettre des réactions chimiques spécifiques à l'interface implant-tissu receveur. Elle dépend directement des propriétés chimiques et physico-chimiques du matériau et s'oppose à la bio-inertie (matériaux biocompatibles mais inertes).

En matière de tissu osseux, elle représente l'établissement de liaisons chimiques entre l'implant et l'os environnant, mais elle n'implique pas forcement l'existence d'une ostéoconduction, ostéoinduction ou ostéogénèse.

Biointégration

« L'aptitude d'un matériau à être colonisé par les cellules vivantes ». Cette aptitude est recherchée dans le cas des prothèses (prothèse de hanche et de genou) et à exclure dans le cas des sondes (sondes urinaires).

Relargage

Tout biomatériau libère des ions par dissolution dans le corps humain. Ce relargage lié à un processus de dissolution augmente avec la corrosion. Si ces ions sont métalliques, ils peuvent former des complexes métalloorganiques capable d'induire des dysfonctionnements cellulaires. Le biomatériau est profondément altérer. Dans le cas d'une prothèse, ce processus peut aboutir à son descellement. Certains ions sont connus pour être toxique pour certains organes le Cadmium et le Plomb sont de puissants néphrotiques.

Porosité

La porosité correspond au rapport du volume des espaces vides de matière sur le volume global du matériau. Elle est exprimée en %. La porosité est dite continue si les pores sont interconnectés entre eux et ouverte si les pores débouchent à l'extérieur. La quantification de la porosité dépend des matériaux considérés. En ce qui concerne les matériaux utilisés comme substituts osseux, on parle de macroporosité lorsque les pores font plus de 100 um de diamètre et de microporosité si leur diamètre est inférieur à 5 um et de mésoporosité quand les pores ont un diamètre intermédiaire entre les deux valeurs qui précèdent. Les rapports respectifs de la microporosité et de la macroporosité ainsi que la taille des pores et leur interconnection conditionnent les propriétés mécaniques et la repousse osseuse dans le matériau.

Ces paramètres devront donc être précisés séparément pour caractériser une céramique. L'imagerie (microscopie électronique en balayage, MEB) et la porosimétrie à mercure sont les outils les plus appropriés pour préciser la micro et macroporosité ; la compacité n'exprimant que la porosité globale

C'est un processus tridimensionnel qui est observé lorsque des structures poreuses sont implantées dans l'os (Charles et cornell). Le matériau est un support passif contrairement à un matériau ostéoinducteur qui contient des éléments capables d'induire une production d'os.

Propriétés mécaniques des biomatériaux

Les essais pratiqués pour apprécier les propriétés mécaniques peuvent se diviser en deux grands groupes :

Les essais peu liés au temps dans lesquels la déformation provoquée est peu liée à la durée d'application de la force :

L'essai de traction, de compression ou de flexion, détermine l'aptitude à la déformation d'un matériau soumis à un effort progressif

L'essai de dureté fournit des renseignements sur la résistance à la pénétration d'une pièce dure soumise à un effort constant

Les essais fortement liés au temps dans lesquels la déformation provoquée dépend de la durée d'application de la force :

-L'essai de fatigue étudie le comportement du matériau vis à vis de sollicitations alternées bien inférieures à la contrainte nécessaire pour le rompre

-L'essai de fluage mesure la déformation, en fonction du temps, du matériau sous charge constante.

L'essai le plus fréquemment utilisé afin de déterminer le comportement mécanique d'un matériau est l'essai de traction. Cet essai est caractérisé par sa facilité de mise en oeuvre et par la richesse des informations fournies.

On exerce une force de traction sur un barreau de dimension standardisée, jusqu'à sa rupture, en suivant un processus de mise en charge à une vitesse de déformation constante.

L'éprouvette d'essai est prélevée dans le matériau à caractériser et usinée à des dimensions normalisées, afin d'assurer une meilleure comparaison des essais effectués dans différents laboratoires. Pour chaque type de matériau, il existe un type d'éprouvette.

En enregistrant la force appliquée à l'éprouvette par la machine de traction et son allongement progressif on obtient un diagramme contrainte-déformation.

L'application d'une force provoque initialement une déformation élastique de l'éprouvette. Cela se traduit sur le diagramme par une droite car la déformation est proportionnelle, pour un métal, à la contrainte (loi de HOOKE).

Cette déformation élastique est réversible. Si la contrainte est annulée, l'éprouvette revient instantanément à sa forme initiale. Cette déformation élastique est suivie d'une déformation irréversible (permanente) appelée déformation plastique, qui se traduit sur le diagramme par une courbe qui se termine au moment de la rupture de l'éprouvette.

Figure 2. Courbe contrainte-déformation. Domaine élastique et domaine plastique

Le module d'élasticité E (ou module de YOUNG) donné par la pente du domaine élastique du diagramme contrainte-déformation

Si l'on raisonne, par simplification, sur un corps parallélépipédique supposé à une seule dimension dans un essai de traction dans un seul axe (uniaxiale, selon l'axe des x), l'éprouvette subit un allongement (figure 3). Pour les petites déformations, il existe une relation linéaire entre la contrainte et la déformation :

Dans le sens Ox il y a un allongement, dans les sens Oy et Oz il y a raccourcissement.

Dans ce cas de traction simple, si les contraintes óy et óz sont nulles, les déformations åy et

åz ne le sont pas. Les 3 déformations sont reliées par le coefficient de POISSON.

La limite d'élasticité Re correspond à la contrainte à partir de laquelle le matériau commence à se déformer plastiquement. En pratique, bien que la définition soit simple, cette limite est difficile à apprécier car le passage du domaine élastique au domaine plastique se fait de façon progressive. La difficulté de lecture donnerait des interprétations erronées de cette limite d'un laboratoire à l'autre. Pour s'en affranchir, on a déterminé une limite conventionnelle d'élasticité à 0,2% (Re 0,2%). C'est la contrainte pour laquelle on mesure une déformation plastique de 0,2%.

La résistance à la traction Rm se définit comme la contrainte maximale atteinte durant l'essai de traction.

L'allongement à la rupture år que l'on peut lire sur le diagramme ou sur l'éprouvette rompue.

Figure 5 : Courbe contrainte-déformation. Limite d'élasticité et résistance à la traction

On peut également définir certaines caractéristiques déterminées par l'essai de traction :

La rigidité est fonction de l'énergie des liaisons entre les atomes ou les molécules constituant le matériau. On mesure la rigidité principalement par le module d'YOUNG.

La résistance caractérise la contrainte maximale qu'un matériau supporte avant de se rompre. Cette résistance est fonction de l'intensité des liaisons mais également de la forme des pièces ou de ses défauts.

La ductilité correspond à la capacité d'un matériau à se déformer de façon permanente avant de se rompre. Plus l'allongement à la rupture est élevé, plus le matériau est considéré comme ductile. A l'opposé, lorsque la déformation permanent est très réduite ou nulle, on parle d'un matériau fragile. Un matériau fragile peut présenter une résistance très élevée (figure 6).

Figure 6. Courbe contrainte-déformation. Deux matériaux avec des rigidités et des ductilités

La ténacité qui représente la quantité d'énergie absorbée à la rupture par un matériau. Elle caractérise la résistance à la propagation brutale de fissures. Sa valeur est égale à l'aire de la surface sous la courbe contrainte-déformation. Cette caractéristique est importante pour les céramiques.

Figure 7. Courbe contrainte-déformation. Ténacité = surface sous la courbe

La dureté peut être définie comme une mesure de la résistance à la déformation plastique localisée. Les méthodes de mesure de la dureté sont basées sur la pénétration forcée d'un indenteur à la surface d'un matériau. Une valeur de dureté est déterminée par la mesure de la dimension ou de la profondeur de l'empreinte faite par l'indenteur soumis à des charges et des vitesses d'application contrôlées.

L'aptitude d'un métal à ne pas se rompre par fragilité c'est-à-dire à résister aux sollicitations par choc s'appelle la « résilience ».

Cet essai consiste à rompre en son milieu d'un seul coup de mouton-pendule une éprouvette entaillée en U en son milieu et reposant sur deux appuis.

Les essais mécaniques ci-dessus cités (Traction - Dureté - Résilience) constituent une étude en statique du matériau. En effet, on cherche le plus souvent à travailler dans le domaine élastique d'un matériau, et une étude statique permet de déterminer la zone élastique.

Mais, lorsque les efforts varient avec le temps, c'est le phénomène de fatigue qui intervient. Les pièces peuvent rompre même si elles fonctionnent dans le domaine élastique.

On a constaté expérimentalement qu'un matériau, soumis à des efforts répétés, inférieurs à la charge de rupture, pouvait se rompre sans déformation préalable.

Dans la déformation permanente l'éprouvette après avoir subi un effort unitaire supérieur à sa limite élastique prenait un allongement déterminé et conservait une longueur constante pendant la maintien de la charge.

Mais si l'effort est prolongé et si, de plus, l'éprouvette est portée température élevée, un nouveau phénomène apparaît : la déformation visqueuse.

La limite élastique baisse avec le temps, et l'éprouvette s'allonge : on dit qu'elle « flue » et le phénomène, appelé « fluage », se poursuit après l'application de la contrainte.

Les propriétés chimiques et électrochimiques des biomatériaux métalliques sont d'une grande importance, puisque tant au laboratoire qu'en clinique ces biomatériaux sont susceptibles de présenter différentes forme d'altérations.

§ En atmosphère humide, on a présence d'un électrolyte, nous parlerons de «corrosions électrochimique».

Le métal est susceptible de réagir lorsqu'il est directement en contact avec un gaz.

Au sens étroit, l'oxydation est la fixation d'oxygène, le phénomène inverse (enlèvement d'oxygène) étant la réduction.

Au sens large, l'oxydation correspond à la fixation d'un élément électronégatif (oxygène, halogène, soufre, azote...) ou à l'enlèvement d'un élément électropositif (hydrogène ou métal).

Au sens atomique, l'oxydation est une dé-électronation, c'est-à-dire la perte d'électrons par un atome ou un groupe d'atomes, le gain d'électrons constituant la réduction.

Lorsque le «Cu» est chauffé à une température (500-800 c°), les molécules d'O₂ sont absorbées à la surface sous l'action des attractions exercées par les atomes superficiels (on a la rupture des molécules d'O₂ qui vont s'adjoindre aux atomes de Cu) il se forme à la surface une 1ère pellicule mono moléculaire d'oxyde cuivreux Cu₂O de couleur rouge vif, puis d'oxyde cuivrique CuO de couleur noir.

La croissance peut se faire à l'interphase métal/oxyde pour les oxydes semi-conducteurs de type «P» telle que : Cu₂, NiO, FeO, CoO, Cr₂O₃

La croissance de la pellicule peut également se faire à l'interphase oxyde/air pour les semi-conducteurs de type «N» : ZnO, CdO, TiO₂.

Le ZnO ; produit de base de la plupart des biomatériaux d'obturation et de scellement minéraux ou organique

Cette croissance peut se faire bilatéralement et simultanément en son épaisseur : métal / oxyde / Air.

Elle est liée à la diffusion de la couche d'oxydation, vue le rôle important de la pellicule d'oxydation dans le mécanisme et l'évolution de la corrosion, on a pu constater 2 possibilités :

ü La diffusion du métal ou de l'O₂ à travers la pellicule d'oxyde formée est impossible ou très lente parce que le volume atomique de l'oxyde est supérieur à celui du métal.
Exemple : Al, Sn, Cu, Fe, Mn, Cr.

ü La diffusion du métal ou de l'O₂ est possible à travers la couche d'oxyde parce que le volume atomique de l'oxyde est inférieur à celui du métal
Exemple : Na, Ba, Ca, K, Mg.

Dans le premier cas la pellicule aura le rôle protecteur et sera susceptible d'arrêter la corrosion, alors que dans le second cas elle évoluera de façon plus ou moins continue. En pratique, les pellicules protectrices peuvent être épaisses visibles ou minces invisibles.

Pour les alliages précieux, comme les alliages contenant d'or, de platine, ou d'argent par exemple, afin d'améliorer leurs propriétés mécaniques, le «Cu» contenu dans l'alliage peut, suite à un chauffage s'oxyder en surface, diffuser à travers la couche d'oxyde, ce qui nous donne une coloration disgracieuse (qui manque totalement de charme). Afin d'éviter un tel déboire, il est préférable de chauffer l'alliage d'or soi à l'abri de l'air (en présence d'un gaz neutre, en milieu réducteur ou encore en faisant le vide) soit dans un bain de sel, soit enfin on les protégeant par un flux (acide borique).

Si le métal à été oxydé en surface on pourra éliminer la pellicule d'oxydation formée en le dissolvant par un acide (H₂SO₄ à 10%) c'est le décapage.

L'interaction métal-salive engendre des micro-courants entraînant l'altération partiel du matériau métallique, ainsi que des manifestations pathologiques buccales, cette interaction peut se produire entre :

ü Deux couronnes métalliques séparées par la salive qui sert d'électrolyte, les couronnes conçues en alliages différents. C'est la macro pile.

ü Au sein d'une même couronne, ou d'une même reconstitution lorsqu'il y a un défaut cristallin en surface. C'est la micro pile.

Deux couronnes métalliques séparées par la salive qui sert d'électrolyte, les couronnes conçues en alliages différents.

Dans ce cas nous pouvons dire qu'il y a passage d'un courant galvanique; à ce moment, les ions se déplacent vers le métal le plus noble et les électrons vont vers le métal le moins noble, on réalise se que l'on appelle une «macro pile».

Au sein d'une même couronne, ou d'une même reconstitution lorsqu'il y a un défaut cristallin en surface.

Les ions cuivre vont se déplacer vers la surface de l'alliage d'Or et entraîne une coloration de la couronne (ternissement local rouge et puis elle s'étend) on a alors une «micro pile».

Que le potentiel de la réaction d'oxydation soit plus négatif que le potentiel de la réaction de réduction conjuguée car tout métal solide peut être considérer comme un ensemble d'atomes ions et d'électrons, lorsque le métal entre en contact avec l'électrolyte, les atomes-ions pourront passer en solution sous forme d'ions hydratés à condition que l'énergie libérée soit plus grande que l'énergie nécessaire pour rompre la liaison atomes-ions électrons.

ü si les forces d'hydratation sont insuffisantes pour rompre la liaison atome-ion-électron, dans ce cas une quantité de cathions de la solution pourra être absorbée par la surface métallique et constituer la couche la plus interne positive. La couche externe étant constituée par les anions excédentaires de la solution. Exemple:cas de l'or et du platine.

ü s'il y a absorption d'un gaz dissous dans l'électrolyte (O₂ par exemple), dans ce cas il n'y aura pas de départ d'ions du métal ni absorption de cathions de la solution.

Il faut que la surface de séparation métal-électrolyte présente une hétérogénéité électrochimique ou ont lieu respectivement les réactions de dissolution du métal et les réactions d'assimilation des électrons excédentaires par les cations de la solution.

La corrosion se réalise le long des grains cristallographiques, elle sera intense lorsque le grain est gros.

Les couches protectrices diminuent la valeur du potentiel de quelque dixièmes du volte à 1 volt

Les déformations et les tensions mécaniques diminuent le potentiel des électrodes. (Toute variation de courbure, angle vif, sillon peuvent engendrés les couples galvanique).

Les tensions alternées peuvent provoquées le phénomène de fatigue, il sera accentué lorsque le milieu est corrosif.

ü «PH» des solutions d'électrolytes, la corrosion est élevée en milieu acide, faible en milieu neutre, elle est stable en milieu basique

ü Oxydants, ce sont la température, la concentration de la solution et la durée d'exposition.

La corrosion peut être lente et uniforme ou généralisée, elle peut-être localisée sous forme de plaque ou de piqûre, la corrosion inter cristalline se situe en profondeur et suit le trajet des joins de grain.

La corrosion peut enfin être sélective et ne concerne qu'un seul constituant de l'alliage.

Evaluer la biocompatibilité c'est assurer la tolérance et la biofonctionnalité du produit. Il faudra donc évaluer respectivement le retentissement local et général de la mise en place du matériau dans l'organisme, mais aussi le retentissement de l'organisme sur le matériau. La biocompatibilité n'ayant pas de définition absolue, il faut, pour qu'un nouveau matériau soit correctement évalué, le comparer à des témoins dont la compatibilité ou l'intolérance sont connues, il s'agit de matériaux dits de référence (ou contrôles) : en orthopédie ces matériaux de référence peuvent être le polyéthylène, les métaux purs, la céramique d'alumine. Les caractéristiques précises propres à l'implant utilisé comme référence (géométrie, état de surface...) doivent être également connus.

Avant d'implanter un produit, il est nécessaire de le caractériser. C'est la première étape qui conditionne les suivantes. Les caractéristiques du matériau sous forme massive sont :

La composition chimique y compris les adjuvants nécessaires à la fabrication, et les impuretés ; es propriétés physiques incluant souvent dans ce chapitre les caractéristiques mécaniques. Lorsqu'il s'agit, par exemple, d'un matériau utilisable en frottement, des tests sur simulateurs de frottement (pion-disque ou disque-disque) ou sur simulateur articulaire sont nécessaires. De cette façon, on peut mesurer les débris libérés, le coefficient de frottement et les éléments de dégradation du produit après plusieurs millions de cycles.

Les propriétés de surface incluent en un terme général des éléments comme la chimie de la surface, les propriétés électriques de la surface et la structure de la surface. Pour connaître les caractéristiques chimiques de la surface des techniques comme la spectroscopie infrarouge ou la mesure de l'angle de contact sont réalisées. La structure de la surface peut être connue par une étude au microscope électronique à balayage, la rugosité peut être calculée, enfin des mesures du potentiel de surface et du potentiel zêta évaluent une partie des propriétés électriques.

In vitro :La complexité de la mise en oeuvre, le coût, et la complexité même du modèle animal qui réalise un milieu biologique complexe font préférer les méthodes in vitro aux méthodes in vivo pour une première approche ou « screening » des matériaux. Il est par ce biais possible d'évaluer rapidement et à moindre coût un nombre important de matériaux et de choisir de la sorte le moins toxique.

Ainsi les cultures cellulaires de mammifères sont connues et utilisées dans le domaine depuis plus de 20 ans. Initialement, la viabilité cellulaire était seule étudiée, plus récemment des études fonctionnelles qui analysent l'inhibition de la croissance cellulaire, plus récemment encore des cultures cellulaires organotypiques permettent de rendre le modèle un peu moins schématique.

Les méthodes morphologiques peuvent se séparer en deux principales : celles reposant sur la diffusion ou la migration d'éléments du matériau dans la culture cellulaire (essai de contact direct, essai de diffusion dans l'agar) et les méthodes cultivant les cellules dans un milieu où un extrait du matériau a été placé. Des colorations vitales sont ensuite appliquées et la cytotoxicité est ainsi mesurée.

In vivo : L'implantation animale reste encore une étape obligée de l'appréciation d'un matériau. De façon générale, il faut insister sur le fait que les méthodes qualitatives ne sont plus de mise. Les méthodes semi-quantitatives deviennent obsolètes même si elles demeurent encore un élément de normalisation. Seules les méthodes quantitatives doivent être utilisées.

En tissu mou : L'évaluation quantitative de la réponse tissulaire en tissu mou peut se faire par des méthodes morphologiques histologiques, et/ou par des méthodes fonctionnelles. L'implantation animale se fait préférentiellement dans le muscle (muscles paravertébraux, quadriceps), le tissu cellulaire sous-cutané est moins souvent utilisé comme site récepteur.

La quantification histologique repose classiquement sur la mesure de l'épaisseur de la membrane d'encapsulation. Dans une étude publiée par notre équipe une évaluation plus fine a été proposée. Elle repose sur la quantification de chaque type cellulaire et de leur localisation par rapport à la surface de l'implant. Il a été observé grâce à ces méthodes que les cellules n'étaient pas distribuées au hasard dans la membrane mais qu'elles répondaient à une distribution statistique d'un type particulier : la loi de Weibull. Schématiquement, le nombre de cellules quel qu'en soit le type croît rapidement à partir de l'interface pour diminuer de façon progressive ensuite ; la courbe est donc en forme de cloche asymétrique. Les paramètres de distribution de la loi de Weibull permettent de décrire une partie de la réponse tissulaire.

L'évaluation fonctionnelle repose sur la modification de la quantification des enzymes produites lors de la réponse tissulaire. Des colorations spécifiques des enzymes sont utilisées et la quantification est réalisée par analyse d'image. La signification des différentes enzymes étudiées est indiquée dans le.

D'autres techniques sont en développement comme le marquage par des anticorps spécifiques qui permettent de marquer soit des types cellulaires particuliers (macrophages, lymphocytes...) soit des protéines particulières. La quantification se fait ensuite par des techniques d'analyse d'image.

En tissu osseux : La fonction de support du tissu osseux impose aux matériaux qui sont susceptibles de s'y substituer temporairement ou définitivement des contraintes en partie différentes de celles qui ont été évoquées précédemment. Le problème particulier de la repousse osseuse dans un matériau est spécifique. Les évaluations dans ce cadre comprennent donc des études mécaniques et des études histologiques.

Les paramètres mécaniques sont par exemple : la tenue en cisaillement d'un implant dans de l'os (cortical ou spongieux), il s'agit des « push-out » ou « pull-out tests », les modifications des caractéristiques de l'os peuvent être évaluées par les méthodes mécaniques classiques (cf Biomécanique du traitement des fractures) ou par des méthodes plus fines prenant en compte le caractère anisotropique de l'os (microscopie acoustique). Enfin des modèles mathématiques tels que les méthodes par éléments finis constituent des outils souvent utiles, si le modèle est bien conçu.

Les études morphologiques intègrent les appréciations de la repousse à l'aide de microradiographies et/ou à l'aide de techniques histologiques (en ne décalcifiant pas l'os). On évalue ainsi le taux de repousse osseuse au contact d'un matériau ou dans les anfractuosités d'un matériau poreux. Les méthodes d'analyse d'image permettent de quantifier ces phénomènes.

Un matériau mis dans un environnement biologique se dégrade, il s'agit de corrosion pour les matériaux métalliques ou polymériques. Les matériaux céramiques et polymériques sont susceptibles de relarguer des produits détachables (comme les additifs nécessaires à la fabrication des polymères, ou les impuretés contenues dans les céramiques). Il faut donc étendre l'étude précédemment évoquée aux produits de dégradation qui par eux-mêmes sont susceptibles de déclencher des effets indésirables.

Nous allons maintenant détailler les différents types de vis et de plaques disponibles ainsi que leur mode de fonctionnement.

Une vis est en général utilisée comme moyen de traction assurant ainsi une compression entre deux fragments osseux.

Figure 1. Le trajet de la vis est préparé à l'aide d'une mèche (A). Un méchage d'un diamètre légèrement supérieur à celui de la vis dans la partie proche de la tête de la vis permet d'obtenir une compression maximale (B, C).

La mise en place d'une vis dans un os nécessite au préalable d'avoir préparé son trajet par un forage réalisé au moteur. La mèche utilisée pour le forage est d'un diamètre légèrement inférieur au diamètre de la vis. Par exemple, l'utilisation d'une vis corticale d'un diamètre de 3,5 mm nécessite un forage à l'aide d'une mèche de 2,7 mm. Cette différence de diamètre permet ainsi au filetage de la vis de pouvoir s'ancrer dans l'os.

Pour obtenir un effet de compression maximal, le diamètre de forage doit être légèrement supérieur au diamètre de la vis du côté de la tête de la vis (Fig. 1A) ; l'ancrage de la vis ne se faisant que dans la partie distale de la vis, l'effet de traction en est renforcé. Le taraudage permet de créer un pas de vis dans l'os (Fig. 1B, C). Sa nécessité reste toutefois controversée [6-8].Il doit être réalisé de préférence au moteur, sans notion de vitesse préférentielle [7]. On doit toutefois prendre garde à utiliser des mèches aiguisées, une mèche émoussée produisant un échauffement de l'os et un risque de nécrose osseuse. Certaines vis créent leur propre pas de vis dans l'os : ce sont des vis autotaraudeuses.

Le nom d'une vis est défini par le type de vis et par le diamètre extérieur du filetage principal. Le nom peut aussi être défini par la manière dont une vis est utilisée. Par exemple : une vis de traction peut être une vis corticale ou une vis spongieuse.Toutes les vis sont disponibles dans différentes tailles et longueurs.

Le pas de vis des vis corticales est conçu pour obtenir une bonne prise dans l'os cortical. La vis corticale est normalement utilisée pour comprimer et fixer une plaque à l'os. Elle est en général filetée sur toute sa longueur, mais peut également être filetée sur une partie de sa longueur.

Les vis spongieuses ont un rapport diamètre extérieur/âme de la vis (diamètre intérieur) supérieur à celui des vis corticales afin d'avoir une meilleure tenue dans l'os spongieux. Ce type de vis est surtout utilisé comme vis de traction pour obtenir unecompression interfragmentaire dans les zones épiphysométaphysaires. Pour cette raison une vis spongieuse est normalement une vis dont le filetage est limité à une partie de la vis. Mais le filetage peut se situer aussi sur toute la longueur de la vis.

Les vis canulées ont la particularité d'être creuses afin de permettre le passage en leur centre d'une broche qui sert de guide. Cette broche permet également une plus grande précision dans le positionnement de la vis. De plus, la broche est utilisée pour mesurer la longueur de la vis avec une jauge. Les vis canulées ont pour la plupart un filetage type spongieux parce qu'elles sont indiquées pour les zones épiphysométaphysaires.

Pour le traitement des fractures ou la réalisation d'ostéotomies dans les régions périarticulaires, spécialement dans la main ou le pied, existent différents types de vis qui permettent un placement sous-articulaire. Ces vis sont aujourd'hui pour la plupart perforées.

Vis à double pas (type Herber t, Fig. 4). Ces vis comportentun filetage dont le pas ainsi que le diamètre sont différents à chaque extrémité. La partie centrale de la vis est dépour vue de filetage. Le pas de vis conducteur est supérieur au pas du deuxième filetage. L'insertion de la vis permet d'obtenir une traction limitée et une compression maximale qui est définie par la différence du pas entre les deux filetages.

Ces vis ont comme avantage l'enfouissement total de leur tête elle-même et sont utilisées pour l'ostéosynthèse en compression des os de petite taille (scaphoïde, tête radiale, métacarpiens) ou la réalisation d'ostéotomies (type Scarf). Il a toutefois été montré que la compression exercée par ces vis n'excédait pas 0,7 mm en tenant compte d'une force de compression maximale de 8 Newton.

Une plaque est un système extramédullaire qui permet, combiné avec des vis, de stabiliser une fracture jusqu'à la consolidation de celle-ci. On distingue aujourd'hui principalement deux types de plaques.

Elles sont seulement utilisées avec des vis standards (non verrouillables). La stabilité obtenue dépend surtout du type de montage choisi et de la friction obtenue entre plaque et os. Un modelage précis de l'implant en cours d'inter vention est important.

Dans les plaques on distingue en outre les plaques droites utilisées surtout dans les diaphyses et les plaques préformées ou spéciales. Ces plaques sont adaptées souvent aux zones épiphysométaphysaires. En particulier, les plaques préformées offrent une stabilité angulaire, et ne nécessitent plus un modelage précis peropératoire.

Plaque à trou rond. La plaque à trou rond simple était la première plaque disponible. Pour obtenir de la compression interfragmentaire dans les fractures simples, cette plaque était utilisée avec un tendeur de plaque, comme décrit sur la Figure 11. Pour cette raison, ainsi que pour des raisons d'ordre technique et les problèmes rencontrés lors de la mise en application, ce système n'est plus utilisé en pratique courante.

Plaque à trou excentré. Dans les années 1960, à partir des travaux d'Allgöwer [3], le concept de la plaque à trou excentré dit DCP (dynamic compression plate) a été introduit. L'avantage de ce type de plaque est qu'on peut obtenir une compression interfragmentaire avec un simple placement excentrique de la vis (Fig. 12). De plus, il est possible d'augmenter le débattement de la vis par rapport à une plaque à trou rond. Ceci est particulièrement intéressant dans les fractures obliques pour pouvoir placer une vis orthogonalement par rapport au trait de fracture afin d'obtenir une plus grande stabilité.

Comme déjà mentionné, la tenue d'une vis dépend largement de la qualité de l'os. Dans les années 1980 au sein de l'AO des développements ont débuté avec l'idée de respecter mieux la biologie et d'améliorer la stabilité [9-11]. L'idée de départ était de faire une jonction verrouillable entre la plaque et la vis. Mais déjà en 1886, Hansmann de Hambourg avait publié deux cas d'ostéosynthèse avec une plaque offrant une stabilité angulaire limitée [12]. Un autre pionnier est Reinhold de Paris qui a breveté une plaque avec des vis verrouillées en 1931. Cette plaque a d'ailleurs été produite industriellement et commercialisée. D'autres produits plus récents ont été utilisés dans la reconstruction maxillofaciale et également pour le traitement des fractures (plaque Zespol [13, 14], PC-Fix [15]. Pour les fractures diaphysaires simples il n'a pas été possible de démontrer un avantage comparé à des plaques conventionnelles). Dans les années 1990, le développement de plaques verrouillables adaptées pour l'utilisation dans les zones épiphysométaphysaires a permis de démontrer la supériorité de ce type d'implant, surtout dans l'os

Les domaines d'application des différents types de biomatériaux sont très variés comme indiqués ci-dessous.

Biomatériaux métalliques : Stomatologie (Implants dentaires) ; chirurgie orthopédie (Implants, prothèses de hanche...) Cardiologie vasculaire (Simulateur cardiaque, pompe implantable).

Biomatériaux en céramiques : Stomatologie (Implants dentaires) ; chirurgie orthopédie (Têtes de prothèse de hanche, comblement et implants).

Biomatériaux à base de polymères : ophtalmologie ; odontologie -stomatologie ; chirurgie orthopédie ; cardiologie vasculaire ; urologie néphrologie ; dermatologie - chirurgie esthétique.

D'un point de vue de leur dégradation dans le corps humain, et compte tenu de la multitude des biomatériaux et de leurs applications, la plupart des problèmes rencontrés (et souvent encore mal compris et résolus, car ils peuvent entrer en synergie ou en compétition) sont multiples et variés. Le tableau suivant répertorie les principaux dommages avérés par retour clinique.

Classe de matériaux	Principaux problèmes rencontrés mal résolus
Métaux et alliages métalliques	- Corrosion électrochimique et durabilité - Mécanisme de dégradation non électrochimique incluant les interactions protéine/métal (biodégradation) - Réactions immunitaires et d'hypersensibilité - Adaptation des propriétés mécaniques - Propriétés de frottement et problèmes de débris
Céramiques	- Mécanismes de dégradation et durabilité - Résistance à la fissuration - Activité de la surface - Adhésion des protéines ou des cellules en surface
Polymères et matière molle	- Instabilité au rayonnement gamma (stérilisation) - Vieillissement physique et chimique - Manque de base de données, de standard - Stabilité hydrolytique - Effets des enzymes sur la dégradation

Pendant de nombreuses années le développement des biomatériaux a été focalisé sur la synthèse ou l'utilisation de produits inertes avec l'objectif principal d'une biotolérance au niveau des sites d'implantation. L'orientation actuelle est de profiter des progrès considérables du génie tissulaire pour concevoir et optimiser des systèmes hybrides, associant des matériaux inertes et des matrices cellulaires vivantes, avec la perspective d'une amélioration fonctionnelle déterminante.

Le suivi de la qualité des relations des nouveaux biomatériaux utilisés en clinique humaine avec leur environnement anatomique devrait être organisé de manière à prévoir l'apparition d'effets indésirables, événements qui doivent être déclarés et documentés dans le cadre de la matériovigilance.

Depuis 1994, la loi rend, en effet, obligatoire la déclaration d'un incident en rapport avec un dispositif médical tel qu'un biomatériau. En cas d'incident grave, la Commission Nationale de Matériovigilance, qui dépend du Ministère de la Santé, instruit une enquête afin d'élucider les causes de l'incident et de prendre ensuite des mesures correctives comprenant une modification du dispositif et une meilleure information des utilisateurs.


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