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Biomatériaux pour la reconstruction osseuse

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par Mounir El hassouni
Université Sidi Mohamed Ben Abdellah de Fès  - Licence chimie analytique et industrielle 2012
  

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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.


Figure 3 : Structure macroporeuse d'une céramique biphasée.

Céramique inertes

Alumine

 
 
 

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.

Caractéristiques mécaniques

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.

Résistance mécanique 

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.

Biocompatibilité

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

Zircone

 

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.

Caractéristiques mécaniques

Résistance mécanique

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.

Biocompatibilité

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).

Céramiques bioactives

Hydroxyapatite et phosphate tricalcique

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 phosphates tricalciques â (â TCP) : Ca3(PO4)2 ;

ü hydroxyapatite (HA) : Ca10(PO4)6(OH)2 ;

ü composites (HA + â-TCP) ;

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 :

ü contact étroit avec l'os ;

ü absence de contrainte et de mouvements à l'interface.

Bioverres

 

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.

Propriété structurale : Les phases cristallines

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.

Figure 8 : Exemple de substituts osseux développé par la société NORAKER.

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.

Phosphates de calcium 

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.

Utilisation du phosphate tricalcique â

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 : Homme de 48 ans. Fracture comminutive du poignet.

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 X : Femme de 63 ans. Fracture enfoncement du plateau tibial externe.

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.

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