Memoire Online - Biomatériaux pour la reconstruction osseuse

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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Biomatériaux pour la reconstruction osseuse

Propriétés mécaniques des biomatériaux