Juin-2019-suite-cours-biomatériaux-prothèses-et-orthèses-remis-à-GPH

Remarque : une partie du cours a été remise sur papier ; ce qui suit n’est
qu’une reprise de quelques diapos présentées en cours (les explications et
commentaires ont été discutés durant les séances de cours)
Le rôle du ciment en orthopédie
Le ciment osseux est un matériau fréquemment utilisé en chirurgie orthopédique. Le ciment
osseux est composé d’un mélange d’une poudre et d’un liquide. La poudre de
polyméthylméthacrylate (PMMA) contient également un initiateur, le dibenzoïde péroxyde,
un radio-opacifiant et éventuellement un antibiotique. Le liquide contient du
méthylméthacrylate (MMA) et un activateur, le diméthyl paratoluidine. La réaction chimique
entre l’activateur et l’initiateur libère des radicaux libres qui sont à l’origine de la
polymérisation du MMA.
Le ciment osseux est également utilisé en chirurgie tumorale, infectieuse. Depuis une
vingtaine d’années, s’est développée progressivement une technique de stabilisation des
fractures vertébrales par compression, appelée vertébroplastie et récemment améliorée et
connue sous le nom de kyphoplastie.
Polymérisation
On distingue 4 phases différentes dans le processus de polymérisation :
- la phase de mélange permet d’obtenir une pâte homogène ;
- la phase de repos permet d’atteindre la viscosité nécessaire à l’utilisation du ciment ;
- la phase de travail correspond au moment où le ciment peut être utilisé ;
- la phase de durcissement correspond à la polymérisation finale du monomère.

La différence de comportement durant ces 4 phases va permettre de distinguer les ciments
de basse ou haute viscosité. Ceux de basse viscosité ont une phase liquidienne plus longue et
un durcissement rapide tandis que ceux de haute viscosité ont une phase de travail longue.
La polymérisation du MMA, au moment de la phase de durcissement est une réaction
exothermique qui dégage une chaleur équivalente à 57 kJ par mole de MMA (une mole de
MMA correspond à ± 100 g).
In vitro, cela correspond à des températures avoisinant les 60-80 °C, qui furent longtemps
considérées comme une cause du descellement par nécrose thermique osseuse.
In vivo, ces températures atteignent seulement 40-46 °C. Cette différence s’explique par la
présence de l’interface os-ciment et des échanges thermiques avec les tissus vitaux
notamment si une couche suffisante d’os spongieux persiste.
L’adjonction d’antibiotique au ciment fut imaginée par le Pr Buchholz pour la première fois
en 1969. La gentamycine est l’antibiotique le plus utilisé du fait d’un bon spectre
antibactérien, d’une stabilité thermique et d’une bonne solubilité dans l’eau.
Le relargage est proportionnel au potentiel hydrophile du ciment et se fait en surface sur
une fine couche superficielle du ciment. Les études réalisées sur le relargage démontrent un
taux initial élevé suivi d’une réduction marquée pendant les jours suivants.
PROPRIETES MECANIQUES
Le ciment osseux n’a aucun pouvoir chimique ou biologique d’adhésion, que ce soit au
niveau de l’os ou de l’implant. Son action est basée sur une interpénétration mécanique avec
l’os. Il se comporte comme un mortier et non comme une colle. Il joue un rôle d’adaptateur
de volume, de calage et de répartiteur de charges entre l’os et l’implant. Il permet
d’augmenter la surface de contact entre la tige et l’os et donc de diminuer les zones de
transmission de contraintes importantes. Les contraintes, reflet de la biomécanique de la
hanche, sont multidirectionnelles en compression, tension, torsion, et sont maximales lors
de l’impact au sol où elles peuvent atteindre
Ainsi, son module d’élasticité est dix fois moins important que celui de l’os cortical adjacent
et cent fois moins important que celui de l’implant prothétique. Il agit donc comme une
couche élastique entre deux couches rigides.
Ses propriétés sont influencées par plusieurs facteurs. Ainsi, les conditions de préparation et
d’implantation jouent un rôle important. En effet, 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.

PROPRIETES BIOLOGIQUES DE BIOMATERIAUX BIOCOMPATIBLES
La biocompatibilité peut être considérée comme la capacité d’un matériau étranger à être
accepté et/ou toléré par le corps. Un matériau biocompatible sera accepté par le système
immunitaire de l’hôte tandis qu’un matériau non-biocompatible engendrera une réaction
inflammatoire importante et sera mal toléré par le corps receveur. C’est donc un des
premiers paramètres à rechercher pour le développement d’un biomatériau.
Ainsi elle est définie selon la capacité d’un biomatériau à induire une réponse appropriée
de l’hôte dans une application spécifique.

METHODES D’EVALUATION DE LA BIOCOMPATIBILITE GENERALE
Une étude de la biocompatibilité a deux objectifs principaux : d’une part, prouver l’absence
vraisemblable d’effet délétère du matériau ou dispositif considéré, et d’autre part,
accumuler des données prédictives du comportement in vivo du matériau ou dispositif. Dans
la stratégie globale d’évaluation de la biocompatibilité, il faut
tenir compte non seulement des caractéristiques et des propriétés ( physiques, chimiques,
mécaniques et morphologiques) des matériaux, mais aussi de la tolérance de ces matériaux.
Ces propriétés sont appréhendées au cours de l’évaluation biologique in vitro avant
d’envisager les études in vivo chez l’animal.
La biocompatibilité générale regroupe donc 4 points :
• Des études physico-chimiques du Biomatériau,
• Des études de cytotoxicité,
• Des études du potentiel de mutagenèse,
• Des études du potentiel de carcinogenèse.
Ainsi des essais à court et à long terme sont destinés à évaluer les risques potentiels des
matériaux et/ou des produits finis, à apprécier leur fonctionnalité et à prédire au mieux leur
comportement en situation clinique.
AVANTAGES ET INCONVÉNIENTS DES TESTS IN VITRO ET DES TESTS IN VIVO

Les tests in vitro
● avantages
○ plus rapides que les tests in vivo.
○ moins onéreux.
○ reproductibles.
○ les tests in vitro permettent d'évaluer séparément les effets biologiques de chacun des
composants du matériau.
● inconvénients
○ ils n’ont que peu de rapport avec la clinique.
○ ils sont trop sensibles
Les tests in vivo .
● avantages
○ ils sont beaucoup plus proches de la clinique
○ ils permettent d’évaluer les effets d’un matériau sur des organes loin de l’organe cible.
○ ils permettent d’évaluer la toxicité des métabolites. Un matériau peut en effet se révéler
biocompatible alors que ses produits de dégradation, une fois métabolisés par l’organisme
se révèlent être dangereux.
○ l’interprétation des résultats est parfois plus facile car le rapport avec la clinique est
souvent plus évident.
● inconvénients
○ les tests réalisés sur des animaux de laboratoire peuvent ne pas avoir de rapport avec
l’espèce humaine
○ l’effet néfaste peut passer inaperçu s’il est non recherché donc non évalué
○ timing incorrect de l’essai (l’effet délétère se manifeste après les périodes d’observation)
l’interprétation des résultats peut être difficile
○ il peut être difficile de simuler la pathologie préexistante (carie, lésion parodontale).
TESTS DE GÉNOTOXICITÉ:
Ils évaluent les effets des dispositifs médicaux et de leurs produits de dégradation sur les
mutations géniques, les changements de structure chromosomique ou toute autre