L’augmentation de la durée de vie – un enjeu sociétal majeur

Des seniors de plus en plus nombreux

Les biomatériaux métalliques (encore appelés matériaux biocompatibles) représentent un enjeu économique et sociétal important. Du fait d’une part de l’augmentation de l’espérance de vie (plus de 21% de la population âgée de plus 65 ans en 2020) et d’autre part de l’exigence de confort de vie, l’amélioration de la durabilité et de la fonctionnalité des dispositifs médicaux est un champ d’investigation crucial.

Le marché mondial des dispositifs médicaux a ainsi enregistré une augmentation de 7,1% entre 2012 et 2017 avec une prévision de 478 milliards de dollars en 2020. La France, quant-à-elle, est le 4ème acteur mondial et 2ème acteur européen avec un marché de 28 milliards d’euros (réalisé par plus de 1300 entreprises). Ces chiffres sont des bons indicateurs de la dynamique de cette filière.

Qu’est-ce qu’un dispositif médical ?

Implant médical en titane - dispositif d’orthodontie

Selon la directive européenne 93/42/CEE, un dispositif médical est « tout instrument, appareil, équipement, logiciel, matière ou autre article, utilisé seul ou en association, y compris le logiciel destiné par le fabricant à être utilisé spécifiquement à des fins diagnostique et/ou thérapeutique, et nécessaire au bon fonctionnement de celui-ci ». Nous nous intéresserons ici principalement aux Dispositifs Médicaux Implantables (DMI) qui ont pour objectif le remplacement d’un élément fonctionnel du corps humain défectueux ou endommagé. De nombreux types d’implants existent pour les diverses pathologies permettant de résoudre par exemple des problèmes cardiaques (valves cardiaques, stents), des pathologies articulaires et osseuses (prothèses, plaques d’ostéosynthèse, broches et vis, …), des pathologies liées à des déficiences des organes (larynx artificiel) ou bien encore des problèmes dentaires (implants, dispositif d’orthodontie , …).

Propriétés requises des Dispositifs Médicaux Implantables

Il est important que le dispositif médical soit bien supporté par le patient et qu’il puisse perdurer dans le corps humain tout en assurant sa fonctionnalité. La réussite de la pose d’un implant est conditionnée par deux principaux facteurs : la biocompatibilité chimique et la biocompatibilité mécanique. La complexité vient du fait que selon le type d’implant et le lieu d’implantation dans le corps, les interactions entre le DMI et les tissus vivants sont différentes impliquant des propriétés requises bien spécifiques pour chaque type d’implant.

Biocompatibilité chimique : interactions biologiques

La biocompatibilité chimique regroupe un ensemble de propriétés nécessaires à l’implant pour qu’il ne soit pas nocif pour le corps humain et pour que le milieu biologique n’altère pas l’intégrité du matériau. En effet, le corps humain est un milieu très agressif et corrosif (du fait des concentrations en ions chlorure et en oxygène dissous). Une classification en fonction de la toxicité de plusieurs éléments métalliques et alliages utilisés pour les implants a été établie.

Trois catégories d’éléments métalliques ont pu ainsi être définies :

 Les éléments toxiques (vanadium, nickel, cuivre, cobalt) : en rentrant en contact avec les fluides biologiques, ces métaux s’oxydent et par un processus d’ionisation, ils relarguent dans l’organisme des ions instables. L’union de ces ions à des protéines est reconnue comme un antigène ce qui déclenche une réaction immunitaire (allergie, inflammation, nécrose, rejet),
 Les éléments susceptibles de provoquer une réaction d’encapsulation : ces matériaux (fer, aluminium, molybdène, …) entraînent la formation d’une couche fibreuse à l’interface implant/os qui isole le matériau du milieu biologique. L’inconvénient majeur de cette couche est sa très faible tenue mécanique en cisaillement provoquant à moyen terme des problèmes de stabilité mécanique,
 Les éléments biocompatibles, dont la présence est bien tolérée par l’organisme, et qui n’engendrent pas de réaction du système de défense immunitaire. Ces éléments sont de bons candidats potentiels au développement de biomatériaux à biocompatibilité optimisée ; on y trouve principalement le titane, le niobium et le zirconium.

Biocompatibilité mécanique : interactions os / implant

Contraintes mécaniques os implant médical

La réponse adaptative du tissu osseux est conditionnée par le nouvel état de chargement subi par l’os après la pose de l’implant ou de la prothèse. La réussite de la pose d’un implant est fortement liée aux interactions mécaniques à l’interface os/implant faisant intervenir le phénomène d’ostéointégration. Le comportement évolutif de l’os face à la nouvelle situation de chargement (loi de Wolff) met en évidence l’importance du rôle de stimulus pour le remodelage osseux. En effet, la réduction des contraintes par rapport à une situation physiologique va conduire l’os à s’adapter en réduisant sa masse et donc à sa résorption remettant en cause la tenue mécanique de la prothèse.

L’augmentation des contraintes par rapport à une situation physiologique va induire, quant à elle, une densification osseuse due à une large différence de rigidité entre l’os et le matériau. Ce phénomène de déviation de contraintes connu sous le nom de « stress shielding » est donc à proscrire dans l’environnement mécanique à l’interface os/implant.

Pour assurer un transfert homogène de contraintes et maintenir en permanence le tissu osseux à un niveau de masse et de minéralisation adéquat, il faut se rapprocher de l’équilibre physiologique et adapter les propriétés mécaniques du biomatériau. Cette adaptation passe en particulier par l’ajustement de son module élastique de façon à être le plus proche de celui de l’os humain (20-30 GPa).

La résistance mécanique des implants est un autre critère à prendre en compte (en plus d’un faible module élastique) pour supporter les chargements mécaniques subis par les implants. Ayant les bonnes caractéristiques, les implants assurent une stimulation nécessaire et suffisante à l’os pour favoriser le remodelage osseux et ainsi la bonne intégration de l’implant.

Le titane pur et la classification des alliages de titane

Le titane pur présente une excellente résistance à la corrosion et une résistance mécanique spécifique élevée (rapport de la résistance à la traction sur la masse volumique). Sa masse volumique est équivalente à environ 60 % de celle de l’acier. Il présente également un faible module d’élasticité de 110 GPa (moitié de celui l’acier inox à 220 GPa). Ces caractéristiques le rendent particulièrement intéressant pour de nombreuses applications, notamment dans les domaines aéronautique et aérospatial. En plus de ces caractéristiques, sa biocompatibilité chimique fait de ce matériau un candidat de choix pour le domaine médical.

Le titane pur est le siège d’une transformation allotropique de type martensitique au voisinage d’une température de transition appelée transus β. En dessous de cette température, la phase α présentant une structure hexagonale compacte est stable. Au-dessus du transus, c’est la phase β présentant une structure cubique centrée qui est stable. La température exacte de transformation est largement influencée par les éléments substitutifs et interstitiels et dépend donc fortement de la pureté du métal. Le titane est un métal de transition, il peut donc former des solutions solides avec un grand nombre d’éléments d’addition. Ces éléments modifient le domaine de stabilité respective de la phase β (éléments appelés bétagènes) et de la phase α (éléments appelés alphagènes). En fonction de la teneur en éléments d’addition et de la structure d’équilibre obtenue à température ambiante, les alliages de titane sont classés en trois catégories : les alliages α, les alliages α/β et les alliages β.

Il est important de mentionner que selon leur teneur en éléments alphagènes ou bétagènes et les traitements thermiques ou thermo-mécaniques effectués, les alliages de titane peuvent présenter des microstructures très différentes qui ont une grande influence sur leurs propriétés mécaniques et leur mise en forme.

Les alliages de type α ne permettent pas le durcissement structural. Ils sont peu sensibles aux traitements thermiques et leur mise en forme est difficile. Les principaux avantages de ces alliages sont leur faible densité, une bonne tenue au fluage et une bonne soudabilité. L’ajout d’une faible proportion d’éléments bêtagènes (alliages dits « pseudo-alpha ») peut permettre de retenir une faible proportion de phase β sous forme métastable à température ambiante.

Les alliages de type α/β représentent la grande majorité des alliages de titane disponibles sur le marché. Le plus connu est l’alliage Ti-6Al-4V (appelé communément TA6V) très utilisé en aéronautique. Ces alliages ont la spécificité de présenter une forte dépendance de leur microstructure et de la morphologie des phases constituantes à la composition chimique, aux traitements thermiques et thermo-mécaniques appliqués ainsi qu’aux conditions de refroidissement. Cette spécificité conduit à différentes morphologies dans le cas du TA6V qui peuvent être classées grossièrement en trois différentes catégories : lamellaire, équiaxe ou bimodale issues de différents traitements thermiques.

Lors d’une trempe depuis le domaine β, la phase β peut se décomposer partiellement en phase α ou en martensite α’ selon la vitesse de trempe et la teneur en éléments bêtagènes. Dans le cas d’un refroidissement lent, la décomposition de la phase β se fait suivant un processus de germination-croissance qui implique de la diffusion. La formation de la phase α débute aux joints de grains puis se propage à l’intérieur des grains β pour donner une structure en lattes dont la largeur dépend de la vitesse de refroidissement. Lors d’un refroidissement rapide (trempe), la phase β se décompose partiellement en martensite α’ ayant une structure hexagonale et une morphologie typique sous forme d’aiguilles ou de plaquettes tout en conservant la composition chimique de la phase β dont elle est issue. Lorsque la teneur en éléments bétagènes augmente, et selon le traitement thermique appliqué, la phase β peut être retenue sous forme métastable. Cette phase peut contenir de la phase ω sous forme athermique qui peut servir de précurseur à la germination de phase α lors d’un recuit ultérieur.

Pour les alliages β, on peut distinguer les alliages β-métastables et les alliages β-stables. Ces derniers, exclusivement β à température ambiante, présentent un intérêt limité puisque tout mécanisme de durcissement structural est inexistant.
Par contre, la catégorie des alliages β-métastables, moins chargés en éléments bêtagènes, présente un grand intérêt avec l’avantage de générer un nombre important de microstructures. Ces alliages présentent en plus d’une bonne résistance mécanique une forte aptitude à la déformation à froid, ce qui facilite leur mise en forme.
Les traitements de mise en solution conduisent à l’apparition de phases métastables, telles que la phase ω et la martensite α’’ de structure orthorhombique pour les alliages les moins stables. Cette phase martensitique peut également être induite sous contrainte lors de la déformation à froid de la phase β dans le cas des alliages mécaniquement instables.

La phase ω peut se former soit d’une manière athermique après une trempe depuis le domaine β (ωath) sous forme de précipités nanométriques, soit au cours d’un maintien isotherme à une température comprise entre 200 et 500°C (ωiso) sous forme précipités ellipsoïdale ou cuboïdale dont la taille varie en fonction de la température et la durée du maintien isotherme. Quant à la phase martensitique α’’, elle présente une structure très fine sous forme de plaquettes (ou aiguilles) traversant les grains β. L’occurrence de la transformation de phase martensitique β en α’’ est à l’origine des comportements thermomécaniques tout à fait remarquables qui se distinguent du comportement mécanique des alliages conventionnels.

Transformation martensitique

La transformation martensitique est une transformation de phase à l’état solide qui se produit par un déplacement collectif et coopératif des atomes sur des distances relativement faibles par rapport aux paramètres de la maille cristalline (transformation displacive). Cette transformation est indépendante du temps, elle se propage par un mouvement de l’interface séparant les deux phases. Les deux phases β et α’’, ayant deux systèmes cristallins différents, la transformation martensitique induit une déformation homogène du réseau cristallographique essentiellement déviatorique. Cette déformation entraîne une faible variation de volume et un cisaillement important selon un plan et une direction bien définis appelé plan invariant (plan d’habitat ou plan d’accolement). Ce plan, qui constitue l’interface entre les deux phases, ne subit ni déformation ni rotation à l’échelle macroscopique pendant la transformation.

Comportements thermomécaniques

Il est important de noter que cette transformation martensitique peut se produire par une simple variation de température mais également qu’elle peut être induite sous l’action d’un chargement extérieur. Selon les chargements thermomécaniques, les comportements thermomécaniques peuvent être de trois natures différentes :

 La superélasticité : traduit la capacité du matériau à se déformer d’une manière réversible de plusieurs pourcents. Ce comportement est dû à l’occurrence de la transformation martensitique sous chargement et à sa reversibilité lors du déchargement.
 L’effet mémoire de forme : traduit la capacité du matériau à retrouver sa forme initiale par simple chauffage après une déformation permanente de quelques pourcents. Partant d’une structure martensitique, l’application d’une contrainte conduit à une réorientation des variantes dont les interfaces sont assez mobiles. La déformation résiduelle obtenue suite à la décharge peut être recouvrée par un simple chauffage à contrainte nulle.
 L’effet caoutchoutique : traduit le comportement associé aux mouvements réversibles des interfaces inter-variantes au sein de la phase martensitique. La courbe de comportement est bien spécifique avec une non-superposition des courbes de charge et de décharge lors d’un essai de traction cyclique indiquant une perte d’énergie à chaque cycle charge/décharge.

Ces comportements thermomécaniques non-classiques rendent ces alliages très attractifs pour les applications biomédicales.

L’évolution des alliages de titane pour les applications médicales

Les premiers matériaux à avoir été utilisés pour les applications médicales sont les aciers inoxydables, les alliages cobalt-chrome puis les alliages nickel-chrome. L’incompatibilité chimique avec le relargage d’ions métalliques dans l’organisme de certains éléments contenus dans ces matériaux a été confirmée dans plusieurs études scientifiques. En se préoccupant principalement de la biocompatibilité chimique, le choix s’est orienté vers le titane connu pour sa bonne tenue à la corrosion, sa mise en forme facile et sa biocompatibilité. Une première génération d’alliages à base titane a donc été développée . On retrouve le titane pur (T40) et l’alliage Ti-6Al-4V largement utilisés pour les applications médicales.

L’alliage Ti-6Al-4V de type (α+β), principalement destiné au marché de l’aéronautique présente à la fois une bonne résistance à la corrosion, une faible densité et une bonne résistance mécanique. Cependant, si le titane est réputé pour son excellente biocompatibilité, ce n’est pas le cas de l’aluminium et du vanadium. D’autres alliages de titane de type α+β (Ti-6Al-7Nb et Ti-5Al-2,5Fe) ont été par la suite développés où le Fe et le Nb remplacent l’élément V dans Ti-6Al-4V. Ils ont des modules élastiques similaires à ce dernier (110 GPa) et une meilleure résistance mécanique.

Pour cette première génération, l’importance de l’adéquation des propriétés mécaniques des matériaux à l’os humain n’était pas prise en compte puisque les phénomènes liés à la biocompatibilité mécanique étaient très mal connus ; d’où, le développement d’une seconde génération d’alliages de titane avec en particulier la volonté d’abaisser le module élastique.
Les alliages de titane de type β suscitent un grand intérêt puisqu’ils possèdent déjà intrinsèquement un bas module d’élasticité (70-85 GPa) plus adapté que celui des alliages de type (α+β). On retrouve dans cette seconde génération plusieurs alliages : TMZF (Ti-12Mo-6Zr-2Fe), Ti-15Mo-5Zr-3Al, Ti–15Mo–3Nb–3O, Ti-15Zr-4Nb-2Ta-0.2Pd, Ti-15Sn-4Nb-2Ta-0.2Pd, …Cependant, même si ces alliages présentent des valeurs du module élastique nettement inférieures à celles de la première génération, elles restent néanmoins encore assez élevées par rapport au module d’élasticité de l’os (environ deux à trois fois supérieures).

Depuis, une attention particulière a été apportée aux alliages de titane de type β-métastable en partant des éléments parfaitement biocompatibles comme le Nb, Zr, Ta, … L’intérêt de ce type d’alliage vient du fait de pouvoir tirer parti de leurs caractéristiques métallographiques à savoir l’instabilité de la phase β et l’occurrence de la transformation martensitique. Ils disposent ainsi d’une très large gamme de propriétés qui peuvent être modulées par des traitements thermiques et/ou mécaniques en vue d’obtenir un meilleur compromis entre les propriétés mécaniques et élastiques et de répondre au mieux aux spécificités requises.

En plus de l’occurrence de la transformation martensitique permettant d’abaisser considérablement le module élastique, les comportements thermomécaniques de ces alliages de titane de type β-métastable présentent un intérêt primordial pour les applications médicales. En orthodontie (arcs orthodontiques) et en chirurgie orthopédique (agrafes d’ostéosynthèse servant à la réparation des fractures), l’aptitude de la recouvrance de forme est recherchée. Les matériaux à mémoire de forme peuvent exercer un effort modéré et stable dans le temps. Pour des applications qui exigent une importante déformation réversible, les alliages présentant un effet superélastique ont un grand intérêt puisqu’ils se distinguent par leur facilité d’utilisation lors de la mise en place et l’extraction comme par exemple pour les fils de guidage, cathéter, instruments chirurgicaux, implant superélastique pour l’arthrodèse interphalangienne distale …

Vers de nouvelles technologies

Vertèbre imprimé en 3d - crédit Medicrea

Les alliages de titane ont su montrer leurs atouts pour les applications médicales. Les perspectives de développement aujourd’hui s’orientent vers les nouvelles technologies de procédé d’élaboration notamment la fabrication additive. Cette technologie offre en effet la possibilité de réaliser des dispositifs médicaux implantables sur mesure afin de s’adapter au mieux à l’anatomie des patients s’affranchissant ainsi des contraintes géométriques en termes de dimension et de formes complexes.

La fabrication additive permet également de s’ouvrir vers d’autres applications comme par exemple le secteur cranio-facial. On peut citer ainsi les plaques crâniennes, des reconstructions mandibulaires avec le remplacement de mâchoire ou la réparation de pathologies particulières pour lesquels aucune solution standard n’existe.
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photo : https://metalblog.ctif.com

Publié par By Wafa Elmay TM Publié le 5 mars 2018 dans https://metalblog.ctif.com

Pour en savoir plus :

 Guillaume Facchi, Monsieur #Healthtech
 Nomination du Secrétaire National du réseau #HealthTech : Guillaume FACCHI le 23 ‎novembre ‎2016 à Paris-Bercy
 Les alliages de titane pour le médical
 L’institut Charles Sadron vient de développer une étiquette moléculaire pour assurer la traçabilité des implants médicaux, le 5 juillet 2018.
 Un guide sur l’aptitude à l’utilisation des DM co-signé Cetim et Snitem