BIOMATERIAUX
Chapitre 1D - Autres utilisations de polymères
D. Bazin
Laboratoire de Physique des Solides UMR 8502,
Université Paris Sud, Bât 510 91405 Orsay Cedex, France.
Science des mat ériauxTechniques de
caractérisation
Médecine
Biomat ériaux
Chapitre 1 D
Partie D Chapitre 1.D.19.1 Qq exemples généraux Quelques exemples d’étude sur des polymères en milieu médical
Chapitre 1.D.19.1.a Polymères bactériostatiques
Chapitre 1.D.19.1.b Thermal characteristics of curing acrylic bone cement
Chapitre 1.D.19.1.c Le rôle du platine dans les prothèses de silicone
Chapitre 1.D.19.1.d Trevira®: une nouvelle prothèse en polyester pour les éventrations
Chapitre 1.D.19.1.e Dosage du methacrylate de méthyle dans les gaz expirés
Chapitre 1.D.19.1.f Les biomatériaux inhibiteurs de l’adhérence
Chapitre 1.D.19.2 Articulation Ligaments, Poignet Chapitre 1.D.19.2.a Histologie - Ligaments
Chapitre 1.D.19.2.b Vers un modèle biomécanique structurel synthétique
Chapitre 1.D.19.2.c Le collagène
Chapitre 1.D.19.2.d Reconstruction
Chapitre 1.D.19.2.e Synthetic grafts for anterior cruciate ligament rupture
Chapitre 1.D.19.2.f Évaluation clinique et biologique
Chapitre 1.D.19.2.g Les prothèses du poignet
Chapitre 1.D.19.2.h Modélisation d'une prothèse métacarpophalangienne
Chapitre 1.D.19.2.i Meniscal replacement
Chapitre 1.D.19.2.J Évolution des prothèses des sprinters amputés de membre inférieur
Chapitre 1.D.19.2.k Faut-il cimenter les vertèbres ostéoporotiques ?
Chapitre 1.D.19.3 Prothèses mammaires Chapitre 1.D.19.3.a Faut-il changer les prothèses mammaires en gel de silicone ?
Chapitre 1.D.19.3.b Prothèses mammaires anatomiques en chirurgie esthétique
Chapitre 1.D.19.3.c Les prothèses mammaires implantables & l'irradiation externe ?
Chapitre 1.D.19.3.d Voies de recherche pour la mise au point de nouvelles prothèses
Chapitre 1.D.19.4 La chirurgie cardiaque & vasculaire Chapitre 1.D.19.4.a Polymérisation d’un revêtement sur la surface interne de cathéters
Chapitre 1.D.19.4.b Introduction of a flexible polymeric heart valve prosthesis
Chapitre 1.D.19.4.c Caractérisation des microcalcifications de valves aortiques
Chapitre 1.D.19.4.d Polyester vascular prostheses
Chapitre 1.D.19.4.e Les polymères synthétiques résorbables
Chapitre 1.D.19.4.f Substituts vasculaires
Chapitre 1.D.19.4.g L’utilisation d’adhésif en cas de dissections aiguës de l’aorte
Chapitre 1.D.19.5 Le Visage Chapitre 1.D.19.5 Reconstruction of traumatic nasal deformity in Orientals
Chapitre 1.D.19.5.b Dents artificielles et prothèse amovible
Chapitre 1.D.19.5.c Opacification de lentilles oculaires
Chapitre 1.D.19.1.a Polymères bactériostatiques : une nouvelle approche pour
les ciments orthopédiques1
Le contexte : Aujourd’hui, environ 120 000 prothèses totales de
hanche et 70 000 prothèses totales de genou sont implantées par an en France.
Ce nombre devrait croître au cours des prochaines décennies, principalement en
raison du vieillissement de la population.
Hip protheses (US : 2002) 250 000
Knee Prothese (US : 2002) 250 000
After 10-15 years, the implant may loosen, necessitating another operation
Risque d’infection : Cependant, si des efforts considérables ont été
réalisés pour prévenir les infections sur prothèses articulaires par des protocoles
d’antibioprophylaxie systématique et de lutte contre les infections nosocomiales,
le risque pour le patient, de voir la prothèse s’infecter, reste encore trop
important puisqu’il est proche de 2%2.
Conséquences : L’infection d’une prothèse constitue pour le patient
souvent âgé un réel drame car cela implique une réimplantation et une durée
d’hospitalisation sensiblement prolongée – plusieurs interventions plus ou moins
complexes – et un coût plus élevé pour la société.
1. I. Ben Aissa et al., IRBM 30 (2009) 205–207
2. Zimmerli W, Trampuz A, Ochsner PE. Prosthetic-joint infections. N Engl J Med 2004; 351
: 1645–54.
Une solution : Les prothèses de la hanche sont fixées dans l’os fémoral
avec ou sans ciment. Dans le premier cas qui nous intéresse plus
particulièrement pour cette étude, des antibiotiques sont généralement
ajoutés au ciment pour éviter les problèmes d’infection.
La diffusion de l’antibiotique du ciment, le plus souvent la gentamicine,
permet un traitement local de l’infection3. Cependant, l’utilisation des
antibiotiques de manière répétée et parfois inappropriée entraîne le
développement de souches résistantes aux antibiotiques4.
Devant cette problématique, des polymères à base de polyméthacrylate de
méthyle (PMMA) porteurs de groupements ioniques de type sulfonate et
carboxylate ont été synthétisés au laboratoire. Selon la composition chimique en
groupements ioniques, les polymères synthétisés présentent la
propriété d’inhiber l’adhérence bactérienne5.
3. Dunne NJ, Orr JF. Thermal characteristics of curing acrylic bone cement. ITBM-RBM
2001 ; 22(2):88.
4. Klekamp J, Dawson JM, Haas DW, DeBoer D, Christie M. The use of vancomycin
and tobramycin in acrylic bone cement: Biomechanical effects and elution kinetics for use in
joint arthroplasty. J Arthroplasty 1999;14(3):339.
5. Berlot S, Aissaoui Z, Pavon-Djavid G, Belleney J, Jozefowicz M, Hélary G, et al.
Biomimetic poly(methyl methacrylate)-based terpolymers: modulation of bacterial adhesion
effect. Biomacromolecules 2002;3:63–8.
Dans le cas des ciments mélangés avec le poly NaSS, on note
une inhibition de l’adhérence de S. aureus qui augmente avec le
pourcentage de polymère bioactif présent dans le mélange (Fig. 1). Il
atteint la valeur de 34% par rapport au ciment sans polymère bioactif
pour le mélange à 5 %.
Contrôle du relargage de l’antibiotique : L’avantage par rapport au ciment
contenant des antibiotiques est de contrôler le relargage dans le temps du polymère
bioactif en jouant sur son caractère hydrophobe par modification de la proportion de
PMMA.
Stabilisation par rapport à la température : Un autre avantage non
négligeable est que les polymères bioactifs sont stables à une élévation de température
contrairement aux antibiotiques.
En effet, lors de la prise en masse du ciment, la réaction est très exothermique
et se traduit par une forte augmentation de la température qui peut être
préjudiciable à l’antibiotique.
De plus, les polymères bioactifs peuvent servir de traitement
antibioprophylactique, ce qui permet de lutter plus efficacement contre l’existence de
souches résistantes et également d’empêcher l’apparition de nouvelles souches
résistantes, qui est un problème majeur.
Chapitre 1.D.19.1.b Thermal characteristics of curing acrylic bone cement6
Problématique : Les ciments acryliques osseux disponibles sur le
marché sont fournis en deux composantes, une poudre de polymère et un liquide
monomère. Le mélange de ces deux composantes est suivi par une réaction très
exothermique de polymérisation progressive du liquide monomère pour devenir
une masse solide. L’exposition de l’os à ces hautes températures a des
conséquences sur la nécrose osseuse et la détérioration tissulaire,
pouvant tendre finalement à l’échec de fixation de la prothèse.
Le but de ce travail est de déterminer les propriétés thermiques de
différents ciments acryliques et leur comportement lors de leur cycle de
polymérisation. Une quantification des caractéristiques de la pose de prothèse
est également réalisée en fonction du mode de préparation du ciment, manuelle
ou par mélange sous vide. De nombreux paramètres sont calculés à partir de
données expérimentales : température maximale, températures au cours de la
mise en place de la prothèse, temps de la pose, index de détérioration nécrotique.
6. Dunne et al., ITBM-RBM 2001 ; 22 : 88-97.
L’observation des caractéristiques thermiques des
ciments osseux polyméthyl-méthacrylate étudiés a montré que
ces formulations particulières étaient soumises à certaines
méthodologies de mélange. II est essentiel qu’une étude
complète soit menée sur le système de mélange et de
distribution avant son introduction sur le marché de la
prothèse orthopédique.
Chapitre 1.D.19.1.c Le rôle du platine dans les
prothèses de silicone
The Nature of Platinum in Silicones for Biomedical and Healthcare
Use7
Silicones are unique materials with a long history in biomedical and
healthcare applications. Since the first reported uses of silicone in the human
body in the 1940s and 50s,8,9,10
hundreds of applications have been invented,
ranging from the fairly mundane (e.g., gastric “anti-gas” agents) to lifesaving
medical devices (e.g., hydrocephalus shunts).
The use of Pt in silicone traces its origins to 1957 when Speier et al.
reported on their extensive studies using chloroplatinic acid as the source of the
platinum catalyst in reactions to form silicon– carbon bonds.
These reactions are known by the generic terms “hydrosilylation” or
“hydrosilation” descriptive of the process in which one hydrogen atom and
one silicon atom are added across a multiple bond, in particular
carbon– carbon double or triple bonds. The formation of a new silicon–
carbon bond gives rise to a crosslink between silicone polymer chains.
7. Lambert, Journal of Biomedical Materials Research Part B: Applied Biomaterials
8. Lahey FH. Results from using Vitallium tubes in biliary surgery. Ann Surg 1946;124:1027–
1028. 9. DeNicola RR. Permanent artificial (silicone) urethra. J Urol 1950;63:168 –172.
10. Baru JS, Bloom DA, Muraszko K, Koop CE. John Holter’s shunt. J Am Coll Surg
2001;192(1):79–85.
These reactions are known by the generic terms “hydrosilylation” or
“hydrosilation” descriptive of the process in which one hydrogen atom and
one silicon atom are added across a multiple bond, in particular
carbon– carbon double or triple bonds. The formation of a new silicon–
carbon bond gives rise to a crosslink between silicone polymer chains.
Crosslinking produces a three-dimensional network, which generally
imparts some degree of elastomeric quality to the final product.
Pt Exafs/Xanes (Synchrotron radiation)
Chapitre 1.D.19.1.d Trevira®: une nouvelle prothèse en polyester pour la cure
des éventrations. Résultats d’une étude expérimentale11
Le contexte : La technique de cure des éventrations et des hernies s’est
profondément modifiée ces dernières décennies : alors qu’on procédait,
auparavant, à la cure directe de la brèche pariétale, la quasi-totalité des
éventrations et la majorité des hernies inguinales sont aujourd’hui traitées par la
pose de prothèses synthétiques12
. La baisse de tension de la brèche pariétale qui
en a résultée, a entraîné une diminution des récidives et des complications
postopératoires par rapport à la cure classique13,14,15
.
11. Zieren et al., Annales de chirurgie 129 (2004) 343–346.
12. Schumpelick V, Klinge U, Welty G. Meshes in der Bauchwand. Chirurg 1999;70:876–87.
13. Morris-Stiff GJ, Hughes LE. The outcomes of nonresorbable mesh placed within the
abdominal cavity: literature review and clinical experience. J Am Coll Surg 1998;186:352–67.
14. Schumpelick V, Conze J, Klinge U. Die präperitoneale Netzplastik (PNP) in der
Reparation der Narbenhernie. Chirurg 1996;67:1028– 35.
15. Zieren J, Zieren HU, Jacobi CA. Prospective randomized study comparing laparoscopic
and open tension-free inguinal hernia repair with Shouldice’s operation. Am J Surg 1998;
175: 330–3.
Définition : Il y a éventration16
lorsque les viscères de l'abdomen (grêle, côlon,
épiploon), recouverts par le péritoine, font saillie à travers une déhiscence du
plan musculo aponévrotique de la paroi abdominale et sont palpés directement
sous le revêtement cutané.
Ceci élimine du sujet les hernies, qui apparaissent au niveau des points de
faiblesse de la paroi abdominale (hernie de l'aine) et les éviscérations
postopératoires ou post-traumatiques, ou les viscères s'extériorisent à travers une
brèche de toute la paroi, de façon généralement brutale.
Le terme d'éventration recouvre en fait deux affections différentes :
Les éventrations spontanées, qui sont en réalité un diastasis (écartement)
anormal des muscles grands droits de l'abdomen, et que l'on rencontre
surtout chez les femmes multipares.
Les éventrations postopératoires "incisionnal hemia " des anglophones
ou cicatricielles, consécutives soit à une plaie de l'abdomen, plus souvent,
à une laparotomie.
16. http://www.ledamed.org/IMG/html/doc-10434.html
Les différents types de prothèse : Si les types de prothèses
disponibles sont nombreux, leur utilisation diffère selon les pays :
- aux États-Unis, sont utilisés de lourds filets de polypropylène (Prolene®,
Marlex®),
- en Allemagne, ce sont de plus en plus des filets légers (Vypro®) qui ont
la préférence,
- en France, les filets de polyester (Mersilène®, Parietex®, Dacron®).
Actuellement, aucune prothèse n’est considérée comme idéale, chaque matériau
posant des problèmes spécifiques.
But de l’étude. – Les filets synthétiques avec lesquels sont actuellement
opérées la plupart des éventrations sont en polyester en France et en
polypropylène en Allemagne. Une autre polymère de polyester existe pourtant,
utilisée avec d’excellents résultats pour les prothèses de ligaments croisés, le
Trevira®. Cette étude expérimentale en a évalué les résultats pour les cures
d’éventration comparées au polypropylène.
Matériel et méthodes. – Une résection de 10 × 10 cm de la paroi abdominale
excluant le péritoine a été opérée chez 12 porcs et une grande prothèse de 15 ×
15 cm, en polyéthylène téréphtalate (Trevira®) pour la moitié des animaux et en
polypropylène (Prolène®) pour l’autre moitié, a été implantée en sous
aponévrotique.
Après deux et six mois,
- la taille des prothèses a été mesurée et
- la réaction de rejet évaluée par le décompte
microscopique des cellules géantes polynucléées.
Résultats. – Aucune différence significative de la taille des prothèses n’était
observée, ni entre les deux groupes d’animaux, ni entre les deux moments
d’observation. En revanche, la réaction de rejet au polypropylène était
significativement plus forte qu’avec polyéthylène téréphtalate (nombre de
cellules géantes polynucléées après deux mois : Prolène® : 2,2 ± 0,4, Trevira® :
0,8 ± 0,2, après six mois : Prolène® : 4,6 ± 1,3, Trevira® : 1,1 ± 0,5). Après six
mois, tous les prélèvements de polypropylène présentaient des calcifications,
contrairement au polyéthylène téréphtalate.
Conclusion. – Trevira® comporte une forte tolérance biologique avec
une faible réaction de rejet et constitue donc une prothèse prometteuse
pour la cure des éventrations.
Chapitre 1.D.19.1.e Dosage du méthacrylate de méthyle dans les gaz expirés
après scellement des prothèses de hanche
Le scellement des prothèses de hanche par le méthacrylate de méthyle
peut entraîner une hypoxémie peropératoire précoce, liée selon certains auteurs à
la dilution des gaz alvéolaires par le monomère acrylique sous forme de vapeur.
Pour apprécier la validité de cette hypothèse, des dosages du monomère
expiré ont été réalisés chez 10 opérés soumis à l'implantation d'une prothèse
totale de hanche sous narconeuroleptanalgésie. Le méthacrylate de méthyle est
recueilli par adsorption sur charbon actif et dosé par chromatographie en phase
gazeuse.
La quantité de monomère expiré est de 25±10 μg après scellement
cotyloïdien, de 264±396 μg après scellement fémoral; l'élimination la plus
importante se fait dans les trois premières minutes, sa durée totale pouvant
dépasser 18 min. Un calcul simple permet de montrer que le volume de vapeur
représenté par les quantités de monomère expiré est insuffisant pour expliquer
une hypoxémie : le mécanisme de l'hypoxémie peropératoire consécutive à
l'utilisation du méthacrylate de méthyle n'est donc pas un phénomène de
dilution.
Chapitre 1.D.19.1.f Les biomatériaux inhibiteurs de l’adhérence
et de la prolifération bactérienne : un enjeu pour la prévention des infections sur
matériel prothétique17
L’infection bactérienne est l’un des problèmes majeurs rencontrés lors
de la mise en contact de biomatériaux (cathéters, dispositifs de circulation
extracorporelle, systèmes de dialyse rénale, lentilles de contact, implants
intraoculaires) avec les systèmes biologiques.
Dans le cas de dispositifs implantés, ces infections s’avèrent difficiles à
traiter.
- Les infections sur cathéters (définition : ) sont en effet, une des premières
causes de bactériémies nosocomiales et sont responsables d’une mortalité non
négligeable18
.
19
- Les infections sur valves prothétiques et sur matériels
ostéoarticulaires ne répondent souvent pas au traitement par les antibiotiques
seuls. L’explantation de la prothèse est alors nécessaire pour éradiquer
l’infection.
17. Pavon-Djavid et al. ITBM-RBM 26 (2005) 183–191
18. Vaudaux P, Pittet D, Haeberli A, Huggler E, Nydegger UE, Lew DP, et al. Host factors
selectively increase staphylococcal adherence on inserted catheters: a role for fibronectin and
fibrinogen or fibrin. J Infect Dis 1989;160(5) : 865–75.
19. http://fr.wikipedia.org/wiki/Cath%C3%A9ter
De quoi dépend l’adhérence bactérienne ?
L’adhérence bactérienne sur une surface implantée dépend de différents
paramètres :
- les facteurs de l’hôte (âge, immunodéficience, état physique)
- la nature la souche (les micro-organismes qui sont impliqués dans le
développement des infections sur corps étrangers sont très nombreux20
) ;
- les propriétés physicochimiques de la surface.
Différence entre les travaux in vitro & in vivo – Complexité du milieu
In vitro : De nombreux travaux réalisés in vitro montrent en effet, que
l’attachement des bactéries sur des matériaux synthétiques diminue avec la
réduction de l’angle de contact et l’augmentation de l’énergie de la surface21
.
In vivo : Cependant dans des conditions in vivo, le contact des biomatériaux
synthétiques avec le sang ou les liquides physiologiques étant instantanément
suivi de l’adsorption de nombreuses protéines plasmatiques sur la surface22
cette adsorption très rapide de protéines modifie la nature de l’interface et peut
de fait altérer les propriétés du dispositif implanté. Ainsi, dans le cas des
infections à staphylocoques, l’adhérence bactérienne est fortement influencée
par les protéines de l’hôte adsorbées sur la surface de l’implant23
.
20. Vaudaux P,Yasuda H, Velazco MI, Huggler E, Ratti I,Waldvogel FA, et al. Role of host
and bacterial factors in modulating staphylococcal adhesion to implanted polymer surfaces. J
Biomater Appl 1990;5(2): 134–53.
21. Ludwicka A, Jansen B, Wadstrom T, Pulverer G. Attachment of staphylococci to various
synthetic polymers. Zentralbl Bakteriol Mikrobiol Hyg [A] 1984;256(4):479–89.
22. Andrade JD. Interfacial phenomena and biomaterials. Med Instrum 1973;7(2):110–9.
23. Vaudaux PE,Waldvogel FA, Morgenthaler JJ, Nydegger UE. Adsorption of fibronectin
onto polymethylmethacrylate and promotion of Staphylococcus aureus adherence. Infect
Immun 1984;45(3):768–74.
L’interface bactérie & protéines adsorbées sur les dispositifs médicaux
Les mécanismes moléculaires à l’origine des interactions qui se
développent entre Staphylococcus aureus et les protéines de l’hôte adsorbées sur
les dispositifs médicaux, impliquent des protéines spécifiques de la surface
bactérienne communément appelées adhésines24
; celles-ci reconnaissent des
domaines spécifiques de protéines telles que la fibronectine (Fn), le fibrinogène
(Fg) ou la fibrine. Cette capacité de S. aureus à reconnaître des domaines
spécifiques des protéines de l’hôte joue un rôle très important dans
l’attachement de ces bactéries aux surfaces artificielles25,26
.
But : Réduite l’adhérence bactérienne aux surfaces polymères
- Imprégnation du matériau par des antiseptiques et/ou des antibiotiques
- Modifications de surface par greffage chimique ou par incorporation de
molécules biologiques telles que l’héparine.
Une autre approche plus récente
- Introduire, dans la chaîne macromoléculaire, des unités porteuses de
groupements fonctionnels tels que les groupements sulfonate et carboxylate,
capable d’induire une diminution sensible de l’adhérence bactérienne.
24. Foster TJ, McDevitt D. Surface-associated proteins of Staphylococcus aureus: their
possible roles in virulence. FEMS Microbiol Lett 1994;118(3) : 199–205.
25. Francois P, Vaudaux P, Foster TJ, Lew DP. Host-bacteria interactions in foreign body
infections. Infect Control Hosp Epidemiol 1996 ; 17(8): 514–20.
26. Vaudaux PE, Huggler E, Lerch PG, Morgenthaler JJ, Nydegger UE, Schumacher-
Perdreau F, et al. Inhibition by immunoglobulins of Staphylococcus aureus adherence to
fibronectin-coated foreign surfaces. J Invest Surg 1989;2(4):397–408.
Le PVC (poly(chlorure de vinyle) est un matériau polymère largement
utilisé pour la fabrication de dispositifs biomédicaux tels que
- les tubulures de circulation extra corporelle,
- les poches à sang
- les cathéters
La colonisation du PVC par différentes souches bactériennes a été
observée27
,28
. En revanche, la seule description d’une diminution de l’adhérence
in vitro de Pseudomonas aeruginosa décrite sur du PVC biomédical a été faite
après traitement de la surface des tubulures avec un mélange NaOH/AgNO3,
composé chimique hautement toxique29.
27. Paragioudaki M, StamouliV, Kolonitsiou F, Anastassiou ED, Dimitracopoulos G,
Spiliopoulou I. Intravenous catheter infections associated with bacteraemia: a 2-year study in
a university hospital. Clin Microbiol Infect 2004;10(5):431–5.
28. Vickery K, Pajkos A, CossartY. Removal of biofilm from endoscopes: evaluation of
detergent efficiency. Am J Infect Control 2004;32(3): 170–6.
29. Balazs DJ, Triandafillu K, Wood P, Chevolot Y, van Delden C, Harms H, et al. Inhibition
of bacterial adhesion on PVC endotracheal tubes by RF-oxygen glow discharge, sodium
hydroxide and silver nitrate treatments. Biomaterials 2004;25(11):2139–51.
L’adhérence de S. aureus sur les films de copolymères à base de PVC de
compositions variables en groupements sulfonate et carboxylate a été évaluée en
présence des protéines plasmatiques après une heure de contact de la souche
bactérienne avec le matériau. Les résultats ont été exprimés en pourcentage de
bactéries adhérées par rapport aux bactéries initialement introduites et reportés
en fonction de la teneur en élément S des films de PVC fonctionnalisés
afin de montrer l’importance des groupements SO3 sur les propriétés
inhibitrices de l’adhérence bactérienne.
L’analyse des résultats montre en effet que l’adhérence de S. aureus sur
toutes les surfaces de PVC fonctionnalisée est toujours beaucoup plus
faible que celle sur le PVC non fonctionnalisé, référencé PVC0.
L’ensemble des résultats présentés a permis de mettre en évidence que la
modification chimique de la surface des biomatériaux à l’aide de
polymères bioactifs porteurs des groupements fonctionnels carboxylate et
sulfonate permet d’induire une diminution sensible de l’adhérence bactérienne
tant in vitro qu’in vivo.
L’utilisation de ces polymères et/ou leur greffage sur des surfaces
prothétiques permet d’envisager la préparation de surfaces bioactives
inhibitrices de l’adhérence bactérienne et de prévenir l’infection sur prothèse.
Les différentes applications envisagées pour ces surfaces bioactives sont très
diverses :
- tubulures de circulation extracorporelle (polymères à base de PVC),
- implants intraoculaires et lentilles de contact (polymères à base de
PMMA),
- ligament synthétique,
- prothèses articulaires en titane greffés de polymère bioactifs (recherche
en cours).