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).