Brevet FR2720278A1 — publié le 19951201

Procédé de réalisation d'un revêtement bioactif par projection plasma et implant selon le procédé. L'invention concerne un procédé de réalisation d'un revêtement bioactif sur un substrat tel qu'un implant dentaire en zircone destiné à être implanté dans un os, ledit revêtement étant constitué au moins partiellement d'au moins un matériau biologiquement actif apte à favoriser l'ostéointégration dudit implant. Les résultats cliniques spectaculaires de la technique implantologique ont conduit à un développement très important de l'implantologie basée sur l'emploi du titane. Les recherches effectuées dans ce domaine ont permis d'aboutir au concept d'ostéointégration, c'est-à-dire d'ancrage direct de l'implant sur l'os. Toutefois le terme d'ostéointégration a fait l'objet de nombreuses controverses. I1 faut admettre en effet qu'il existe des implants ancrés dans du tissu conjonctif et que les autres ne se trouvent jamais en contact avec l'os. Un film protéinique constitué de cellules qui s'adaptent aux conditions locales se forme en réaction de défense de l'organisme contre l'intrusion du corps étranger constitué par l'implant. Bien que ce film soit extrêmement mince (10 à 40 p), sa présence empêche un contact direct de l'implant avec l'os et accroit les contraintes sur l'os en fonction de son épaisseur. Afin d'optimiser les résultats implantologiques on a donc cherché des moyens pour empêcher la formation de ce film. En particulier, on a utilisé des matériaux ayant des propriétés ostéophiles. Les plus connus de ces matériaux sont l'apatite et les composés du phosphate. L'hydroxyapatite est connue pour créer une liaison biochimique entre l'implant et l'os environnant. La libération d'ions endogènes Ca++ et (Po4)3- ostéophiles permet l'équilibre d'une population cellulaire et hormonale propre au tissu osseux et minimise les réactions inflammatoires. Malgré ces avantages incontestables, une polémique concernant le dépôt d'apatite s'est installée parce que des réactions inflammatoires auraient été observées et qu'il pourrait y avoir rupture de la couche d'hydroxy-apatite de son substrat. En outre des recherches ont montré (Institute of Material Sciences, Sichuan University, Chine) que lors de dépôts d'hydroxy-apatite par projection plasma sur des implants en titane, l'apatite est dénaturée par le titane de sorte que son activité biologique est très faible ou nulle. On connaît également (EP 0 328 041 - Mitsubishi) un implant en zircone comportant un revêtement formé d'un mélange de TCP (phosphate de tricalcium) ou de HAP (hydroxy-apatite) et de zircone. Ce revêtement est déposé par un procédé barbotine. Le corps de l'implant est immergé dans un mélange de zircone et d'hydroxy-apatite, puis il est fritté à une température comprise entre 1250 C et 1500 C pendant une durée de 2 à 24 heures. Ce procédé possède l'inconvénient de changer la structure cristalline du corps de l'implant. La zircone pure existe sous trois variétés cristallographiques, respectivement monoclinique, tétragonale, et cubique. La variété monoclinique est stable jusqu'à 1170 C, température à laquelle elle se transforme en zircone tétragonale stable jusqu'à 2370 C. Ensuite la structure devient cubique jusqu'à sa fusion à 2680 C. Les implants dentaires sont fabriqués en zircone partiellement stabilisée par adjonction d'un élément dopant. Par suite de la température à laquelle il est soumis, le corps de l'implant passe en phase monoclinique dont la résistance mécanique est beaucoup moins élevée que celle de la zircone tétragonale. On a également effectué des dépôts d'apatite par projection plasma sur un corps en zircone. Mais ce revêtement possède une cohésion très faible. Son adhérence au corps est mauvaise, et il est facilement éliminé. Ainsi il n'existait jusqu'à présent aucun procédé de revêtement d'un substrat tel qu'un implant dentaire permettant d'obtenir simultanément un effet biologique durable, une cohésion et une adhésion du revêtement fortes, et ceci sans nuire aux qualités mécaniques du substrat. La présente invention a précisément pour objet un procédé de revêtement qui remédie à ces inconvénients de l'art antérieur. Il permet d'assurer une liaison solide de la couche de revêtement, et particulièrement du matériau biologique sur le substrat. Cette liaison est primordiale dans le cas d'une application en implantologie car, si un détachement se produit, on assiste à une montée des macrophages et d'une inflammation. Le revêtement permet en outre d'empêcher que le matériau biologique soit dénaturé par un métal. Ce résultat est obtenu par le fait que le revêtement comporte une phase vitreuse et par le fait que l'on dépose ledit revêtement par projection plasma. La phase vitreuse assure un accrochage solide et remédie au détachement et à la faible cohésion observés antérieurement. De plus, cette phase vitreuse protège le matériau biologique contre la dénaturation en cas de dépôt sur un métal. Le dépôt plasma ne change pas la structure cristallographique d'un implant en zircone parce que l'élévation de température est très faible et en tout cas inférieure à 120 C. Par ailleurs, la cohésion et l'adhérence de la couche sont considérablement renforcées. Des essais d'adhérence ont permis de relever des valeurs de résistance à l'arrachement supérieures à 60 MPa/m2. On a mesuré notamment les valeurs suivantes: Substrat Sous-couche Couche finale Résistance (MPa) Zr02 mélange ZrO2/SiO2 62 ZrO2 mél. Zr02/SiO2 mél. Sio2/HAP 57 ZrO2 mélange ZrO2/SiO2 HAP 56 ZrO2 HAP 12 Dans les trois premiers cas, la rupture de l'assemblage s'est produite du côté opposé au revêtement. Dans le quatrième cas (dépôt d'hydroxy-apatite directement sur le substrat), la résistance à l'arrachement reste acceptable au regard de la norme qui fixe une valeur admissible de 10 MPa/m2. On constate cependant que la présence de silice, soit en tant que sous couche, soit mélangée à l'hydroxyapatite, permet de multiplier cette résistance par plus de quatre. Un autre inconvénient des revêtements connus réside dans le fait que la durée d'activité de l'hydroxy-apatite est limitée à trois ou quatre années. Passé ce temps, la liaison biochimique disparaît et une couche protéinique apparaît, ce qui conduit à l'échec. L'invention y remédie par le fait qu'au moins l'un des matériaux biologiquement actifs est apte à provoquer la cristallisation naturelle d'un autre matériau biologiquement actif. Cette caractéristique permet d'obtenir un revêtement dont la bioactivité se renouvelle de manière permanente. Il permet de recristalliser l'hydroxy-apatite et de maintenir la liaison avec l'os. Le matériau qui est apte à provoquer la cristallisation naturelle d'un autre matériau biologiquement actif, de préférence la silice ou un matériau à base de silice, peut constituer en lui-même la phase vitreuse. Il assure ainsi deux fonctions distinctes. D'une part il assure la liaison et la cohésion du revêtement; d'autre part il constitue une "pompe" qui assure un renouvellement en permanence du matériau biologiquement actif. La silice permet la cristallisation d'hydroxy-apatite parce qu'il existe dans l'organisme une hydratation qui permet la réaction suivante: silo2 + 2H20 === > Si(OH-)4 La silice hydratée Si(OH-)4, ou gel de silice, entraîne une cristallisation d'hydroxy-apatite par attraction de Ca++(OH-)2 et de Po4 La présence d'un revêtement sur l'implant apporte encore un autre avantage. En effet, le module d'élasticité (module d'Young E) du revêtement est proche de celui de l'os, alors que celui du matériau de base (la zircone ou le titane) est bien plus élevé. La présence du revêtement a par suite pour effet de limiter certaines contraintes sur l'os, en particulier les contraintes de cisaillement. La régénération permanente du revêtement par cristallisation naturelle, qui s'effectue comme on l'a décrit plus haut, permet ainsi une limitation durable de ces contraintes, ce qui est un avantage considérable pour un succès durable de l'implantation. Selon une variante particulière du procédé de l'invention, on prépare un mélange du matériau biologiquement actif et du matériau destiné à former la phase vitreuse, et on dépose ce mélange par projection plasma. Selon une autre variante particulière du procédé de l'invention, on dépose une couche du matériau de structure amorphe sur l'implant par projection plasma, puis une couche dudit matériau biologiquement actif sur ladite couche de structure amorphe, également par projection plasma. Dans une variante préférée on dépose par projection plasma une sous-couche sur l'implant préalablement à une ou plusieurs couches, cette sous-couche étant constituée d'un mélange du matériau de base formant le corps de l'implant et dudit matériau apte à provoquer la cristallisation naturelle d'un matériau biologiquement actif. Le matériau de structure amorphe est choisi dans le groupe comprenant la silice, les borates, les silicates, les phosphates et le matériau biologiquement actif est choisi dans le groupe comprenant la silice et les composés du phosphate, notamment l'apatite et le phosphate de tricalcium. L'invention concerne également un implant, notamment dentaire, revêtu d'un revêtement selon l'invention. Par ailleurs l'invention concerne un procédé de réalisation d'un couplage par liaison chimique de produits organiques et en particulier de protéines sur un solide phosphocalcique, ce couplage étant caractérisé par la présence d'une liaison chimique entre la molécule organique et un groupe fonctionnel présent sur un silane monomère ou polymère qui réagit avec le solide phosphocalcique par l'intermédiaire de la présence de silice dans la phase minérale. De plus l'invention concerne un procédé de conjugaison de peptides sur des macromolécules liées à des surfaces minérales phosphocalciques et des dépôts plasma par l'intermédiaire de silanes fonctionnalisés intégrés sur leur surface par des réactions silanes-silice rendues possibles par l'adjonction de silice dans la phase minérale dans une proportion variant entre 1 % et 99 t. L'intérêt d'avoir un revêtement phosphocalcique contenant de lthydroxy-apatite est bien connu. I1 est cependant difficile d'obtenir une surface minérale phosphocalcique avec des protéines organiques. En effet celles-ci doivent être ajoutées à la fin d'un processus de fabrication à cause de leur faible stabilité thermique. Or, le seul moyen accessible est l'adsorption qui est en partie réversible et qui dépend de la surface spécifique et du potentiel de surface qui sont difficiles à maîtriser tant dans des produits massifs que dans des dépôts. La désorption de protéines ou de médicaments a l'inconvénient de relarguer de fortes concentrations initiales et le reste lentement par la suite. La présence de silice dans un solide phosphocalcique ou dans un dépôt de surface présente l'intérêt majeur de pouvoir y greffer des acides aminés, des peptides, des protéines et même des médicaments. En effet, il est possible, par l'intermédiaire dune classe de réactifs connus sous le nom de silanes de faire réagir la silice en présence d'humidité pour former des ponts Si-O-Si. On obtient par cette méthode un groupe fonctionnel (celui qui était sur le silane de départ) lié ou même intégré sur la masse de silice. Un exemple typique de réalisation de fonctionnalisation consiste à faire réagir l'aminopropyltriméthoxysilane sur la silice pour obtenir une silice avec une fonction aminopropyl. Cette fonction aminée est ensuite utilisée pour coupler à température ambiante une molécule organique (comme une protéine) avec un aldéhyde comme par exemple la glutaraldéhyde. On obtient ainsi un solide minéral avec une molécule organique liée par une liaison chimique. Ceci permet de contrôler la dose de molécules organiques liées au substrat. Dans le cas de protéines à activité biologique forte à des concentrations faibles, il est indispensable de maîtriser les concentrations et aussi les conformations réactives. Ceci est obtenu en utilisant la liaison chimique avec la silice pour fixer une macromolécule (par exemple l'albumine) qui va ensuite se conjuguer avec la protéine réactive pour donner un complexe dont on peut ajuster les propriétés. On évite ainsi la désactivation des protéines bioactives par changement conformationel dû à l'adsorption sur un support minéral. Les combinaisons hydroxy-apatite-organique sont déjà connues mais n'ont pas les mêmes propriétés. En effet, ces combinaisons sont des mélanges simples ou des produits d'insertion de petites molécules dans les tunnels de l'apatite, ou encore des greffages d'entités organiques par l'intermédiaire d'esters phosphoriques. Ces combinaisons ne permettent pas de fabriquer des revêtements bioactifs, en particulier des dépôts plasma. Une autre variante consiste à faire réagir, à la place du silane, un silane oligomère (ou un silicone à faible poids moléculaire) qui polymérise ou s'attache à la surface du dépôt minéral. La présence de silice possède l'avantage de mieux accrocher le polymère siliconé, ce qui permet ensuite de fait réagir ses groupes fonctionnels dans de meilleures conditions. Pour tout ce qui vient d'être décrit, la concentration en silice dans le solide phosphocalcique peut varier de 1 % à 99 %. De plus, le pontage peut aussi être réalisé avec un titanate ou un zirconate à la place du silane. On connaît aussi la réactivité des silanes envers les borates, titanates et zirconates, ce qui implique que les liaisons organique-minéral pourraient être réalisées par l'intermédiaire de silanes réagissant sur des oxydes de silicium, bore, titane, zircone ou de toute combinaison de verres borosilicatés présents dans le substrat. On décrit ci-après quatre exemples de réalisation particuliers d'un revêtement conforme à l'invention, donnés à titre illustratif et nullement limitatif. Exemple 1 On a réalisé un revêtement par projection plasma sur un implant en zircone ytrriée. Ce revêtement comportait une première couche (sous-couche) constituée d'un mélange de zircone et de silice. Ce mélange contenait 50 % en poids de zircone et 50 % de silice. Sur cette première couche on a projeté, également par projection plasma, une seconde couche constituée d'un mélange, en proportions égales, de silice et d'hydroxy-apatite. L'épaisseur de la première et de la seconde couche était de 25 p. La projection de la seconde a débuté moins de dix secondes après la fin de la projection première pour assurer une bonne liaison entre elles. Exemple 2 On a réalisé un revêtement par projection plasma sur un implant en titane. Ce revêtement comportait une première couche constituée exclusivement de silice, et une seconde couche constituée exclusivement d'hydroxy-apatite. L'épaisseur de la première était de 20 p et celle de la seconde couche de 25 p. Exemple 3 On a réalisé un revêtement par projection plasma sur un implant en zircone ytrriée. Ce revêtement comportait une couche unique constituée d'un mélange de silice et d'hydroxy-apatite. L'épaisseur de cette couche était de 30 p. Ce mélange contenait 50 % en poids de silice et 50 % de hydroxy-apatite. Exemple 4 On a réalisé un revêtement par projection plasma sur un implant en zircone. Ce revêtement comportait une couche constituée exclusivement de silice. L'épaisseur de cette couche était de 40 . I1 a été constaté que ce revêtement de silice était suffisant pour assurer la bioactivité de l'implant. Revendications. 1. Procédé de réalisation d'un revêtement bioactif sur un substrat tel qu'un implant dentaire en zircone destiné à être implanté dans un os, ledit revêtement étant constitué au moins partiellement d'au moins un matériau biologiquement actif apte à favoriser I'ostéointégration dudit implant, caractérisé en ce que le revêtement comporte une phase vitreuse et en ce que l'on dépose ledit revêtement par projection plasma. 2. Procédé selon la revendication 1 caractérisé en ce qu'au moins l'un des matériaux biologiquement actifs est apte à provoquer la cristallisation naturelle d'un autre matériau biologiquement actif. 3. Procédé selon la revendication 2 caractérisé en ce que la phase vitreuse est constituée par l'un des matériaux biologiquement actifs. 4. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'on prépare un mélange du matériau biologiquement actif et du matériau destiné à former la phase vitreuse, et en ce que l'on dépose ce mélange par projection plasma. 5. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'on dépose une couche du matériau de structure amorphe sur l'implant par projection plasma, puis une couche dudit matériau biologiquement actif sur ladite couche de structure amorphe, également par projection plasma. 6. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 5 caractérisé en ce que l'on dépose une sous-couche sur l'implant par projection plasma préalablement à une ou plusieurs couches selon l'une quelconque des revendications 1 à 6, cette sous-couche étant constituée d'un mélange du matériau de base formant le corps de l'implant et dudit matériau apte à provoquer la cristallisation naturelle d'un matériau biologiquement actif. 7. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 6 caractérisé en ce que le matériau de structure amorphe est choisi dans le groupe comprenant la silice, les borates, les silicates, les phosphates. 8. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 7 caractérisé en ce que ledit matériau biologiquement actif est choisi dans le groupe comprenant la silice et les composés du phosphate, notamment l'apatite et le phosphate de tricalcium. 9. Implant, notamment dentaire, caractérisé en ce qu'il est revêtu d'un revêtement selon l'une quelconque des revendications 1 à 8.