Brevet FR2883755A1 — publié le 20061006

La présente invention concerne un matériau implantable destiné à être colonisé par un tissu, notamment un tissu osseux, un implant formé en totalité ou en partie par ce matériau, et un procédé de fabrication de ce matériau. Des matériaux métalliques sont couramment utilisés en chirurgie orthopédique afin de remplacer des articulations défaillantes ou pour maintenir en place des pièces osseuses fracturées. Ces matériaux, une fois implantés dans le tissu osseux, induisent une réaction tissulaire variable en fonction de leurs caractéristiques. Cette réaction est généralement une réponse à un corps étranger et se caractérise par l'accumulation de macrophages autour de l'implant et par l'apparition d'une capsule fibreuse d'épaisseur variable. La présence de cette capsule tissulaire autour de l'implant a pour inconvénient de rendre possible une mobilité de l'implant par rapport au tissu osseux dans lequel cet implant est mis en place. L'implant a par ailleurs pour inconvénient d'exercer un effet de décharge de l'os lors de l'exercice de contrainte, c'est-à-dire que cet implant subit l'essentiel de la contrainte exercée, en lieu et place de l'os. II peut en résulter une absence de formation de tissu osseux à proximité de l'implant, qui favorise la réponse à corps étranger de l'os. Il a en effet été prouvé que l'absence de contrainte entraîne une ostéolyse par activation des ostéoclastes ainsi qu'une baisse de l'activité des ostéoblastes. Pour diminuer cet effet de décharge, divers matériaux ayant une élasticité se rapprochant de celle de l'os ont été développés. Cependant, hormis des matériaux composites ayant une très mauvaise biocompatibilité, tous les matériaux ayant une biocompatibilité adaptée à leur intégration osseuse et des propriétés de résistance à la fatigue adaptées à une implantation osseuse, ont une élasticité très éloignée de celle du tissu osseux. Le titane et ses alliages, bien que faisant partie des métaux ayant une élasticité se rapprochant le plus de celle du tissu osseux, ne permettent pas d'éviter une ostéolyse résultant de l'effet précité de décharge du tissu osseux dans lequel ils sont implantés. Ceci a été particulièrement mis en évidence autour des tiges de prothèses de hanche ou bien sous les plaques d'ostéosynthèse. Pour réduire le risque de mobilité de l'implant résultant de la capsule tissulaire précitée ou d'une ostéolyse, il est souvent nécessaire de disposer d'un implant métallique capable d'être mécaniquement fixé au tissu osseux. Dans ce but, il est courant d'aménager des irrégularités de surface sur l'implant, délimitant des micro-cavités dans lesquelles les cellules en croissance du tissu osseux pénètrent afin de maintenir l'implant. Différents alliages ont été mis au point et utilisés sous forme poreuse à cet effet, à savoir des alliages de titane, chrome-cobalt et tantale, disposés à la surface de matériels d'arthroplastie. Les caractéristiques de ces micro-cavités peuvent être critiques pour la pénétration du tissu osseux dans celles-ci, notamment en ce qui concerne la profondeur de pénétration. Il a été prouvé que la présence de phosphates de calcium dans les micro-cavités favorise cette pénétration. Par ailleurs, les phosphates de calcium sous forme de céramique ont été utilisés en chirurgie orthopédique comme substituts du tissu osseux ou bien comme couches minces déposées à la surface de pièces métalliques pour augmenter leur compatibilité avec le tissu osseux. Les ostéoblastes, qui sont les cellules osseuses synthétisant la matrice extracellulaire osseuse, se différencient à la surface des céramiques et forment de l'os sur celles-ci. Le remodelage osseux qui suit cette formation osseuse concerne aussi la céramique, qui est progressivement remplacée par de l'os néoformé. La dégradation de la céramique par les ostéoclastes du tissu osseux commence aux joints des grains de céramique: ces grains sont fragilisés et des grains sont relargués dans le milieu extracellulaire et sont phagocytés par les monocytes. Les grains présents dans les macrophages se trouvent dans les compartiments cellulaires à bas pH de type lysosomes ou phagolysosomes, dans lesquels ils sont solubilisés par un processus physico-chimique classique, et les éléments calcium et phosphore résultant de cette dégradation passent dans le cycle du calcium et du phosphore de l'organisme (P., Frayssinet, J.L. Trouillet, N. Rouquet, E. Azimus, A. Autefage (1993), Osteointegration of macroporous calcium phosphate ceramics having a different chemical composition. Biomaterials, 14, 6: 423-429.). La vitesse de dégradation des céramiques dans les tissus est très variable suivant leurs caractéristiques, en particulier suivant leur structure chimique. Les deux phosphates de calcium qui sont le plus couramment utilisés en chirurgie humaine sont l'hydroxyapatite et le phosphate tricalcique a. Ce dernier est beaucoup plus soluble que l'hydroxyapatite à pH neutre. L'association de phosphate de calcium dans les pores d'un métal poreux constitue un matériau implantable composite dont les propriétés mécaniques et de biocompatibilité sont particulièrement adaptées à une utilisation en chirurgie osseuse en tant que substitut osseux ou bien comme matériau d'arthrodèse. Cette association favorise la pénétration de tissu osseux dans la porosité du métal (Tisdel, CL, Goldberg, VM, Parr, JA, Bensusan, JA, Staikoff, L.S., Stevenson, S, The influence of a hydroxyapatite and tricalciumphosphate coating on bone growth into titanium fiber-metal implants, The Journal of Bone and Joint Surgery, 76- A: 159-171). Le matériau composite obtenu est constitué d'un matériau dense dont la surface présente une structure en damier avec une partie présentant la biocompatibilité des céramiques phosphocalciques. Ces phosphates de calcium sont capables de se résorber au fur et à mesure du remodelage osseux afin de laisser place à du tissu osseux dans la porosité du métal. La céramique se dégrade au fur et à mesure de la croissance du tissu osseux et laisse persister la trame métallique en métal poreux, laquelle présente une élasticité proche de celle du tissu osseux cortical. Le matériau obtenu permet ainsi une bonne fixation dans le tissu osseux grâce à sa porosité dans laquelle pénètre le tissu osseux, cette pénétration étant favorisée par l'élasticité du matériau, qui n'entraîne pas une ostéolyse de décharge autour de ce matériau. Cependant, un des inconvénients majeurs des céramiques et des traitements de surface métalliques en phosphates de calcium est la production de débris de phosphate de calcium lors de la dégradation (Frayssinet, P., Rouquet, N., Tourenne, F., Fages, J., Bonel, G., In vivo degradation of calcium phosphate ceramics. Celas and materials.(1994), 4: 383-394). Ces débris peuvent migrer à l'interface des surfaces articulaires des systèmes d'arthroplastie sous l'effet de la gravité, des contraintes mécaniques et des migrations des cellules contenant ces débris. La présence de débris sur les surfaces articulaire de polyéthylène a été accusée de provoquer des usures massives du polyéthylène à haut poids moléculaire utilisés pour former les surfaces de glissement des implants articulaires prothétiques, et de provoquer le descellement aseptique de ces implants en raison du pouvoir inflammatoire de ces débris de polyéthylène. La présente invention a pour but de remédier à cet inconvénient majeur. Un objectif principal de l'invention est donc de fournir un matériau implantable destiné à être colonisé par un tissu, notamment un tissu osseux, comprenant une structure poreuse et une céramique présente dans les pores de cette structure, n'induisant pas ou peu de débris de céramique lors de la dégradation de cette céramique et pas ou peu de migration de ces débris. Un autre objectif de l'invention est de fournir un procédé de fabrication de ce matériau dans les meilleures conditions. Le matériau concerné comprend, de manière connue en soi, une structure au moins partiellement poreuse et une céramique biodégradable. Selon l'invention, ladite céramique est présente dans les pores de ladite structure situés en profondeur dans cette structure, c'est-à-dire éloignés de la surface de ladite structure, tandis que cette céramique est absente des pores de ladite structure situés dans la zone de cette structure proche de ladite surface. Dans le matériau selon l'invention, il existe ainsi une couche externe de pores libre de toute présence de céramique. Cette couche externe, fragmentée par les portions de la structure poreuse délimitant les pores, est destinée à contenir les débris de dégradation de la céramique ainsi que les cellules qui les phagocytent et les dégradent, afin que ces débris ne migrent pas dans des zones dommageables, en particulier vers des surfaces articulaires que peut comprendre un implant totalement ou partiellement formé par ledit matériau. Les débris doivent être contenus pendant quelques jours à quelques semaines dans cette couche externe, le temps d'être solubilisés à l'intérieur des cellules. Le matériau selon l'invention peut être en particulier utilisé en tant que revêtement d'éléments d'arthroplastie, sans risque d'usure prématurée des surfaces articulaires. De préférence, ladite structure est une structure de métal poreux ou 5 d'alliage de métal poreux biocompatible, dont le volume des pores est au minimum égal au triple du volume de métal. Une telle structure a, après dégradation de la céramique, une élasticité proche de celle d'un tissu osseux. L'effet de décharge précité est ainsi éliminé une fois cette dégradation intervenue. L'alliage de métal poreux biocompatible peut notamment contenir du titane, de l'acier inoxydable, du chrome cobalt ou du tantale. La céramique est constituée de phosphate sélectionné parmi le groupe des phosphates de calcium amorphe, des phosphates apatitiques faiblement cristallins, des phosphates dicalciques anhydres ou dihydratés, des phosphates tricalciques, des phosphates monocalciques monohydratés, des pyrophosphates, des phosphates octocalciques ou de l'hydroxyapatite. L'implant selon l'invention, destiné à être colonisé par un tissu, notamment un tissu osseux, se caractérise en ce qu'il est totalement ou partiellement formé par le matériau tels que précité, à savoir le matériau comprenant une structure au moins partiellement poreuse et une céramique biodégradable, dans lequel ladite céramique est présente dans les pores de ladite structure situés en profondeur dans cette structure, c'est-à-dire éloignés de la surface de ladite structure, et dans lequel cette céramique est absente des pores de ladite structure situés dans la zone de cette structure proche de ladite surface. Cet implant peut notamment être un substitut osseux, un matériau d'arthrodèse, ou un revêtement de surface d'un implant articulaire ou d'arthroplastie. Le procédé selon l'invention comprend les étapes suivantes: -mélange deux poudres, dont une première poudre destinée à former ladite structure poreuse et une deuxième poudre, de céramique; - dépôt de ce mélange de poudres dans un moule approprié ; - mise en pression de ce mélange à une pression appropriée, typiquement comprise entre le 2.106et 4.106 hPa; démoulage et frittage de ce mélange sous vide ou sous atmosphère contrôlée neutre ou réductrice, afin d'obtenir au moins une pièce ayant ladite structure poreuse dont les pores sont entièrement remplis de céramique; immersion de cette pièce dans une solution acide ou bien chélatante afin d'éliminer la céramique au niveau des zones de cette pièce situées à proximité de la surface externe de la pièce. La première poudre peut notamment être une poudre de métal ou 10 d'alliage de métaux biocompatibles. Cet alliage peut inclure notamment du titane, de l'acier inoxydable, du chrome cobalt ou du tantale. La deuxième poudre peut notamment être une poudre de phosphate tricalcique. Si on vise une taille de pores du matériau de x, on va broyer et tamiser la deuxième poudre de façon que la granulométrie de celle-ci soit comprise entre x y, y étant défini selon la largeur de la distribution de taille de pores que l'on désire obtenir. Pour obtenir un matériau ayant des caractéristiques compatibles avec une recolonisation osseuse, il faut, pour obtenir une porosité ouverte, au minimum un rapport de 3 entre la granulométrie de ladite deuxième poudre, qui est l'agent de porosité, et la granulométrie de ladite première poudre. Le moule peut notamment être un moule en latex. La mise en pression de notamment être réalisé par immersion du moule dans une presse isostatique. Les pièces de matériau obtenues peuvent être 25 usinées à ce stade ou bien après démoulage et frittage. La durée de l'immersion peut aller de quelques minutes à quelques jours, et est de préférence de 12 à 24 heures. Les pièces obtenues ont les caractéristiques suivantes: Porosité : 70-60% Taille des pores: 250-350 pm Résistance en compression: 100 120 MPa Résistance en flexion: 40-60 MPa Exemple de mise en oeuvre: Implantation d'un matériau composite métal/phosphate tricalcique j3 dans des condyles de moutons Des cylindres de 6 mm de long et 4 mm de diamètre constitués de titane poreux et de phosphate tricalcique ji obtenus par le procédé précédemment décrit sont immergés dans une solution de 5% d'acide éthylène diamine tétraacétique (EDTA) pendant 48 heures jusqu'à ce que le phosphate tricalcique soit dissous sur 1 mm d'épaisseur à partir de la surface de l'implant. Ces échantillons sont implantés dans des condyles de moutons adultes pour des périodes de 3 ou 6 mois avant que des coupes histologiques soient effectuées. Après trois mois, des trabécules ont pénétré dans les pores, jusqu'à atteindre la zone de phosphate tricalcique, sur lequel ils se sont fixés. II existe une résorption de la céramique de phosphate tricalcique au niveau des trabécules, et le front d'ossification provoque une résorption par un processus de résorption/reconstruction. Dans les pores proches de la surface des échantillons, libérés par l'EDTA, il existe de nombreux macrophages contenant des particules de céramique. Après six mois, les trabécules ont pénétré dans la quasi-totalité du volume des échantillons. Les pores de titane contiennent de nombreux macrophages ayant dans leur cytoplasme de nombreuses particules de céramique. REVENDICATIONS 1 Matériau implantable destiné à être colonisé par un tissu, notamment un tissu osseux, comprenant une structure au moins partiellement poreuse et une céramique biodégradable, caractérisé en ce que ladite céramique est présente dans les pores de ladite structure situés en profondeur dans cette structure, c'est-à-dire éloignés de la surface de ladite structure, tandis que cette céramique est absente des pores de ladite structure situés dans la zone de cette structure proche de ladite surface. 2 Matériau implantable selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite structure est une structure de métal poreux ou d'alliage de métal poreux biocompatible, dont le volume des pores est au minimum égal au triple du volume de métal. 3 Matériau implantable selon la revendication 2, caractérisé en ce que l'alliage de métal poreux biocompatible contient notamment du titane, de 15 l'acier inoxydable, du chrome cobalt ou du tantale. 4 Matériau implantable selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que la céramique est constituée de phosphate sélectionné parmi le groupe des phosphates de calcium amorphe, des phosphates apatitiques faiblement cristallins, des phosphates dicalciques anhydres ou dihydratés, des phosphates tricalciques, des phosphates monocalciques monohydratés, des pyrophosphates, des phosphates octocalciques ou de l'hydroxyapatite. Implant destiné à être colonisé par un tissu, notamment un tissu osseux, caractérisé en ce qu'il est totalement ou partiellement formé par le 25 matériau selon l'une des revendications 1 à 4. 6 Procédé d'obtention du matériau implantable selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes suivantes: - mélange deux poudres, dont une première poudre destinée à former ladite structure poreuse et une deuxième poudre, de céramique; dépôt de ce mélange de poudres dans un moule approprié ; - mise en pression de ce mélange à une pression appropriée, typiquement comprise entre le 2.106 et 4.106 hPa; - démoulage et frittage de ce mélange sous vide ou sous atmosphère contrôlée neutre ou réductrice, afin d'obtenir au moins une pièce ayant ladite structure poreuse dont les pores sont entièrement remplis de céramique; - immersion de cette pièce dans une solution acide ou bien chélatante afin d'éliminer la céramique au niveau des zones de cette pièce situées à proximité de la surface externe de la pièce. 7 Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que ladite première poudre est une poudre de métal ou d'alliage de métaux biocompatibles. 8 Procédé selon la revendication 6 ou la revendication 7, caractérisé en ce que ladite deuxième poudre est une poudre de céramique constituée de phosphate sélectionné parmi le groupe des phosphates de calcium amorphe, des phosphates apatitiques faiblement cristallins, des phosphates dicalciques anhydres ou dihydratés, des phosphates tricalciques, des phosphates monocalciques monohydratés, des pyrophosphates, des phosphates octocalciques ou de l'hydroxyapatite. 9 Procédé selon l'une des revendications 6 à 8, caractérisé en ce que la durée de l'immersion peut aller de quelques minutes à quelques jours, et est de préférence de 12 à 24 heures.