# Caractérisation et modélisation biomécaniques pour la médecine régénérative: Application à la sphère cranio-maxillo-faciale

Adrien Baldit

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Adrien Baldit. Caractérisation et modélisation biomécaniques pour la médecine régénérative: Application à la sphère cranio-maxillo-faciale. Biomécanique [physics.med-ph]. Université de Lorraine, 2023. tel-04273524

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Submitted on 7 Nov 2023

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Discipline : Mécanique des matériaux

École doctorale : Chimie - Mécanique - Matériaux - Physique

# MÉMOIRE

pour obtenir

l'Habilitation à Diriger des Recherches

Présentée et soutenue publiquement par

Adrien BALDIT

## Caractérisation et modélisation biomécaniques pour la médecine régénérative :

## Application à la sphère cranio-maxillo-faciale

Soutenue à Metz le 20 Septembre 2023 devant le jury composé de :

<table><tr><td>M David MITTON</td><td>Directeur de Recherche</td><td>LBMC, Lyon</td><td>Rapporteur</td></tr><tr><td>M Yohan PAYAN</td><td>Directeur de Recherche</td><td>CNRS, TIMC, Grenoble</td><td>Rapporteur</td></tr><tr><td>M Bertrand WATTRISSE</td><td>Professeur</td><td>Université de Montpellier</td><td>Rapporteur</td></tr><tr><td>Mme Nadia BAHLOULI</td><td>Professeure</td><td>Université de Strasbourg</td><td>Examinatrice</td></tr><tr><td>Mme Halima KERDJOUDJ</td><td>Professeure</td><td>Université de Reims<br/>Champagne Ardenne</td><td>Examinatrice</td></tr><tr><td>Mme Anne Sophie BONNET</td><td>Professeure</td><td>Université de Lorraine</td><td>Examinatrice</td></tr><tr><td>M Rachid RAHOUADJ</td><td>Professeur</td><td>Université de Lorraine</td><td>Examinateur</td></tr><tr><td>M Cédric LAURENT</td><td>Professeur</td><td>Université de Lorraine</td><td>Invité</td></tr></table>

Laboratoire d'Études des Microstructures et de Mécanique des Matériaux
Axe Biomécanique et Bioingénierie du système Musculo-Squelettique

LEM3 - UMR CNRS 7239, Université de Lorraine, 7 rue Félix Savart, 57070 Metz, France
<figure><img src="image_2.png" /></figure>
Mes remerciements vont tout d'abord à mon parrain d'habilitation : Rachid Rahouadj pour m'avoir soutenu dans cette étape de ma carrière mais aussi pour tous les projets que nous avons initiés ensemble et qui, entre autres, m'ont permis de présenter ce travail. Je souhaite ensuite remercier David Mitton, Yohan Payan et Bertrand Wattrisse pour le temps qu'ils ont consacré à l'évaluation détaillée de ce manuscrit. Je tiens aussi à les remercier, avec Halima Kerdjoudj, Nadia Bahlouli et Anne-Sophie Bonnet, pour leur évaluation de la soutenance de ce travail et, avec Cédric Laurent, la riche discussion que nous avons eu.

De nombreuses personnes ont joué un rôle de prés ou de loin dans l'élaboration de ce travail aussi bien en enseignement qu'en recherche. En prenant en considération toute la période re-transcrite ici, cela représente de très nombreux moments agréables et il m'est impossible de citer ici toutes les personnes auxquelles je pense en écrivant ces lignes mais l'intention y est. Toute-fois, certaines personnes méritent une attention toute particulière. Par ordre chronologique, je pense alors à mes collègues du LMGC : Pascale Royer, Fabien Cherblanc, Dominique Ambard et Simon Le Floc'h qui m'ont soutenus de loin après que nous ayons fini notre expérience com-mune en 2013. Ensuite, Damien Lacroix avec qui j'ai travaillé en tant que chercheur associé à l'Université de Sheffield et avec qui j'ai grand plaisir à discuter de recherche fondamentale mais aussi de la qualité de vie au sens large. D'autre part, en arrivant à l'ENIM et au LEM3 de l'Université de Lorraine, plusieurs personnalités ont joué un rôle important. Pawel Lipinski et Anne Sophie Bonnet m'ont soutenu et encouragé pour développer mes travaux de recherche à l'échelle nationale et internationale. Avec François Rimbert et Albert Tidu, nous avons eu de belles et enrichissantes discussions pédagogiques en constante progression et je les en remer-cie. Mes remerciements vont aussi à Cédric Laurent, Laurent Weiss, Andréa Cappella, Julien Vincent et Lara Tappert pour les riches discussions et les difficultés que nous avons traversées ensemble. À l'international, j'ai partagé d'excellents moments avec Albert Baars, Rodney do Nascimento, Mahmoud Chizari, Tony Anson, Bin Wang et William Proud. Enfin, je remercie la maison Vagner de Marange-Zondrange pour avoir soutenu nos recherches en acceptant de nous fournir des pièces anatomiques porcines.

La recherche et l'enseignement sont pour moi des travaux d'équipe, je tiens donc à remercier tous les membres de l'axe de biomécanique et bio-ingénierie du système musculo-squelettique du LEM3 et tous les membres du département mécanique, matériaux et énergétique de l'ENIM. Pour la partie enseignement, mes remerciements vont aussi à l'ensemble des étudiant.e.s avec qui j'ai pu échanger en bien ou en mal, cela nous a construit et continuera à guider nos ac-tions à venir. Tout cela ne serait évidemment pas possible sans les services techniques de ces établissements d'enseignement et de recherche. Je les remercie donc viveme nt.

Ce travail a fait l'objet de beaucoup de collaborations en plus des personnes déjà citées, il y a : Cédric Mauprivez, Frédéric Velard, Chrystelle Po, Hervé Kempf, Alexandre Marano, Jes-sica Schiavi, Marie Dubus, Loïc Scomazzon, Charlotte Ledouble, Xavier Godot, Bruno Fardet, Marie Reine Losser, Serge Le Tacon, le service de la PARC du CHR Metz Thionville.

Ce travail n'aurait pu être mené à bien sans ma réalisation propre et pour cela de nom-breuses personnes doivent être remerciées. En premier lieu, mes remerciements vont à ceux sur lesquels j'ai pu compter en toutes circonstances : Lisa et mes parents, merci ! Enfin, je tiens à remercier tous mes ami.e.s et, en particulier, la « joyeuse » équipe de Metz avec une pensée pour nos bons moments du jeudi soir.

Un grand merci à toutes et tous !
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# Table des matières

## Introduction 1

## I Titres et travaux 3

### 1 Curriculum Vitae 5

1.1 Formation 6

1.2 Expériences 6

1.3 Activités d'enseignement 7

1.4 Responsabilités administratives et collectives 16

1.4.1 Responsabilités pédagogiques 16

1.4.2 Responsabilités liées à la recherche 18

1.5 Collaborations 18

1.5.1 Échelle locale 18

1.5.2 Échelle nationale 19

1.5.3 Échelle internationale 19

### 2 Synthèse des activités de recherche et d'encadrement 21

2.1 Activités de recherche 21

2.1.1 Principaux axes de recherche 21

2.1.2 Publications et productions scientifiques 23

2.1.3 Diffusion et rayonnement 24

2.2 Participation aux programmes de recherche 25

2.2.1 Projet de recherche en tant que porteur 26

2.2.2 Projet de recherche en tant que participant 29

2.3 Activités d'encadrement 30

2.4 Publications - Communications 34

2.4.1 Publications dans des journaux internationaux à comité de relecture 34

2.4.2 Publications courtes dans des journaux internationaux à comité de relecture 35

2.4.3 Bases de données et logiciels 36

2.4.4 Actes de conférence et Résumés 37

2.4.5 Livres et chapitres de livre 42

## II Dossier de recherche 43

### 3 Médecine régénérative pour la sphère cranio-maxillo-faciale 45

3.1 La médecine régénérative 45

3.1.1 Les cellules 46

3.1.2 Les substituts 46

3.1.3 Procédés de fabrication 49

3.1.4 Du général à l'individualisé 50
<table><tbody><tr><td>3.2</td><td>La sphère cranio-maxillo-faciale</td><td>50</td></tr><tr><td>3.2.1</td><td>Anatomie de la sphère cranio-maxillo-faciale</td><td>50</td></tr><tr><td>3.2.2</td><td>Le disque de l'articulation temporomandibulaire</td><td>53</td></tr><tr><td>3.2.3</td><td>L'os alvéolaire</td><td>58</td></tr><tr><td>4</td><td>La biomécanique un outil pour la médecine régénérative</td><td>63</td></tr><tr><td>4.1</td><td>L'histoire mécanique du disque de l'articulation temporomandibulaire observée par corrélation d'images</td><td>65</td></tr><tr><td>4.2</td><td>La compression sphérique, un outil permettant de faire des mesures en condition quasi physiologique</td><td>66</td></tr><tr><td>4.3</td><td>La traction, un outil pour caractériser des membranes de gelée de Wharton</td><td>72</td></tr><tr><td>4.4</td><td>Caractérisation de l'endommagement des fascias du scalp par un essai de pelage</td><td>76</td></tr><tr><td>4.5</td><td>Imagerie multimodale pour suivre la cinétique d'hydratation de dispositifs médicaux à base de collagène</td><td>79</td></tr><tr><td>4.6</td><td>Mise en évidence de pathologie ou d'effet secondaire de traitements par flexion 3 points</td><td>84</td></tr><tr><td>5</td><td>Biomécanique d'un matériau modèle pour la compréhension des couplages hydro-chimio-mécaniques dans les matrices mucoïdes</td><td>89</td></tr><tr><td>5.1</td><td>Objectifs et hypothèses de recherche</td><td>90</td></tr><tr><td>5.2</td><td>Positionnement du projet</td><td>91</td></tr><tr><td>5.3</td><td>Méthodologie et gestion du risque</td><td>96</td></tr><tr><td>5.3.1</td><td>Axe de travail 0 : gestion du projet</td><td>97</td></tr><tr><td>5.3.2</td><td>Axe de travail 1 : conception des structures de gelée de Wharton</td><td>98</td></tr><tr><td>5.3.3</td><td>Axe de travail 2 : caractérisation de la gelée de Wharton</td><td>99</td></tr><tr><td>5.3.4</td><td>Axe de travail 3 : modèles numériques de la gelée de Wharton</td><td>100</td></tr><tr><td>5.3.5</td><td>Axe de travail 4 (WP4) : réponse de l'hôte et intégration des tissus (tous les partenaires dirigés par le Dr Chrystelle PO)</td><td>101</td></tr><tr><td>5.4</td><td>Impacts et bénéfices du projet</td><td>103</td></tr><tr><td>5.4.1</td><td>Impact et avantages socio-économiques</td><td>103</td></tr><tr><td>5.4.2</td><td>Impacts éthiques et socioculturels</td><td>105</td></tr><tr><td colspan="2">Conclusion</td><td>107</td></tr><tr><td>A</td><td>Récapitulatif des encadrements de thèse</td><td>111</td></tr><tr><td>B</td><td>Modélisation hyperélastique pour les tissus biologiques mous passifs</td><td>113</td></tr><tr><td>C</td><td>Modèle hydro-chimio-mécanique</td><td>115</td></tr><tr><td>C.1</td><td>Couplage hydro ou poro mécanique</td><td>115</td></tr><tr><td>C.2</td><td>Couplages hydro-chimio-mécaniques</td><td>116</td></tr><tr><td>C.3</td><td>Implémentation numérique</td><td>117</td></tr><tr><td>D</td><td>Analogie thermo-hydraulique</td><td>119</td></tr><tr><td>E</td><td>Évaluations du projet de recherche par l'Agence Nationale de la Recherche</td><td>123</td></tr></tbody></table>
# Glossaire

**3R** Remplacement, Réduction et Raffinement (Replacement, Reduction and Refinement). 103, 107

**ANR** Agence Nationale de la Recherche. 26, 109

**APBG** Association des professeurs de biologie et de géologie. 25

**ATM** Articulation temporomandibulaire. viii, x, 21, 45, 52, 53, 63, 65, 66, 69, 71, 72, 79

**BG** membrane Bio-Gide®. 73, 96, 101, 110

**BIO2MS** Axe de recherche en biomécanique et bioingénierie du système musculo-squelettique du LEM3. 52, 63, 72, 109

**BIO2MSLIB** Librairie de calcul en biomécanique et bioingénierie du système musculo-squelettique développée sur le gitlab de l'Université de Lorraine. 27

**BP** Biphosphonate. 29, 60, 86, 87

**BRONJ** Ostéonécrose de la mâchoire liée à l'usage de biphosphonates (biphosphonate related osteonecrosis of the jaw). 86, 87

**C4Bio** Consortium européen sur la caractérisation biomécanique des tissus biologiques (Community Challenge towards Consensus on Characterization of Biological tissue). 93, 110

**CAD** Conception assistée par ordinateur (computer assisted design). 14

**CAO** Conception assistée par ordinateur. 11

**CHR** Centre Hospitalier Régional. 14, 23, 26, 28

**CHU** Centre Hospitalier Universitaire. 14, 28, 29

**CLHSCT** Commission Locale d'Hygiène, de Sécurité et des Conditions de Travail. 16

**CM** Cours Magistraux. 8, 9, 11, 12, 14-16

**CNU** Conseil National des Universités. 30

**CR** Chargé.e de Recherche. 6

**CT** Tomographie par rayons X. 26, 29, 85-87, 95, 101, 102

**CTB** Centres de traitement de la brûlure. 27

**DGW** Gelée de Wharton décellularisée. 73, 96
**DMP** Plan de gestion des données (Data Management Plan). 100

**EBE** Espace de Biomécanique Expérimentale du LEM3. 18, 21

**ECM** Matrice extra cellulaire (Extra cellular matrix). viii, 47, 49

**ENIM** École Nationale d'Ingénieurs de Metz. 6-8, 16, 17, 23

**FAIR** Mode de gestion des données (Findable, Accessible, Interoperable and Reproducible). 21, 100, 102, 106, 107, 109

**FLI** France Life Imaging. 26

**GAG** Glycosaminoglycanes. 56, 93, 101, 102, 118

**GW** Gelée de Wharton. xiii, 22, 72-75, 92, 93, 96-100, 102-106

**HETD** Heures Équivalentes à des Travaux Dirigés. 7

**IRM** Imagerie par Résonance Magnétique. xiii, 26, 29, 83, 85, 95, 98, 100-103

**LEM3** Laboratoire d'Étude des Microstructures et de Mécanique des Matériaux. 6, 18, 21, 25, 53, 63

**LLLT** Thérapie par laser à basse énergie (Low-Level Laser Therapy). 28

**LUE** Lorraine Université d'Excellence. 16

**M4** Matière, Matériaux, Métallurgie et Mécanique. 16, 18, 21, 109

**MCU** Maître.sse de Conférences des Universités. 6

**OCN** Ostéochimionécrose. 60, 61

**ONM** Ostéonécrose des mâchoires. 29

**ORION** Oser la Recherche durant la formatION. 16, 18

**PBS** Soluté physiologique (Phosphate-buffered saline). 80

**PRF** Fibrine riche en plaquettes (Platelet-Rich Fibrin). 29

**PU** Professeur.e des Universités. 6

**REC** Résistance électrique cutanée. 27

**ROG** Régénération osseuse guidée. 59, 72-74

**SEM** Microscope à balayage électronique (Scanning Electron Microscopy). 95

**SFB** Société Francophone de Brûlologie. 27

**SHG** Microscopie par génération de seconde harmonique (Second Harmonic Generation). 95
**SMAT** Traitement de la surface par grenaillage ultrasonique (Surface Mechanical Attrition Treatment). 30

**TD** Travaux Dirigés. 8, 9, 12, 16

**TP** Travaux Pratiques. 8, 9, 11–16

**TRL** Niveau de maturité technologique (Technology readiness level). 79, 92, 106

**UL** Université de Lorraine. 6, 109, 110

**WP** Axe de travail (work package). 91, 99
Table des figures

<table><tbody><tr><td>1.1</td><td>Évolution des heures d'enseignement depuis la prise de poste de Maître de Conférences</td><td>7</td></tr><tr><td>1.2</td><td>Application mettant en évidence la cinématique graphique du système piston-bielle-manivelle.</td><td>9</td></tr><tr><td>1.3</td><td>Illustration d'un cas d'étude dynamique. a) modélisation réalisée d'un système pendulaire roulant sans glisser sur un chemin horizontal. b) les mesures expérimentales, notamment par analyse d'images, permettent de reproduire de manière numérique les observations expérimentales en petits (SD) et grands (LD) déplacements tout en caractérisant des variables mécaniques telles que le moment d'inertie et le co-efficient de résistance au roulement [de Oliveira Cafiero et al., UNDER REVIEW, Baldit et al., 2023b,a].</td><td>10</td></tr><tr><td>1.4</td><td>Exemple d'un cas d'étude du comportement mécanique d'un tissu biologique mou : la trachée. Basé sur des observations anatomiques, un modèle analytique est mis en place en utilisant des données expérimentales (point sur la courbe de contraintes en fonction de l'élongation) qui permettent aussi de faire des simulations par éléments finis (adapté de [Safshekan et al., 2020, 2016, Sobotta et al., 1982])</td><td>13</td></tr><tr><td>1.5</td><td>Exemple de caractérisation mécanique d'un blanc de dinde par compression sphérique. En utilisant un banc et une méthode développée dans le groupe [Tap-pert et al., 2017], les étudiant.e.s réalisent une série de mesures et interprètent les résultats grâce à un modèle linéaire simple [Johnson, 1985] et une boucle d'optimisation.</td><td>13</td></tr><tr><td>1.6</td><td>Exemple de projet de conception assisté par ordinateur de niveau Master 2 en biomécanique : a) maquette numérique et b) démonstrateur à l'échelle 2 avec sur l'écran le logiciel de pilotage. L'échantillon est mis en place entre les mors (8) et (9) qui permettent de fixer de manière permanente la position et ainsi manipuler l'échantillon sous chargement mécanique. Le dispositif est actionné par un moteur pas à pas (3) et la mesure de force s'effectue par la cellule (5).</td><td>14</td></tr><tr><td>2.1</td><td>Caractérisation hydro-chimio-mécanique de membranes de gelée de Wharton pour une application en médecine régénérative osseuse. Les essais mécaniques mettent en évidence les couplages dans un matériau au comportement non-linéaire et visqueux (adapté de [Scomazzon, 2023, Baldit et al., 2022, 2021e].</td><td>22</td></tr><tr><td>2.2</td><td>Modèle prédictif de l'évolution du volume d'éponge hémostatique utilisée dans le cadre de la chirurgie de l'élévation du sinus [Baldit et al., 2023c, Soar et al., 2023, Soar, 2021].</td><td>23</td></tr><tr><td>2.3</td><td>Synthèse de la production scientifique avec trois étapes significatives de la carrière présentée en pointillés.</td><td>24</td></tr><tr><td>3.1</td><td>a) Plans d'anatomie [Baldit, 2013], b) Description anatomique des os de la sphère cranio-maxillo-faciale en vue coronale [Wong et al., 2016].</td><td>45</td></tr></tbody></table>
3.2 Schéma illustrant le process d'ingénierie tissulaire des cellules souches (en haut) à différents tissus d'organes (en bas) [Singh and Elisseeff, 2010, Turksen, 2019]. Les cellules souches ont la capacité, en plus de proliferer, de se différencier en différents types de cellules (myocytes, adipocytes, chondrocytes, neurones, etc...) avec des caractéristiques spécifiques aux organes ciblés. Ces cellules passent alors en culture 2D ou 3D dans des substituts architecturés ou des microsphères pour produire du tissu, et enfin réparer les organes. Le focus sur la droite au milieu montre l'interaction des cellules avec la matrice extracellulaire (ECM) et tout particulièrement avec les éléments qui la constituent ainsi que les molécules issues du métabolisme cellulaire. 47

3.3 Synthèse des éléments majeurs de l'interaction cellule-substitut. Appliqué à un traitement dentaire, les propriétés structurales du substitut affectent le comportement cellulaire à plusieurs échelles, comme le présente le premier panneau. À l'échelle macroscopique, la forme du substitut doit répondre à l'objectif de comblement et de résistance mécanique. À l'échelle mésoscopique, les cellules doivent pouvoir migrer dans la structure, et au niveau microscopique l'état de la surface sur laquelle les cellules adhèrent doit leur permettre de réagir de la manière souhaitée. Autrement dit, la structure, en plus de réparer le manque de matière, doit promouvoir un comportement cellulaire cohérent avec la zone traitée. Le deuxième panneau met en évidence les propriétés mécaniques du substitut aux différentes échelles. Cela affecte directement les cellules qui sont sensibles à leur environnement cellulaire. Le dernier panneau montre les interactions biochimiques telles que le taux de dégradation du substitut, ses éléments bioactifs et l'interaction avec le métabolisme cellulaire [Latimer et al., 2021]. 48

3.4 Illustrations des principaux types de fabrication additive plutôt orientés vers l'os avec les processus : de stéréolithographie (SLA) ou de fusion (SLS) laser, la déposition de fil fondu par extrusion (FDM) et le jet d'encre (binder jetting). Le deuxième panneau présente des méthodes aussi adaptées aux tissus mous : la bio impression 3D qui permet de déposer en parallèle des cellules tout comme la méthode d'électropinning [Latimer et al., 2021]. 49

3.5 Changement de paradigme de production de substitut. La production traditionnelle de masse, présentée dans le bandeau supérieur, permet de répondre à une majorité de cas. Les progrès de la fabrication additive et des outils numériques, notamment la réalisation de jumeaux numériques à partir d'images médicales, permettent de répondre à des cas particuliers en partant cette fois d'un patient « spécifique » pour produire un substitut individualisé [Latimer et al., 2021]. 51

3.6 Un simulateur de chirurgie cranio-maxillo-faciale développé par Olsson et al. [2013] en photo, à gauche, et le rendu numérique, à droite, au niveau de la mandibule. 52

3.7 Localisation de l'articulation temporo-mandibulaire (ATM) dans le crâne avec les vues sagittale et frontale de l'articulation [Tappert et al., in press]. 52

3.8 (a) Comparaison des morphologies de disques humain et porcin dans le plan transverse (adapté de Kalpakci et al. [2011]); (b) Exemple d'un disque d'articulation temporo-mandibulaire porcin avec les zones anatomiques et les dimensions approximatives. Ces zones ont été définies par rapport aux variations de composition de structure du tissu proche de celles d'un matériau composite. Les flèches sur le disque indiquent l'orientation antéropostérieure des fibres de la région centrale [Tappert, 2020]. 54
3.9 Images montrant une distribution spatiale typique des fibres de collagène dans des disques temporo-mandibulaires : a) humain observées par microscopie à génération de seconde harmonique [Wright et al., 2016] et b) porcin observées par microscopie à lumière polarisée (400×) [Detamore and Athanasiou, 2003b]. Ces deux descriptions mettent en évidence l'orientation antéropostérieure des fibres dans la région centrale et l'alignement circonférentiel dans l'anneau extérieur. (c) Microscopie électronique à balayage d'une coupe sagittale d'un disque de porc [Juran et al., 2015]. Ce cliché montre que la surface supérieure du disque est divisée en plusieurs zones, alors que la surface inférieure possède une distribution de fibres plus uniforme. d) Exemple de champ de déformation, ici dans la direction radiale, obtenu sur un échantillon prélevé par carottage au centre d'un disque porcin [Tappert et al., 2022b]. 55

3.10 Schéma montrant l'interaction du collagène et des agrécanes ainsi que leur organisation. Les monomères protéoglycanes sont constitués d'une protéine sur laquelle sont liés, de manière covalente, des glycosaminoglycanes. Ces monomères sont quant à eux connectés sur l'acide hyaluronique, de manière non-covalente [Gahunia et al., 2020]. 56

3.11 Coupes sagittales d'histologie : (a) HES (collagène en jaune), (b) coloration à la Safranine O (rouge : GAG). Ces images ont été obtenues grâce à la coopération avec le laboratoire BIOS (Biomatériaux et inflammation en site osseux), Université de Reims. 57

3.12 Deux radiographies : a) premières molaires du maxillaire et b) des incisives mandibulaires. c) Schéma de l'anatomie du processus alvéolaire soutenant une dent ainsi que les composants de l'os alvéolaire. Les flèches rouges montrent la partie trabéculaire de l'os alvéolaire, les jaunes la crête alvéolaire et les vertes la limite avec la cavité sinusale du maxillaire (adapté de [Ramalingam et al., 2020]). 58

3.13 Illustration de la régénération du parodonte et des tissus supportant un implant dentaire. La régénération osseuse guidée nécessite un substitut volumique osseux et une barrière membranaire. Quel que soit le cas (pathologie, blessure ou reconstruction) la première étape consiste à protéger la zone des inflammations et infections par une membrane jouant le rôle de barrière. Puis, un substitut osseux permet de combler le manque de matière. Enfin, un traitement pharmaceutique permet à la régénération d'être menée à bien [Larsson et al., 2016]. 59

3.14 Cycle de remodelage osseux. En partant de la phase stable de quiescence à gauche, le renouvellement osseux est illustré en allant vers la droite. Dans un premier temps, les ostéoclastes sont activés, entre autres sous l'effet des contraintes mécaniques locales, pour résorber la zone à renouveler. Puis, les ostéoblastes reconstruisent le tissus osseux pour former la zone ostéoïde qui se minéralise avec à l'intérieur des ostéocytes [Ganghoffer et al., 2016]. 60

3.15 Radiographie et reconstruction 3D de la mandibule d'un patient de 65 ans ayant fait une chute suite à un accident vasculaire cérébral. Fracture parasymphysaire avec déplacement (obtenu par courtoisie du Pr Cédric Mauprivez). 60

3.16 Diagramme du processus d'implantation d'un hydrogel composite biodégradable et injectable à base d'alginate de sodium sur un défaut au niveau de la première molaire du maxillaire de rat (barre échelle 1 cm) [Xu et al., 2020]. 61
3.17 Analyses ex vivo du néo tissu osseux créé en 8 semaines grâce à un modèle animal murin : A) observation optique à l'échelle macroscopique des os pariétaux dans le plan coronal et B,C) coupes coronale et transverse, respectivement, obtenues par tomographie par rayons X mettant en évidence la minéralisation osseuse. Le groupe 1 correspond à une membrane de collagène Bio-Gide® enrichie d'éléments bioactifs (du phosphate dicalcique, du chitosan et de l'acide hyaluronique) et le groupe 2 est le témoin sans ajout [Dubus et al., 2022c]. 62

4.1 A) Mise en place d'un modèle de simulation individualisé utilisant a) l'imagerie médicale (IRM et Scanner par rayons X) et b) une reconstruction 3D faisant apparaître c) les éléments essentiels de l'articulation temporomandibulaire. B) Ce modèle permet alors de quantifier l'état mécanique des tissus de l'articulation au cours de chargements physiologiques, ici les déformations principales maximales [Ortún-Terrazas et al., 2021]. 64

4.2 Mise en évidence des contraintes internes dans le disque de l'articulation temporomandibulaire avec de gauche à droite : le test de carottage révélant des déformations du tissus qui sont, ensuite, quantifiées par corrélation d'image pour pouvoir estimer : le temps de relaxation moyen des contraintes internes, les valeurs de déformation de la structure mais aussi leur localisation [Tappert et al., 2022b]. 65

4.3 a) Banc expérimental de compression non confinée issu de Allen and Athanasou [2006]. b) Courbe de contrainte-déformation de compression non confinée cyclique sur un disque d'articulation temporomanibulaire porcin [Tanaka et al., 2003b]. Un hystérésis apparaît entre les phases de charge et de décharge et, après plusieurs cycles de chargement, un régime permanent s'établit, mettant en évidence le caractère visqueux du matériau. c) Banc expérimental de compression sphérique locale, conçu et fabriqué au LEM3, avec un outil de diamètre 6 mm. d) Localisations latérale, centrale et médiale des essais de compression [Tappert, 2020]. 67

4.4 a) - c) Courbes de contraintes en fonction des déformations ($\sigma^* - \epsilon^*$) pour trois essais représentatifs de compression sphérique sur la zone centrale avec des outils sphériques de différents rayons R. Chacune des courbes expérimentales est reproduite par un modèle hyperélastique de Ogden d'ordre 2 avec quatre paramètres $\mu_1, \alpha_1, \mu_2, \alpha_2$ dont la qualité de la reproduction est donnée par le coefficient de régression $R^2$. La sous-figure d) présente l'ensemble des courbes superposées. Le schéma e) représente la structure d'un disque temporomandibulaire avec un cœur enveloppé d'une couche extérieure ainsi que la profondeur affectée par les trois outils de compression sphérique (vert, rouge et bleu) et donc les couches de tissu mises en jeu par ces essais. Pour une meilleure compréhension, cette représentation ne tient pas compte du champs de contraintes induit par le contact inférieur avec le support de disque [Tappert et al., in press]. 68

4.5 Assemblage d'un modèle numérique 3D de compression sphérique incluant trois éléments avec de haut en bas : l'outil de compression, le disque de l'articulation temporomandibulaire (ATM) et la surface du condyle qui supporte le disque. Cette dernière ainsi que l'outil de compressions sont considérés rigides par rapport au disque de l'ATM. Le tout étant en milieu fortement hydraté, les frottements sont négligés au niveau des contacts [Tappert, 2020]. 69

4.6 Champs de a) déformations dans la direction verticale et b) de contraintes de von Mises dans le plan sagittal pour un déplacement maximum de l'outil de compression dans le disque de l'articulation temporomandibulaire. [Tappert, 2020]. 70
<table>
  <tbody>
    <tr>
      <td>4.7</td>
      <td>a) Superposition des courbes de force en fonction du déplacement expérimentales (×) avec le résultat de la simulation par éléments finis (FE, ●). b) Translation des courbes expérimentales par rapport au déplacement mettant en évidence une reproduction plus réaliste de la simulation par éléments finis [Tappert, 2020].</td>
      <td>70</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.8</td>
      <td>De gauche à droite, cette figure présente les différents aspects visuels d'une membrane de gelée de Wharton (sèche, saturée de fluide et à la rupture en traction). Puis, la réponse mécanique pour des chargements cycliques en pied de courbe suivi par une sollicitation jusqu'à rupture. Deux modèles ont été utilisés et confrontés, l'un basé sur la réponse cyclique et l'autre sur celle à rupture dont des résultats significatifs sont donnés respectivement sur les deux derniers graphes [Baldit et al., 2022].</td>
      <td>72</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.9</td>
      <td>Comparaison des modules d'élasticité de membranes hydratées obtenus par approximation linéaire pour le bandeau du haut et en utilisant les travaux de Dorfmann and Ogden [2004] pour celui du bas lors d'un chargement cyclique d'environ 10% de déformation. Les différents types de membranes sont : Bio-Gide® (BG), une référence ; la gelée de Wharton (GW) et sa version décellularisée (DGW); puis trois compositions avec des agents réticulant différents (DGWci) et des concentrations différentes de réticulation (DGWci.j) : enfin, des membranes faites à base d'hydrogel de DGW avec deux réticulations différentes (DGWHci).</td>
      <td>74</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.10</td>
      <td>Résultats d'une campagne d'essais in vivo sur la capacité de régénération osseuse guidée de membranes réticulées à base d'hydrogel de gelée de Wharton décellularisée. La colonne A) montre des vues durant la chirurgie avec le positionnement des membranes, ainsi que le résultat post mortem après 12 semaines. La colonne B) donne le suivi par scanner à rayons X dans le plan coronal et la C) le résultat à 12 semaines dans une vue transverse. Les trois groupes observés représentent différents traitements : 1) une membrane réticulée, 2) une membrane non réticulée et 3) sans membrane [Scomazzon, 2023].</td>
      <td>75</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.11</td>
      <td>Réponses mécaniques de membranes de gelée de Wharton soumises à environ 2% de déformation en traction dans les états : a) sec et b) hydraté. Une approximation linéaire en rouge a permis d'établir un module d'élasticité E²%. Dans l'état hydraté, les résultats sont comparés aux valeurs trouvées dans l'étude précédente en pointillés larges vert [Baldit et al., 2022] ainsi que le corridor associé en pointillés plus fin. Un extrapolation est faite sur l'état sec grâce au facteur H.</td>
      <td>75</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.12</td>
      <td>Test de pelage du scalp de porc : A) banc expérimental, B) localisations de prélèvement des échantillons, C) vue de côté d'un échantillon significatif et D) vue détaillée du pelage avec un zoom mettant en évidence le caractère fibreux de la rupture des fascias [Vallet et al., UNDER REVIEWa]</td>
      <td>77</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.13</td>
      <td>a) Jumeau numérique du test de pelage du scalp de porc et b) résultats des réponses de force en fonction du déplacement expérimentale et numérique [Vallet et al., UNDER REVIEWa]</td>
      <td>77</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.14</td>
      <td>a) Structure de la peau humaine en trois dimensions (3D) avec les principales couches [Limbert et al., 2019]. b) Couches de la peau avec les différentes profondeurs de brûlure (d'après [Abdel-Sayed et al., 2019]).</td>
      <td>78</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.15</td>
      <td>Procédure de l'élévation sinusale par la technique de l'ouverture latérale : a) comparaison de la cavité sinusale après et avant l'intervention, b) ouverture de la fenêtre osseuse latérale et soulèvement de la membrane sinusale, c,d) insertion du substitut osseux granulaire, e) maturation osseuse et f) mise en place de l'implant dentaire (adapté de [www.3dcelo.com] et [Lye and Tan, 2019]).</td>
      <td>80</td>
    </tr>
  </tbody>
</table>
<table>
  <tbody>
    <tr>
      <td>4.16</td>
      <td>Contrôle de la cavité sinusale après la procédure d'élévation. Une hauteur résiduelle insuffisante de l'os alvéolaire est visible au jour 0 post opération sur les images radiographiques (à gauche) avec en jaune la zone qui doit être minéralisée. Il est possible d'en faire une reconstruction en trois dimension (visible en haut à droite) dans laquelle des éponges hémostatiques commerciales à base de collagène sont insérées pour maintenir le volume. Au bout d'un mois, le plateau sinusal a été relevé (radiographies à gauche) et après deux mois les implants dentaires sont posés (obtenu par courtoisie du Pr Cédric Maupravez).</td>
      <td>81</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.17</td>
      <td>a) Banc optique de suivi du volume des éponges hémostatiques. b) Résultats de l'évolution du volume en fonction du temps d'hydratation pour six éponges Gelita-spon®. c, d et e) Images d'une éponge Gelita-spon® avant hydratation, après 6h et 12h d'hydratation dans un environnement à température contrôlée de 37°C [Soar, 2021].</td>
      <td>82</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.18</td>
      <td>a) Caractérisation des propriétés de contraction des éponges hémostatiques avec la reproduction du comportement numérique de l'éponge Gelita-spon® et b) résultat de la méthode inverse utilisant l'analogie thermo-hydraulique via Abaqus [Soar et al., 2023].</td>
      <td>83</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.19</td>
      <td>a) Une image d'imagerie à résonance magnétique d'un quart de mousse d'Hemocollagène® avec en orange l'air et en vers le contour de la structure de collagène. En dessous, le volume de collagène hydraté en trois dimension est obtenu par une opération booléenne. b) Suivi de l'évolution des volumes d'air (Vol<sub>air</sub> en orange), du contour de l'éponge (Vol<sub>eff</sub> en vert) et du collagène hydraté (Vol<sub>hyd</sub> en bleu) [Baldit et al., 2023c].</td>
      <td>84</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.20</td>
      <td>a) Méthode de caractérisation des propriétés des tissus osseux de souris mutées (Mgp-/-) et normales (Mgp+/-) à différents stades de calcification. Les fémurs de souris ont été soumis à une imagerie combinée de résonance magnétique et de rayons X ainsi qu'à des essais mécaniques de flexion trois points, afin d'identifier les propriétés osseuses à partir d'une approche inverse basée sur des résultats obtenus par éléments finis (FE). b) Comparaison entre les réponses expérimentale et numérique optimisée ainsi que la distribution de modules de Young correspondante [Laurent et al., 2020].</td>
      <td>85</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.21</td>
      <td>a) Images d'une mandibule et d'un hémimandibule de rat avec l'emplacement de la charge, b) hémimandibule à l'intérieur du banc d'essai de flexion, c) un exemple de courbe force/déplacement et d) résultats de rigidité sur la base de données.</td>
      <td>86</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.22</td>
      <td>a) Coupe transversale de l'hémimandibule obtenue au scanner par rayons X, b) segmentation géométrique d'un hémimandibule fracturée avec le trait de fracture entre les zones bleu et verte. L'incisive est représentée en gris et les molaires sont en marron, jaune et rouge. c) simulation par éléments finis reproduisant l'étape initiale expérimentale et d) étape finale avec le champ de déplacement.</td>
      <td>87</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.23</td>
      <td>Analyses statistiques : a) de la réponse mécanique entre les hémimandibules droites et gauches et b) de l'effet de la présence ou non de l'incisive à croissance continue.</td>
      <td>88</td>
    </tr>
    <tr>
      <td>4.24</td>
      <td>Analyse statistique de modules d'élasticités obtenus par nanoindentation sur différentes localisations : saines (healthyBPS) et nécrosées (ocnBPS) avec traitement aux biphosphonates ainsi qu'avec un ajoute de corticoïdes : saines (healthyBPS+Corti) et nécrosées (ocnBPS+Corti). Les échantillons étaient imprégnés en résine pour être stable dans le nanoindenteur et des mesures ont été réalisées sur celle-ci (resin) à la fois comme référence mais aussi pour vérifier que la différence est bien significative.</td>
      <td>88</td>
    </tr>
  </tbody>
</table>
<table><tr><td>C.1 Schéma représentant les échelles microscopique et macroscopique d'un milieu périodique composé d'une phase solide et d'une fluide. Un volume élémentaire représentatif Ω est défini comme la somme d'une partie solide Ω<sub>s</sub> et d'une partie fluide Ω<sub>f</sub> qui sont séparées par l'interface Γ (collaboration avec le Dr Pascale Royer).</td><td>115</td></tr></table>
# Liste des tableaux

<table><tr><td>1.1</td><td>Répartition des heures d'enseignement présentielles depuis la prise de poste de Maître de Conférences</td><td>7</td></tr><tr><td>2.1</td><td>Synthèse des projets de recherche</td><td>25</td></tr><tr><td>2.2</td><td>Synthèse de l'activité d'encadrement</td><td>33</td></tr><tr><td>5.1</td><td>Diagramme de GANTT du projet de recherche en 4 ans avec la répartition des tâches (T) des cinq axes de travail (WP).</td><td>103</td></tr><tr><td>B.1</td><td>Potentiels d'énergie de déformation incompressibles (W = W<sub>dev</sub>) utilisés dans le manuscrit. Le coefficient μ représente le module de cisaillement.</td><td>114</td></tr><tr><td>D.1</td><td>Résumé de l'analogie entre les phénomènes thermique et hydraulique</td><td>121</td></tr></table>
# Introduction

Ce document, composé de deux parties, retranscrit d'une part neuf années d'enseignement dans l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz et, d'autre part, dix années d'évolution dans le monde de la recherche française dont une en Angleterre. La première partie décrit mes titres et travaux de manière détaillée avec un curriculum vitae décrivant mes activités pédagogiques, mes responsabilités ainsi que le travail collaboratif réalisé. Elle est suivie d'une synthèse de mes activités de recherche et d'encadrement scientifique mettant alors en évidence ma participation à la recherche nationale et internationale. C'est aussi dans ce chapitre qu'apparaît la synthèse de mes activités d'encadrement ainsi que la liste de ma production scientifique. Ce bilan permet alors d'ouvrir sur la deuxième partie qui concerne la recherche que j'ai menée sur cette période ainsi qu'à mon projet de recherche pour la poursuite de ma carrière.

Le domaine de la médecine régénérative est en expansion depuis plusieurs décennies et traduit un objectif recherché en médecine depuis de nombreuses années pour obtenir une guérison systématique optimisée [Lagasse et al., 2001]. Dans ce contexte, il est crucial de bien connaître le comportement natif des tissus. Cela représente un axe majeur de la recherche actuelle combinant de nombreuses disciplines pour permettre une meilleure identification des phénomènes observés. Ces derniers traduisent souvent des couplages entre plusieurs physiques et nécessitent des outils de simulation pour être interprétés [Chetoui et al., 2022]. Dans ce vaste domaine, ce manuscrit se limite à en rendre compte grâce au lien entre la biomécanique et la sphere cranio-maxillo-faciale.

La deuxième partie s'articule donc autour de trois chapitres. Le premier est consacré au contexte de la médecine régénérative montrant, tout d'abord, la nécessité de concevoir des substituts résorbables et promouvant la régénération. Pour focaliser le discours, deux tissus biologiques natifs et sains sont alors présentés : le disque de l'articulation temporomandibulaire, mon premier sujet de recherche lors de ma prise de poste de Maître de Conférences, et l'os alvéolaire, objet d'étude avec lequel mes travaux souhaitent faire lien. Le deuxième chapitre traite de la caractérisation de tissus biologiques mettant ainsi en avant les activités de recherche auxquelles j'ai participé et dont la plupart sont encore en activité. Il en ressort deux projets de recherche majeurs qui seront poursuivis :

* la caractérisation des tissus natifs notamment le disque de l'articulation temporomandibulaire;

* l'ingénierie biomécanique pour le biomédical proposant des solutions techniques répondant à des problématiques cliniques comme la caractérisation de la brûlure.

Ces travaux mettent en évidence la complexité d'étude des tissus biologiques, notamment à cause des couplages physico-chimiques et de la bioactivité cellulaire associée. Mon projet de recherche est donc ciblé sur la compréhension des couplages dans les matrices mucoïdes, éléments complexes et précurseurs des tissus biologiques. Cette étude utilise un matériau modèle dérivé de la gelée de Wharton dont les propriétés biochimiques suscitent un grand intérêt en médecine régénérative.
# PREMIÈRE PARTIE:

## TITRES ET TRAVAUX

Cette partie fait une synthèse de mes activités d'en-
seignement et de recherche depuis mes débuts dans le
monde universitaire. Elle est composée de deux chapitres.
Le premier est un curriculum vitae détaillé faisant état
des enseignements réalisés ainsi que des responsabilités
occupées avec, enfin, les collaborations. Le deuxième
chapitre résume mes axes de recherche en décrivant ma
participation à la recherche nationale et internationale,
mes encadrements et ma production scientifique.
<figure><img src="image_4.png" /></figure>
# Chapitre 1

# Curriculum Vitae

## Adrien Baldit

Né le 2 décembre 1987 à Perpignan (Pyrénées Orientales)

Adresse : LEM3/ENIM
Université de Lorraine
1 route d'Ars Laquenexy
BP 65820
57078 Metz Cedex 3
France

Tél : +33 (0)3 72 74 86 53

Mél : adrien.baldit@univ-lorraine.fr

Maître de Conférences à l'Université de Lorraine, depuis le 1er septembre 2014.

Enseignement : École Nationale d'Ingénieurs de Metz (ENIM),

Recherche : Laboratoire d'Étude des Microstructures et de Mécanique des Matériaux (LEM3), UMR CNRS 7239.

ORCID : 0000-0002-1675-5681

IDHal : adrien-baldit
Ce chapitre propose un bilan exhaustif de la formation, des expériences, des activités d'en-
seignement, des responsabilités et des collaborations à la date du 05/07/2023.

## 1.1 Formation

**2014** Qualification aux fonctions de Maître de Conférences N°14260257831, Conseil National des Universités, Section 60 : Mécanique, Génie Mécanique et Génie Civil.

**2010-2013** Doctorat de Mécanique et Génie Civil / Bio-Mécanique à l'Université de Montpellier 2, France.
Réalisé au Laboratoire de Mécanique et Génie Civil (LMCG, UMR CNRS 5508), France.
Titre : « Étude des interactions hydro-chimio-mécaniques dans les tissus biologiques : Application à la nutrition du disque intervertébral. »
Encadré par Fabien Cherblanc (PU), Dominique Ambard (MCU) et Pascale Royer (CR).

**2008-2010** Master de Mécanique et Ingénierie à l'Université de Montpellier 2, France.
Stage de 2ème année réalisé au Laboratoire de Mécanique et Génie Civil (LMCG, UMR CNRS 5508), France.
Titre : « Caractérisation mécanique transverse de la paroi cellulaire du bois par corrélation d'images de microscope à forces atomiques au cours d'un essai de compression. »
Encadré par Olivier Arnould (MCU)
Stage de 1ère année réalisé au Laboratoire de Mécanique et Génie Civil (LMCG, UMR CNRS 5508), France.
Titre : « Etude de panneaux de bois peints du patrimoine. »
Encadré par David Dureissex (PU) et Delphine Julien (MCU)

**2007-2008** Licence de Sciences Physiques et Technologies de l'Ingénieur, Université de Perpignan Via Domitia, France.

**2005-2007** Classes Préparatoires aux Grandes Écoles au Lycée Arago, Perpignan, France.
Spécialités : Physique Chimie et Sciences Industrielles puis Physique et Sciences Industrielles

**2005** Baccalauréat Scientifique, Lycée Bon Secours, Perpignan, France.
Spécialité Sciences Industrielles.

## 1.2 Expériences

**2016-présent** Enseignant-Chercheur, Maître de Conférences, France.
École Nationale d'Ingénieurs de Metz (ENIM)
Laboratoire d'Étude des Microstructures et de Mécanique des Matériaux (LEM3 UMR CNRS 7239)
Université de Lorraine (UL)

**2022** Chercheur invité, Université de sciences appliquées de Brême, Allemagne.

**2015-2016** Chercheur invité, Brunel University of London, Angleterre.

**2014-2016** Enseignant-Chercheur, Maître de Conférences, France.
École Nationale d'Ingénieurs de Metz (ENIM)
Laboratoire de Biomécanique Polymère et Structure (LaBPS EA 4632)
**2013–2014** Chercheur, Research associate, University of Sheffield, Angleterre.
INSIGNEO Institut for *in silico* Medecine

**2013–2014** Vacataire en génie mécanique, University of Sheffield, Angleterre.

**2010–2013** Moniteur en mécanique et génie civil, Université de Montpellier, France.

## 1.3 Activités d'enseignement

Mon activité d'enseignement représente en moyenne 262.1 Heures Équivalentes à des Travaux Dirigés (HETD). Cette valeur élevée, depuis le début de la carrière, est liée au cadre de l'école d'ingénieurs qui propose un enseignement riche en travaux pratiques. Cela nécessite donc beaucoup d'heures que l'effectif permanent ne peut pas assurer dans la limite des heures de service. L'investissement de collègues contractuels tels que des vacataires, des étudiant.e.s en thèse de doctorat, ou des attaché.e.s temporaires d'enseignement et de recherche est alors indispensable. L'évolution de mon service d'enseignement est représentée sur la figure 1.1. Il a présenté une nette augmentation à partir de l'année 2020 en raison du départ à la retraite d'un collègue : le Pr Pawel Lipinski. Cette même année, la Dr Lara Kristin Tappert, co-dirigée par le Pr Lipinski et moi-même, a fini sa thèse de doctorat ainsi que sa mission d'enseignement. Pour soulager le département « Mécanique Matériaux Énergétique », j'ai donc accepté de prendre plus d'heures pour les années académiques 2020-2021 et 2021-2022 mais j'ai demandé à revenir le plus vite possible à un service statutaire comme le présente la figure 1.1 notamment pour l'année 2022-2023.

Mes enseignements sont tous réalisés à l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz (ENIM) de la première (niveau première année de licence) à la dernière année (niveau deuxième année de Master).

<figure><img src="image_5.png" /><figcaption>FIGURE 1.1 : Évolution des heures d'enseignement depuis la prise de poste de Maître de Conférences</figcaption></figure>

<table><caption>TABLE 1.1 : Répartition des heures d'enseignement présentielles depuis la prise de poste de Maître de Conférences</caption><thead><tr><th></th><th>CM</th><th>TD</th><th>TP</th><th>HETD</th></tr></thead><tbody><tr><td>2014-2015</td><td>40.00</td><td>63.00</td><td>120.00</td><td>243.00</td></tr><tr><td>2015-2016</td><td>40.00</td><td>63.00</td><td>120.00</td><td>243.00</td></tr><tr><td>2016-2017</td><td>56.00</td><td>56.00</td><td>104.00</td><td>244.00</td></tr><tr><td>2017-2018</td><td>52.00</td><td>53.50</td><td>107.00</td><td>238.50</td></tr><tr><td>2018-2019</td><td>48.00</td><td>54.00</td><td>116.00</td><td>242.00</td></tr><tr><td>2019-2020</td><td>60.00</td><td>54.00</td><td>122.00</td><td>266.00</td></tr><tr><td>2020-2021</td><td>60.00</td><td>54.00</td><td>170.00</td><td>314.00</td></tr><tr><td>2021-2022</td><td>60.00</td><td>54.00</td><td>172.00</td><td>316.00</td></tr><tr><td>2022-2023</td><td>58.00</td><td>64.00</td><td>116.00</td><td>267.00</td></tr><tr><td>moyenne</td><td>52.67</td><td>57.28</td><td>127.44</td><td>263.72</td></tr></tbody></table>

Les disciplines vont de la physique à la biomécanique, en passant par la mécanique classique (le détail est présenté ci-après). En plus de mes enseignements, je suis impliqué dans le suivi d'étudiant.e.s : en « tutorat » (accompagnement de 12 nouveaux.elles étudiant.e.s à l'ENIM),
en stage (au moins 4 par an) et en projet de recherche (3 projets de Master 1 depuis 2017). J'ai eu l'opportunité de participer à l'élaboration de la maquette du Master 2 de Biomécanique de l'Université de Lorraine dirigé par la Pr Anne Sophie Bonnet ainsi que son renouvellement pour l'année 2024. Cela a impliqué la création de nombreux enseignements dans le domaine de la biomécanique à partir de l'année 2015. Depuis mon recrutement à l'ENIM, je participe chaque année à la sélection d'étudiant.e.s (concours Geipi Polytech) ainsi qu'à des sorties culturelles telles que le Centre Pompidou Metz et le Science Center du Luxembourg.

La nature de mes enseignements a peu changé de 2017 à 2023, ce qui m'a permis de mettre en place des polycopiés robustes pour les cours magistraux (CM), les travaux dirigés (TD) et les travaux pratiques (TP) accessibles sur l'espace de travail numérique (ENT-Arche). Mon investissement pédagogique, durant ces dernières années, m'a conduit à la mise en place efficace de l'approche par compétence, en rendant le plus possible les étudiant.e.s acteur.trice.s de leur formation [Cho et al., 2021, García-Peñalvo et al., 2019].

Dans l'optique d'évaluer au sens large les compétences des étudiant.e.s, l'enseignement par projet est une méthode idéale, mais elle reste encore difficile à mettre en place, notamment à cause de la gestion du temps de travail ainsi que l'implication de l'enseignant.e et des étudiant.e.s. Cette approche se prête bien à la formation de niveau Master où les étudiant.e.s font preuve de suffisamment de maturité. Elle a été mise à l'épreuve lors de la pandémie de Covid 19, qui a forcé la conversion du format présentiel à distanciel [Bangert et al., 2022]. Cet imprévu a permis de mettre à l'épreuve l'ensemble du matériel pédagogique créé les années précédentes. Le résultat a été très satisfaisant et a permis de corriger les manques pour parfaire ces documents ainsi que leurs utilisations.

La plupart des cours présentés ci-après ont été réalisés à l'ENIM. Chaque cours présente le niveau associé, le nombre d'heures par étudiant.e et une description des activités pédagogiques.

## Mécanique des solides indéformables

Les cours de mécanique des solides indéformables constituent une étape incontournable de la formation en mécanique. Ces enseignements sont principalement de niveau Licence.

**2014-présent : Mécanique cinématique** au niveau première année de Licence à l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz.

La répartition horaire par étudiant.e est : 12h de CM, 16h de TD et 24h de TP. J'interviens dans ces trois types d'enseignement. À la suite de rappels de cinématique du point, les étudiant.e.s sont confrontés à des systèmes réels où l'analyse cinématique est indispensable pour caractériser leur loi « entrée-sortie » et devenir un outil pour l'ingénieur en terme de dimensionnement et de conception. Les notions abordées sont : la composition des vitesses, le champ des vecteurs vitesses, le torseur cinématique et ses formes particulières, la cinématique de contact caractérisant le roulement et le glissement pour finir avec la résolution graphique avec le centre instantané de rotation et les particularités des mouvements plans [Baldit et al., 2021c,d]. Au cours des travaux pratiques, une première série de six séances (12 h) a pour but de remémorer aux étudiants leurs connaissances de statique et les outils associés tels que les torseurs et le champ des moments [Baldit et al., 2021b]. Les systèmes utilisés sont tous appliqués à des technologies mécaniques courantes telles que le train épicycloïdal, la scie sauteuse, un système de serrage, une table tournante, des freins de vélos, un ouvre portail et un démultiplicateur d'effort. La seconde série (12h) est appliquée à la cinématique sur des systèmes soient identiques soient sensiblement différents permettant aux étudiant.e.s d'utiliser l'ensemble de leurs connaissances en mécanique sur un même système [Baldit et al., 2021a]. Par série, pour
encourager les étudiant.e.s à être acteur.trice.s de leur formation, quatre séances de 2h sont consacrées à la pratique sans évaluation formelle. L'évaluation est quant à elle réalisée durant la cinquième séance. Enfin, la sixième séance consiste en une série de présentations des compétences acquises par chacun des binômes devant l'ensemble du groupe de Travail Pratique pour avoir un retour d'expérience global grâce à une discussion de groupe.

Ces TP nécessitent des améliorations permanentes et, entre autres, la mise en place ou la pérennisation d'outils permettant d'illustrer les concepts étudiés. Par exemple, une application en ligne illustrant la cinématique graphique sur le système piston-bielle-manivelle a disparue car elle n'était plus maintenue. Il a alors fallu rapidement réaliser une application de substitution comme celle illustrée sur la figure 1.2 ci dessous.

<figure><img src="image_6.png" /><figcaption>FIGURE 1.2 : Application mettant en évidence la cinématique graphique du système piston-bielle-manivelle.</figcaption></figure>

Cette application a été programmée en *Python* et est accessible sur le *gitlab* de l'Université de Lorraine.

**2014-présent : Mécanique dynamique** au niveau troisième année de Licence à l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz.

La répartition horaire par étudiant.e est : 10h de CM, 14h de TD et 12h de TP. J'interviens uniquement en travaux pratiques (TP). Adossées à un cours magistral et des travaux dirigés [Rimbert and Philippon, 2021], ces séances de travaux pratiques s'organisent en trois étapes [Baldit et al., 2021f]. Dans un premier temps, l'objectif est de remémorer aux étudiant.e.s de troisième année de Licence l'analyse de systèmes mécaniques pour appliquer le principe fondamental de la dynamique. Cette étape est réalisée en autonomie avec la possibilité de solliciter l'enseignant.e en cas de difficultés. En parallèle, grâce à l'utilisation d'un logiciel de calcul (*Python*), ils se confrontent à la mise en place d'un compte rendu expérimental formel contenant entre autres une analyse de sensibilité aux outils de mesures. Ce dernier point permet notamment de les inciter à porter un regard critique sur leur méthode de mesure expérimentale et la mise en place d'optimisation. Enfin, l'objectif global est de caractériser des inerties ou des coefficients de frottement sur un système donné en 10h comme l'illustre la figure 1.3. Après cette phase d'approfondissement, les étudiant.e.s fournissent un rapport par binôme à l'ensemble du groupe de travail et défendent leurs résultats de manière publique durant une séance de 2h.
<figure><img src="image_7.png" /><figcaption>FIGURE 1.3 : Illustration d'un cas d'étude dynamique. a) modélisation réalisée d'un système pendulaire roulant sans glisser sur un chemin horizontal. b) les mesures expérimentales, notamment par analyse d'images, permettent de reproduire de manière numérique les observations expérimentales en petits (SD) et grands (LD) déplacements tout en caractérisant des variables mécaniques telles que le moment d'inertie et le coefficient de résistance au roulement [de Oliveira Cafiero et al., UNDER REVIEW, Baldit et al., 2023b,a].</figcaption></figure>

Le but pédagogique est d'évaluer la capacité des étudiant.e.s à fournir un compte rendu d'analyse dynamique d'un système concis et clair utilisant des outils adaptés ainsi que de savoir défendre les résultats obtenus. La totalité de ces enseignements est réalisée en Anglais avec la possibilité de travailler en distanciel. Ce travail a fait l'objet d'une proposition de publication dans le journal « Computer Applications in Engineering Education » avec en parallèle la mise à disposition de deux bases de données. Le tout est actuellement en révision mineure [de Oliveira Cafiero et al., UNDER REVIEW, Baldit et al., 2023b,a].

**2013-2014 : Mécanique statique** au niveau première année de Licence à l'Université de Sheffield.

Je suis intervenu sur 12h de travaux dirigés. Dans le cadre de ces travaux dirigés (tutorials), les étudiant.e.s doivent apprendre à travailler en groupe pour résoudre des problèmes de statique, de cinématique et un début de dynamique. Ils doivent à terme être à la fois relativement autonomes, être capables d'interagir avec une équipe et demander plus d'informations si nécessaire. À la fin du semestre, les étudiant.e.s sont évalués sur leurs compétences individuelles.

**2012-2013 : Modélisation de systèmes** au niveau deuxième année de Licence à l'Université de Montpellier 2 / Polytech' Montpellier.

Je suis intervenu sur 24h de travaux dirigés. Cette série de cinq travaux dirigés consiste dans un premier temps à rappeler les liaisons usuelles en construction mécanique et à conforter les notions de mécanique des solides. Ensuite, plusieurs systèmes mécaniques sont étudiés : une mortaiseuse, un réducteur, une pompe à pistons axiaux et une hélice à pas variable. Les étudiant.e.s doivent alors interpréter des dessins techniques pour en extraire la cinématique du système et en déduire les lois d'entrée/sortie. Progressivement les systèmes et les solutions technologiques associées se complexifient poussant les étudiant.e.s à améliorer leur lecture de dessins techniques. À la fin de ce module, les
étudiant.e.s sont capables d'interpréter un dessin technique avec la prise en compte de nombreuses pièces normalisées et des jeux normalisés associés. L'évaluation finale a été menée de concert avec le responsable du module et le second chargé de travaux dirigés.

**2012-2013 : Génie Mécanique** au niveau deuxième année de Licence à l'Institut Universitaire Technologique de Nîmes.

Je suis intervenu sur 13.5h de travaux pratiques. Ces travaux pratiques ont pour objectif de conforter les notions de mécanique des solides par la caractérisation du mouvement de trois systèmes (un joint de cardant, des roulements et des véhicules). Les étudiant.e.s utilisent alors plusieurs outils tels qu'un logiciel de conception assistée par ordinateur (CAO, SolidWorks), un logiciel d'acquisition d'images, un logiciel d'analyse d'images et divers outils de métrologie. En définissant des graphes des liaisons, les étudiant.e.s prennent conscience de la cinématique des systèmes leur permettant ainsi de mettre en équation les mouvements observés. Ils doivent alors calculer et mesurer des degrés d'hyperstatisme, des accélérations, des vitesses et des déplacements. Enfin, leur attention est portée sur la quantification des erreurs de mesures et donc sur des notions de métrologie pour entretenir leur point de vue critique sur les résultats obtenus. Les comptes rendus de travaux pratiques ont servi à l'évaluation continue du travail de chacun des étudiant.e.s.

## Mécanique des solides déformables

**2018–présent : Éléments finis et simulation numérique** au niveau deuxième année de Master à l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz.

La répartition horaire par étudiant.e est : 40h de CM, et 46h de TP. J'interviens sur 22h de TP intitulés : Éléments finis - Approfondissement. Grâce à cinq séances de travaux pratiques, les étudiant.e.s de niveau Master 2 doivent faire appel à leurs compétences en mécanique pour dimensionner des structures en faisant une analyse par Éléments finis. Des cas d'études faisant varier les géométries, les matériaux et les conditions aux limites sont mis à disposition des étudiant.e.s. Ils doivent, dans un premier temps, proposer un protocole de dimensionnement puis se répartir les tâches pour réaliser une analyse par éléments finis. Les structures étudiées sont, par exemple, un pneumatique, un implant médical ou une cannette alimentaire. Enfin, ils doivent conclure de manière objective sur les résultats obtenus, par exemple en utilisant des outils analytiques se rapprochant le plus possible du cas étudié. La totalité de ces enseignements est réalisée en Anglais.

**2010-2013 : Dimensionnement de structures** au niveau deuxième année de Licence à l'Institut Universitaire Technologique de Nîmes.

Je suis intervenu sur 24h de travaux pratiques. Il s'agit de problèmes de résistance des matériaux avec une initiation à la mécanique des milieux continus. Sept bancs de travaux pratiques étaient à disposition pour caractériser des structures (support de manutention, cadre de vélo, ski, enceinte sous pression, direction d'hélicoptère, plaque trouée en traction) à l'aide de plusieurs jauges de déformations et par mesure de champs de déformation par corrélation d'images. Ainsi, les étudiant.e.s ont pu apprécier de manière concrète les notions présentées en cours et manipuler des outils de mesure couramment utilisés. Les comptes rendus de travaux pratiques ont servi à l'évaluation continue du travail de chacun.e des étudiant.e.s.

**2010-2011 : Modélisation éléments finis** au niveau deuxième année de Licence à l'Institut Universitaire Technologique de Nîmes.

Je suis intervenu sur 12h de travaux pratiques. Dans la continuité du dimensionnement des structures, les étudiant.e.s sont amené.e.s à modéliser les structures étudiées par CAO
(SolidWorks) et à réaliser des calculs éléments finis (Algor) sur ces géométries. Ces travaux pratiques représentent alors une initiation aux éléments finis par l'utilisation de différents types d'éléments et permettent de comparer les résultats de simulation aux measures expérimentales réalisées précédemment tout en confortant les notions de mécanique des milieux continus. Enfin, cette comparaison expérimental/numérique permet de sensibiliser les étudiant.e.s sur la pertinence de leurs résultats et de développer leur regard critique envers les résultats de simulations. Les comptes rendus de travaux pratiques ont servi à l'évaluation continue du travail de chacun des étudiant.e.s.

## Biomécanique

**2015-présent** : Mechanical behaviour of biological tissues au niveau deuxième année de Master à l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz.

La répartition horaire par étudiant.e est : 30h de CM, 22h de TD et 8h de TP. J'interviens sur 16h de CM, 10h de TD et 4h de TP de caractérisation des tissus biologiques mous. 10h de cours magistraux ont pour but de faire un bref rappel mathématique des outils nécessaires à la mécanique des milieux continus car ils sont destinés à des étudiant.e.s de niveau Master 2. Ensuite, le cadre de l'élasticité linéaire est utilisé pour introduire toutes les notions pour, enfin, aborder le comportement non-linéaire des matériaux notamment biologiques ainsi que les couplages multiphysiques. En soutien, 6h de travaux dirigés permettent de mettre en pratique les notions abordées. Ensuite, les étudiant.e.s utilisent ces notions pour interpréter et caractériser la mécanique des tissus osseux (6h de CM et 4h de TD enseignées par ma collègue Dr E. de Brosses) dans le cadre de l'élasticité linéaire. Cette première application biomécanique permet alors d'aborder la micro-mécanique et le remodelage osseux (8h de CM et 8h de TD enseignées par ma collègue la Pr A.S. Bonnet) Enfin, j'interviens à nouveau pour étendre ces connaissances aux tissus biologiques mous avec l'élasticité non-linéaire et les couplages multiphysiques. 6h de cours magistraux permettent d'aborder de manière large la notion de tissus biologiques dits mous, c'est à dire des éléments tels que la peau, les articulations, le système cardio-vasculaire, etc ... Après une brève description anatomique, le cours se focalise sur la réponse mécanique de ces tissus, avec une introduction aux couplages multi-échelles de la cellule aux tissus. Cela permet alors de balayer différentes méthodes expérimentales liées à la caractérisation hydro-chimio-mécanique de ces tissus. Les limitations des méthodes d'interprétations analytiques apparaissent naturellement à cause des couplages et des réponses non linéaires. Ainsi la nécessité d'utiliser des méthodes numériques de type analyse par éléments finis permet de conclure les sessions de cours. En parallèle, les étudiant.e.s mettent en pratique les notions abordées durant 4h de travaux dirigés basés sur leurs connaissances de mécanique des milieux continus. L'objectif est de lier les notions de mécanique des milieux continus aux résultats expérimentaux et aux simulations numériques grâce à des approches analytiques simplifiées en lien avec des problématiques de biomécanique. La figure 1.4 présente un cas type basé sur les travaux de Safshekan et al. [2020, 2016] permettant de combiner les éléments énumérés précédemment. Les étudiant.e.s découvrent l'anatomie de zones considérées, comme des tissus mous, et sont amené.e.s à proposer une simplification géométrique ou de l'état de chargement pour proposer une solution analytique par exemple le cylindre sous pression dans la figure 1.4.d. En parallèle des résultats expérimentaux et de simulations sont analysés pour pouvoir finalement les comparer et mieux comprendre le comportement mécanique des tissus biologiques.

Enfin, dans ce module, deux séances de travaux pratiques permettent aux étudiant.e.s d'observer et interpréter la réponse mécanique de matériaux biologiques. Une première séance de 4h est attribuée aux tissus osseux en utilisant des matériaux substituts tels
<figure><img src="image_8.png" /></figure>

FIGURE 1.4 : Exemple d'un cas d'étude du comportement mécanique d'un tissu biologique mou : la trachée. Basé sur des observations anatomiques, un modèle analytique est mis en place en utilisant des données expérimentales (point sur la courbe de contraintes en fonction de l'élongation) qui permettent aussi de faire des simulations par éléments finis (adapté de [Safshekan et al., 2020, 2016, Sobotta et al., 1982])

que les produits de l'entreprise SawBones [2022]. Dans un second temps, les étudiant.e.s ont la possibilité d'utiliser les outils introduits sur la mécanique des tissus mous durant 4h de travaux pratiques où ils manipulent des tissus musculaires et cartilagineux pour les caractériser de manière simple et efficace [Baldit, 2021]. Pour garantir la gestion du

<figure><img src="image_9.png" /></figure>

FIGURE 1.5 : Exemple de caractérisation mécanique d'un blanc de dinde par compression sphérique. En utilisant un banc et une méthode développée dans le groupe [Tappert et al., 2017], les étudiant.e.s réalisent une série de mesures et interprètent les résultats grâce à un modèle linéaire simple [Johnson, 1985] et une boucle d'optimisation.

risque biologique, une sensibilisation est faite en début de TP. Les pièces anatomiques sont issues de la filière du commerce local, autrement dit il s'agit d'éléments achetés en boucherie. Bien que cela ne soit pas lié à des tissus du médical, ce travail pratique permet aux étudiant.e.s de se questionner sur des matériaux qu'ils ou elles ont l'habitude de manipuler. Par exemple les résultats de compression sphérique présentés sur la figure 1.5 permettent d'aborder des questions telles que : la variation de comportement apparent
en fonction des zones de test, la sensibilité du matériau à l'environnement, la limitation des modèles mono-phasiques linéaires et des techniques expérimentales, la puissance et les limites de l'intelligence artificielle ainsi que la nécessité de combiner expérimentation et modèles numériques sophistiqués pour comprendre les phénomènes observés. En amont dans le même module, la caractérisation des tissus osseux est traitée. Cela permet alors aux étudiant.e.s de pouvoir comparer les différents comportements des tissus biologiques. La totalité de ces enseignements est réalisée en Anglais.

**2015-présent : CAD Project** au niveau deuxième année de Master à l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz.

La répartition horaire par étudiant.e est : 10h de CM, et 28h de TP. J'interviens sur 2h de CM et 12h de TP sur la conception assistée par ordinateur (CAD) de dispositif médicaux après un bref rappel sur l'analyse de documents scientifiques. Les cours magistraux ont pour but de fournir les outils nécessaires à la recherche et à la mise en place de la conception d'un produit biomédical tel qu'une prothèse ou un substitut. La recherche et l'analyse d'articles scientifiques, de normes et de brevets sont les objectifs principaux. Lors de séances principalement de travaux pratiques, les étudiant.e.s sont confronté.e.s à la conception de systèmes biomédicaux. Pour cela, ils/elles doivent faire appel à l'ensemble de leurs compétences d'ingénieur pour pouvoir fournir une conception finale assistée par ordinateur qui réponde à une problématique clinique. À ce jour, les projets ont été très variés avec des applications en odontologie, urologie et ophtalmologie. Les étudiant.e.s traitent l'ensemble de la conception du produit depuis la mise en place d'un cahier des charges pour développer un produit qui satisfasse à la fois la problématique clinique et la compétitivité sur le marché. Cette démarche se fait en partenariat avec des cliniciens (CHU Dijon, CHU Reims et CHR Metz-Thionville) qui interviennent lors de la mise en place du cahier des charges et la validation des produits proposés. Par exemple, les projets peuvent être liés à la conception d'une prothèse biomédicale tel qu'un distracteur mandibulaire ou un outil clinique comme un manipulateur pour prothésiste dentaire ou encore un outil de caractérisation de la brûlure. Le dernier projet consistait à réaliser une machine de traction spécifique pour la caractérisation de la gelée de Wharton pour des biologistes [Baldit et al., 2022]. Le résultat est présenté sur la figure 1.6.

<figure><img src="image_10.png" /><figcaption>FIGURE 1.6 : Exemple de projet de conception assisté par ordinateur de niveau Master 2 en biomécanique : a) maquette numérique et b) démonstrateur à l'échelle 2 avec sur l'écran le logiciel de pilotage. L'échantillon est mis en place entre les mors (8) et (9) qui permettent de fixer de manière permanente la position et ainsi manipuler l'échantillon sous chargement mécanique. Le dispositif est actionné par un moteur pas à pas (3) et la mesure de force s'effectue par la cellule (5).</figcaption></figure>

Les étudiant.e.s ont pu répondre à la problématique dans le temps donné en produisant une maquette numérique (figure 1.6.a), un démonstrateur (figure 1.6.b) et un logiciel de
pilotage de la machine.

La totalité de ces enseignements est réalisée en Anglais.

**2015-présent : Transverse project** au niveau deuxième année de Master à l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz.

La répartition horaire par étudiant.e est : 40h de TP. J'interviens sur 14h de TP. L'objectif de cette séquence pédagogique est de donner aux étudiant.e.s l'opportunité d'appliquer les connaissances développées pendant le semestre à un problème clinique réel plutôt fondamental. Dans ce contexte, les étudiant.e.s doivent gérer le projet pour le mener à bien sous la responsabilité d'un.e chef.fe de projet. Le corps enseignant est là en support avec différentes compétences réparties tout au long de la séquence. Dans ce contexte, j'interviens tout particulièrement sur les parties expérimentales et de simulations numériques. Par exemple, une étude menée sur des tissus osseux affectés ou non par une pathologie a fait l'objet d'un projet. Les étudiant.e.s avaient pour objectif la mise en place d'un jumeau numérique permettant de mieux comprendre l'effet de la pathologie sur la réponse mécanique. Pour cela, il a fallu analyser les images médicales, notamment la densité minérale, obtenir une géométrie 3D par segmentation pour, enfin, réaliser un modèle numérique reproduisant des essais mécaniques expérimentaux. La totalité de ces enseignements est réalisée en Anglais.

**2015-présent : Biomimetics** au niveau deuxième année de Master à l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz.

La répartition horaire par étudiant.e est : 10h de CM et 20h de TP. J'interviens sur 2h de CM. Ce module est une brève introduction au domaine de la biomimétique réalisé par des collaborateurs de l'Université de Brême. À l'aide de divers exemples, l'introduction à la bio-mécanique des fluides donne un aperçu des phénomènes mécaniques des fluides dans la nature qui ont été transférés à des applications techniques. Pour comprendre et appliquer la dynamique des fluides, cette séquence aborde les équations fondamentales de la mécanique des fluides durant les cours magistraux puis une mise en pratique est faite grâce au code open source OpenFOAM. Ce logiciel fonctionnant sous un environnement UNIX n'est pas forcément intuitif pour tou.te.s les étudiant.e.s. J'interviens alors rapidement pour faire une introduction au langage et à la programmation sous UNIX en utilisant Ubuntu. La totalité de ces enseignements est réalisée en Anglais.

**2015-2020 : Basics in cell biology, histology and biomaterial science** au niveau deuxième année de Master à l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz.

La répartition horaire par étudiant.e est : 12h de CM. J'intervenais sur 2h de CM sur la mécanotransduction. Ce cours magistral a pour but de sensibiliser les étudiant.e.s à la complexité du fonctionnement biomécanique d'une cellule. La différentiation, la proliferation et l'évolution d'une cellule sont au centre des discussions pour comprendre l'influence sur les tissus créés ou environnants. En dernière partie, la caractérisation et la modélisation biomécanique d'une structure cellulaire sont abordées. La totalité de ces enseignements est réalisée en Anglais.

**2015-2016 : Biomécanique - Méthode numérique** au niveau deuxième année de Master à l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz.

J'intervenais sur 1h de CM appliqué aux tissus biologiques mous. Il s'agit de la présentation d'une application de méthode numérique appliquée à la biomécanique. En l'occurrence, l'objet du discours est la caractérisation d'un tissus majeur du disque intervertébral, l'annulus fibrosus. La totalité de ces enseignements est réalisée en Anglais.
## Physique

**2014-présent : Physique** au niveau première année de Licence à l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz.

La répartition horaire par étudiant.e est : 14h de CM, 14h de TD et 10h de TP. J'interviens dans les CM et TD. Ce module est réparti à parts égales entre le cours et les travaux dirigés au premier semestre. Les étudiant.e.s revoient, dans un premier temps, les bases de la physique de l'expérimentation à la simulation en passant par la modélisation. Différentes physiques sont abordées telles que la mécanique du point, l'optique et l'électromagnétisme. Elles sont illustrées par des études spécifiques de l'atome d'hydrogène, de la spectroscopie et du comportement de la matière.

## 1.4 Responsabilités administratives et collectives

Dès le début de ma carrière d'enseignant chercheur, j'ai souhaité participer au fonctionnement de mon établissement, sans cumul de mandats, pour pourvoir mener mes autres missions à bien. Ainsi, après avoir fini mon mandat au Conseil de l'ENIM en 2020, j'ai poursuivi mon investissement en étant élu au Conseil de pôle scientifique Matière, Matériaux, Métallurgie et Mécanique (M4) en 2022.

À coté de ces responsabilités de conseil, je suis en charge de plusieurs missions. D'un point de vue administratif, je représente les usagers à la Commission Locale d'Hygiène, de Sécurité et des Conditions de Travail (CLHSCT) de l'ENIM et j'ai présidé deux jurys du Baccalauréat.

À l'interface entre l'enseignement et la recherche, je suis co-responsable (50%) d'un Club Étudiant-Chercheur ORION (Oser la Recherche durant la formatION) de Lorraine Université d'Excellence (LUE). En collaboration avec le Dr Hervé Kempf, Chargé de Recherche INSERM au laboratoire IMOPA, nous avons été sélectionnés pour co-diriger un club pilote depuis 2021.

Fort de deux Doctorant.e.s acti.f.ve.s et plus de 20 membres inscrits à ce jour, ce club, intitulé Matériaux à base métallique pour la santé et le biomédical, nous permet de faire le lien entre l'enseignement et la recherche en attirant dès la deuxième année de Licence des étudiant.e.s motivé.e.s pour découvrir le monde de la recherche.

Pour faire suite à la section précédente, la présentation de mes responsabilités administratives et collectives commence par celles liées à l'enseignement. Dans un deuxième temps, celles liées à la recherche seront présentées.

### 1.4.1 Responsabilités pédagogiques

De manière synthétique, mes responsabilités pédagogiques sont :

**2023-présent** : Membre de la commission ad hoc pour la validation du passeport international à l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz

**2022-présent** Responsable Europe pour le service des relations internationales à l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz

**2018-2019** Président de jury du Baccalauréat pour les jurys 4030 et 4040 des séries ES-MATHS et ES-SSP au Lycée Jean Zay de Jarny

**2018-présent** Représentant des usagers à la Commission Locale d'Hygiène, de Sécurité et des Conditions de Travail (CLHSCT) pour l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz
**2018–présent** Co-responsable des échanges universitaires avec la Pologne pour l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz, en lien avec les Universités de Gdansk, Poznan, Gliwice et Cracovie.

**2018–présent** Responsable des enseignements de physique pour l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz au niveau première année de Licence.

**2017–présent** Responsable des enseignements sur le comportement mécanique des tissus biologiques pour l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz au niveau deuxième année de Master.

**2016–2020** Membre élu du Conseil d'École pour l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz.

**2016** Mise en place de l'accord Erasmus avec Brunel University London pour l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz

**2015–présent** Responsable des enseignements sur le biomimétisme pour l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz au niveau deuxième année de Master.

**2015–présent** Co-responsable du parcours Applied Mechanical Engineering enseigné en Anglais pour l'École Nationale d'Ingénieurs de Metz

Je suis responsable de 3 modules d'enseignement :

* la physique de niveau Licence 1, depuis 2018, avec environ 140 étudiant.e.s et 3 intervenant.e.s ;

* le biomimétisme de niveau Master 2, depuis 2015, avec environ 12 étudiant.e.s et 2 intervenant.e.s ;

* le comportement mécanique des tissus biologiques de niveau Master 2, depuis 2017, avec environ 12 étudiant.e.s et 4 intervenant.e.s.

Depuis 2015, je suis co-responsable du programme << Applied Mechanical Engineering >> avec le Dr Mamadou Coulibaly. L'objet de ce programme, entre la formation et le service des relations internationales de l'ENIM, est de développer et de déployer l'offre de formation en langue anglaise dans l'établissement. Adossée aux cours donnés en langue anglaise, cette démarche nous permet d'accueillir chaque année en moyenne 2 étudiant.e.s internationaux/ales et anglophones. Cet accueil est capital dans la formation de nos étudiant.e.s. Outre l'expérience interculturelle, la réciprocité des échanges est indispensable pour maintenir des relations internationales pérennes.

Cette expérience m'a permis de découvrir le fonctionnement des relations internationales de l'ENIM et de l'Université de Lorraine. Ainsi, en 2022, il m'a été proposé de devenir responsable Europe pour le service des relations internationales. Les tâches associées consistent à apporter une aide au service des relations internationales sur une stratégie globale Erasmus, la mise en place de nouveaux accords (potentiellement en lien avec le programme Applied Mechanical Engineering), une stratégie pour renouer les échanges fragilisés par le Brexit et, enfin, la mise en place de doubles diplômes européens.

En 2023, il m'a alors été demandé se siéger dans la commission ad-hoc pour la validation du passeport international. Cette commission a pour but de valider la reconnaissance des mobilités hors formation et stage des étudiant.e.s de l'ENIM.
1.4.2 Responsabilités liées à la recherche

De manière synthétique, mes responsabilités liées à la recherche sont :

**2023-2027** Membre du comité scientifique de la halle technique en ingénierie dentaire pour la Faculté d'odontologie de Lorraine de l'Université de Lorraine.

**2023-présent** Membre du comité de pilotage science ouverte de l'Université de Lorraine pour le Pôle M4 et le LEM3

**2022-2027** Membre élu du conseil de pôle scientifique M4 (Matière, Matériaux, Métallurgie et Mécanique) pour le LEM3 et l'Université de Lorraine.

**2021-présent** Co-responsable du Club Étudiants Chercheurs ORION sur les matériaux à base métallique pour la santé et le biomédical co-hébergé au LEM3.

**2021-présent** Ambassadeur des données de la recherche de l'Université de Lorraine pour le LEM3.

**2018-présent** Co-responsable de l'Espace de Biomécanique Expérimentale du LEM3

**2016-présent** Critique pour les journaux : *Biomaterials & Biomechanics in Bioengineering*, *Journal of Mechanics in Medicine and Biology*, *Journal of dynamic behavior of materials*, *Biomechanics and Modeling in Mechanobiology*, *Journal of Engineering in Medicine* et *International Journal of Mechanical Engineering Education*.

**2016-2017** Éditeur invité pour le Journal of *Applied Biomedics and Biomechanics* « Application of Current Biomechanics in Orthopaedic Surgery », 2016 (invité par Dr. Mahmoud Chizari)

**2013-2014** Responsable des mesures par microscopie à force atomique pour l'Université de Sheffield, INSIGNEO

**2012-2013** Représentant des doctorants au sein de l'école doctorale I2S (spécialité mécanique et génie civil) à l'Université de Montpellier 2

**2012** Organisation de la réunion annuelle des doctorants de l'école doctorale I2S (Information Structures et Systèmes) à l'Université de Montpellier 2

Sur le volet recherche, je suis co-responsable (50%) de l'espace de biomécanique expérimentale (EBE) du laboratoire LEM3 avec la Dr Émilie de Brosses. Cet espace d'environ 80 m² a été complètement renouvelé en 2018 pour permettre d'étendre l'activité expérimentale de notre groupe de recherche.

1.5 Collaborations

1.5.1 Échelle locale

Après neuf années d'exercice dans la région Grand Est, plusieurs collaborations ont été établies dont cinq apparaissent comme pérennes : BIOS à Reims [Dubus et al., 2022a, Baldit et al., 2022, Sapin-de Brosses et al., 2021, Okley et al., 2020, Tappert et al., 2020], IMOPA [Laurent et al., 2022a,b, 2020] et DCAC à Nancy, le Centre Hospitalier Régional de Metz-Thionville [Mathieu et al., 2023] ainsi que ICUBE à Strasbourg [Baldit et al., 2023c]. Ces collaborations, basées sur des contacts déjà existants ou sur des appels à projets interdisciplinaires, se sont développées au cours des années et permettent de répondre à des projets régionaux.
## 1.5.2 Échelle nationale

Bien que mes principaux collaborateurs de thèse de doctorat aient quitté l'Université de Montpellier, le lien est resté fort avec le LMGC avec lequel j'ai pu continuer à collaborer depuis mon départ en 2013 [Soar et al., 2023; Tappert et al., 2022b,a, Ambard et al., 2016, Le Floch et al., 2015; Baldit et al., 2014c,a,d]. En 2022, des discussions avec le Dr Maxime Vassaux de l'IPR de l'Université de Rennes ont débuté avec l'objectif d'initier une collaboration sur l'effet de l'hydratation sur le collagène [Baldit et al., 2023d].

## 1.5.3 Échelle internationale

En travaillant dans le service des relations internationales, je suis régulièrement amené à intervenir à l'étranger : Brunel University London [Nourani et al., 2019, Alamoud et al., 2017, 2016] (au Royaume Uni et collaboration de recherche avec le Dr M. Chizari), Imperial College London [Schmitt et al., 2020] (au Royaume Uni et collaboration de recherche avec le Pr W. Proud et le Dr D.Sory), University of Zaragoza (en Espagne et collaboration de recherche avec la Pr M.A. Perez Anson et la Dr A. Pérez del Palomar), University of Gdansk (Pologne), AGH Krakow [Gyliene et al., 2020, Gylys et al., 2019, 2018, Gyliene et al., 2016] (en Pologne et collaboration de recherche avec le Dr S. Wronski et le Dr J. Tarasiuk) et la Hochschule Bremen (en Allemagne et collaboration de recherche avec le Pr A. Baars). En janvier 2017, j'ai réalisé un séjour de deux semaines à l'Université de Nanjing en Chine, et plus précisément dans l'antenne ENI-Nanjing de l'ENI-Metz, pour enseigner le programme de mécanique cinématique du solide.
# Chapitre 2

## Synthèse des activités de recherche et d'encadrement

### 2.1 Activités de recherche

Ma carrière de chercheur a toujours été dans la biomécanique en commençant par les tissus végétaux [Dureisseix et al., 2011, Baldit et al., 2009], jusqu'à mon Master 2, pour se poursuivre dans les tissus animaux, à partir de ma thèse de doctorat. Après 12 ans de recherche, du Master à mon activité de Maître de Conférences, en passant par le doctorat et le post doctorat, mes axes de recherche ont évolués. Cependant avant de les présenter, je me permets d'apporter quelques précisions quant à la mise en place du contexte expérimental lié à mon activité au LEM3. J'ai été recruté pour développer une thématique de recherche sur les tissus biologiques mous, en particulier pour approfondir l'étude de l'articulation temporomandibulaire (ATM) qui sera davantage décrite dans la suite du manuscrit. Cette opportunité a demandé beaucoup d'investissement, d'autant plus que nous n'avons pas de personnel technique associé. Nous essayons depuis de rechercher la masse salariale pour pouvoir combler ce manque mais à ce jour nous n'y sommes pas parvenus. Le financement de l'espace de biomécanique expérimentale (EBE) provient, en plus du soutien du LEM3, des projets de recherche. En ce qui me concerne, les projets sur lesquels je participe contiennent systématiquement un volet d'expérimentations qui permet de développer cet espace. Le projet M4, obtenu au cours de l'année académique 2017-2018 et davantage décrit dans la section 2.2, a notamment permis de lancer le développement de la caractérisation des tissus mous, inexistante jusqu'à ce moment dans le groupe.

D'autre part, étant en charge de mener les expérimentations du groupe, j'ai rejoins les ambassadeurs des données de la recherche de l'Université de Lorraine. Cette responsabilité me permet, d'une part, d'être informé des dernières innovations en terme de gestion des données et, d'autre part, de participer aux discussions pour améliorer les conditions de travail des chercheu.r.se.s tout en assurant la durabilité des données générées. Dans ce contexte, en plus de la responsabilité de l'espace de biomécanique expérimentale, j'ai un rôle de conseil sur la production et la gestion de données FAIR (Findable, Accessible, Interoperable and Reproducible) [Berkowitz and Delacour, 2022]. Sur le plan expérimental, j'ai participé aux développements de nombreux bancs expérimentaux spécifiques pour les tissus biologiques mous mais aussi à la caractérisation de petites pièces osseuses, en collaboration avec le Pr Rachid Rahouadj et le Pr Cédric Laurent. Ces conceptions et les résultats associés sont décrits plus en détail dans la partie II.

#### 2.1.1 Principaux axes de recherche

Mes axes de recherche se sont, ainsi, structurés en trois parties :
## Axe principal de recherche : CARACTÉRISATION HYDRO-CHIMIO-MÉCANIQUE DE TISSUS BIOLOGIQUES

Pour comprendre le comportement des tissus biologiques, sains et pathologiques, et prédire leur évolution, il est capital de les caractériser à l'échelle mésoscopique en prenant en compte les divers couplages qui régissent leur fonctionnement. Cette thématique, initialement focalisée sur les tissus mous (projets MoTiv, DETECT, IMCOLL et POM cf. section 2.2), s'étend à leur minéralisation (projets PEERL, ESCALE et HypOS cf. section 2.2) et donc aux tissus osseux. Par exemple, en collaboration avec le laboratoire BIOS de l'Université de Reims Champagne Ardennes, nous travaillons sur la caractérisation de membranes de gelée de Wharton (GW). Cette dernière est issue de déchets cliniques obstétriques et plus précisément des cordons ombili-caux. Il se trouve que, d'un point de vu biologique, cette gelée présente de nombreux avantages et représente un atout notamment pour la régénération de tissus osseux. Conditionnée sous forme de membranes lyophilisées, potentiels futurs pansements, il est crucial de comprendre son comportement mécanique en le caractérisant. Cette étude a mené, à ce jour, à plusieurs actes de congrès, une première publication en mécanique et une base de données [Baldit et al., 2023d, 2022, 2021e, Scomazzon et al., 2021, Dubus et al., 2020]. La figure 2.1 illustre cet axe de recherche de l'identification de propriétés à l'application en médecine régénérative.

<figure><img src="image_11.png" /><figcaption>FIGURE 2.1 : Caractérisation hydro-chimio-mécanique de membranes de gelée de Wharton pour une application en médecine régénérative osseuse. Les essais mécaniques mettent en évidence les couplages dans un matériau au comportement non-linéaire et visqueux (adapté de [Scomazzon, 2023, Baldit et al., 2022, 2021e]).</figcaption></figure>

Les paramètres caractérisés dans cette étude sont indispensables pour pouvoir prédire le comportement de ces membranes lors de leur manipulation et de leur implantation. Cette démarche ouvre donc sur mon deuxième axe de recherche.
## Axes secondaires de recherche : MODÉLISATION PRÉDICTIVE DE L'ÉVOLUTION DES TISSUS BIOLOGIQUES

En ayant caractérisé le comportement multiphysique dans les tissus et de ce fait le renouvellement de l'environnement cellulaire, il est alors possible de prédire le comportement des cellules régi par la mécanotransduction. Ce travail s'appuie sur le développement d'outils numériques tels que des lois de comportement de croissance tissulaire et des couplages fluide-structure avec diffusion de composés chimiques (projets MoTiV, HypOs, BIO2MSLIB et IMCOLL, cf. section 2.2).

Par exemple, en collaboration toujours avec le laboratoire BIOS mais aussi le laboratoire LMGC de l'Université de Montpellier, nous travaillons sur l'évolution du comportement d'éponges hémostatiques pour le comblement osseux, en particulier l'élévation du sinus. Après avoir caractérisé le comportement de ces éponges dans différentes conditions (sèche et hydratée) [Okley et al., 2020], nous avons pu travailler sur un modèle numérique permettant de prédire leur comportement une fois implantée dans la cavité du sinus comme le présente la figure 2.2.

<figure><img src="image_12.png" /><figcaption>FIGURE 2.2 : Modèle prédictif de l'évolution du volume d'éponge hémostatique utilisée dans le cadre de la chirurgie de l'élévation du sinus [Baldit et al., 2023c, Soar et al., 2023, Soar, 2021].</figcaption></figure>

Cet axe et le précédent sont plutôt orientés sur de la recherche fondamentale. Celle-ci est indispensable pour pouvoir nourrir la recherche appliquée à laquelle je contribue aussi sur le troisième axe de ma recherche.

## Contributions : DÉVELOPPEMENT DE DISPOSITIFS MÉDICAUX

La collaboration grandissante avec le CHR Metz Thionville, via le projet DETECT (cf. section 2.2), m'a amené à travailler sur le développement de dispositifs médicaux basés sur les recherches des deux axes énoncés précédemment [Mathieu et al., 2023]. D'autre part, au travers de suivi de stages de la formation de l'ENIM, j'ai l'opportunité de superviser de nombreux étudiant.e.s envoyé.e.s à l'Université de Brunel à Londres [Nourani et al., 2019, Alamoud et al., 2017, 2016]. Les travaux menés lors de ces expériences en recherche ont nécessité un investissement conséquent. Il a abouti à une production scientifique dans le domaine de l'ingénierie médicale.

## 2.1.2 Publications et productions scientifiques

Ma production scientifique est résumée sur la figure 2.3 depuis mes premiers travaux de recherche en 2009 durant mon stage de première année de Master sous la direction de Pr David Dureisseix et Dr Delphine Jullien. Cette synthèse met bien en évidence les deux phases de développement scientifique avec les travaux à l'Université de Montpellier de 2009 à 2014 puis
<figure><img src="image_13.png" /><figcaption>FIGURE 2.3 : Synthèse de la production scientifique avec trois étapes significatives de la carrière présentée en pointillés.</figcaption></figure>

l'établissement du projet de recherche à l'Université de Lorraine. À ce jour, ma production scientifique en terme d'articles se résume à 28 publications dans des revues internationales à comité de relecture dont 13 courtes. À cette date, cinq sont en cours de révision (4 articles et 1 chapitre de livre). D'autre part, investi dans la durabilité des données de la recherche, trois bases de données et une librairie de calcul ont été produites durant cette période. J'ai aussi participé à plusieurs conférences avec 62 actes (44 internationaux et 18 nationaux) mettant en évidence les derniers développements expérimentaux qui prennent davantage de temps à être publiés dans des articles. Cet investissement, à l'échelle nationale et internationale, est aussi retranscrit par la participation à 1 livre et 4 chapitres de livres. À ce jour, 1 chapitre supplémentaire a été accepté et est en cours de publication. Enfin, la liste complète de ma production sur cette période est présentée dans la section 2.4.

## 2.1.3 Diffusion et rayonnement

J'ai participé au comité d'organisation de trois manifestations scientifiques :

**2020** Congrès de la Société de Biomécanique University of Lorraine/LEM3 - Metz

**2018** EUROMECH Bone remodeling : multiscale mechanical models and multiphysical aspects University of Lorraine/LEM3 - Nancy

**2012** Organisation de la réunion annuelle des doctorants de l'école doctorale I2S (Information Structures et Systèmes) Université de Montpellier 2

J'ai participé à des comités de suivi et un jury de thèse de doctorat :
**2023** Examinateur pour le jury de thèse de doctorat de Loïc SCOMAZZON pour l'Université de Reims Champagne Ardenne, sous la direction de la Pr Halima Kedjoudj et de la Dr Fany Reffuveille.

**2022-2024** Comités de Suivi de thèse de doctorat de Djamy KOUMBA MENDOUE pour l'Université de Lorraine, sous la direction du Dr Rodrigue Matadi Boumbimba et du Dr Abdelkibir Benelfellah.

**2019** Comité de Suivi de thèse de doctorat de Zeineb HADIJI pour l'Université de Lorraine, sous la direction du Pr Pawel Lipinski, de la Dr Cynthia Dreistadt et du Pr Samir Hamza.

**2018** Comité de Suivi de thèse de doctorat de Xing LIU pour l'Université de Lorraine, sous la direction de la Pr Natalia De Isla, du Pr Xiong Wang et du Pr Cédric Laurent.

Depuis le début de ma carrière, je suis sollicité pour évaluer des propositions d'articles soumis aux journaux : *Biomaterials & Biomechanics in Bioengineering*, *Biomechanics and Modeling in Mechanobiology*, *Journal of Mechanics in Medicine and Biology*, *Journal of Engineering in Medicine*, *Physical Biology*, *Journal of dynamic behavior of materials* et *International Journal of Mechanical Engineering Education*.

Entre 2016 et 2017, j'ai eu l'opportunité d'être éditeur invité pour le *Journal of Applied Biomedics and Biomechanics*, en collaboration avec le Dr. Mahmoud Chizari de l'Université de Brunel.

En terme de vulgarisation, je participe chaque année à la fête de la science du laboratoire LEM3 pour présenter l'espace de biomécanique expérimentale ainsi que les développements actuels de l'équipe. En 2018, j'ai pu inviter les membres de l'APBG (association des professeurs de biologie et de géologie) de l'académie Nancy-Metz pour présenter nos travaux de recherche. À la suite de cet échange, un partenariat s'est instauré avec des présentations régulières, la dernière a eu lieu en février 2022.

Enfin, je suis membre depuis 2016 de l'Association Française de Mécanique, du GDR MÉCABIO Santé et de la Société de Biomécanique.

## 2.2 Participation aux programmes de recherche

À ce jour, je suis impliqué dans 10 projets de recherche dont la représentation synthétique est donnée dans le tableau ci-dessous :

<figure><img src="image_14.png" /></figure>
<caption>TABLE 2.1 : Synthèse des projets de recherche</caption>

J'ai été et suis porteur ou co-porteur de 6 projets sur les 10 pour un montant approximatif de 258k€. Les projets BIO2MSLIB (co-porteur), ESCALE (participant) et Projet PM4 (porteur) sont internes à l'Université de Lorraine. Le projet MoTiV (participant) est un projet CNRS porté par l'Université de Montpellier. Les projets HypOs (participant) et IMCOLL (co-porteur) sont soutenus par l'ANR (Agence Nationale de la Recherche). Le projet DAAD (porteur) est financé par le gouvernement allemand. Les projets PEERL (porteur) et POM (participant) sont financés par la fondation des Gueules Cassées. Enfin, le projet DETECT (co-porteur) est financé par le CHR Metz Thionville et Lorraine Université d'Excellence.

## 2.2.1 Projet de recherche en tant que porteur

Le titre des sous sections ci-dessous contient le nom du projet ainsi qu'entre parenthèses mon positionnement dans le projet, l'organisme payeur, la période et le budget.

### IMCOLL (Co-porteur, Université de Lorraine et Université de Strasbourg, ANR-11-INBS-0006, 2022-2023, 20k€)

Ce projet est soutenu par France Life Imaging (FLI) et l'ANR. Il est issue d'une collaboration entre les laboratoires ICube et LEM3. Une étude a été initiée, lors du premier semestre 2021, sur la caractérisation du comportement biomécanique de substituts collagéniques de type membrane (structure à deux dimensions, 2D) et mousse (structure à trois dimensions, 3D). Les utilisations de ces dispositifs médicaux sont diverses avec respectivement la réalisation de pansements bioactifs ou de mousses pour le comblement osseux, par exemple. Les modèles mathématiques permettant la prédiction de leurs réponses sous chargements mécaniques sont complexes et nécessitent une grande quantité d'informations pour trouver le jeu de paramètres les décrivant le mieux. Parmi les données requises, les géométries externe et interne de ces structures sont des indicateurs précieux [Okley et al., 2020]. Ainsi, la combinaison de plusieurs modes d'imagerie est une solution idéale pour compléter les démarches initiées. Pour illustrer les objectifs de ce projet, nous avons choisi de décrire la problématique 3D liée au comblement osseux. En effet, le cas 2D des membranes est une simplification du 3D. L'application clinique d'intérêt est l'élévation sinusale qui est une procédure nécessaire avant le placement d'implants dentaires en cas de hauteur d'os alvéolaire résiduel insuffisante. Cette procédure est réalisée afin d'augmenter l'épaisseur de l'os, assurant ainsi la stabilité des implants. En raison du risque de complications infectieuses dues aux perforations récurrentes de la membrane sinusienne et à la pénétration du greffon osseux granuleux dans la cavité antrale [Testori et al., 2019], les éponges hémostatiques ont été récemment utilisées comme mainteneurs d'espace [Sohn et al., 2010]. L'originalité de ce projet est la mise en place d'un outil prédictif pré-opératoire permettant d'anticiper la quantité, le positionnement et le type de matériau. À ce jour, nous avons une riche base de données sur le comportement mécanique et l'évolution de la géométrie externe de ces mousses 3D [Sohn et al., 2010, Soar, 2021]. L'analyse d'imagerie multimodale a alors été initiée grâce au micro tomographe (μCT) du LEM3 (EasyTom nano RX Solution) et à l'imagerie par résonance magnétique (IRM) du laboratoire ICube. Malgré l'avantage notoire d'accéder à la géométrie interne que fournissent ces modes d'imageries, ils présentent aussi de nombreuses limitations. Ce projet a pour but de trouver des alternatives, notamment sur les modes et le séquencement d'utilisation de l'imagerie, pour pouvoir répondre à la problématique d'où le titre Imagerie Multimodale de structures COLLagénique : membrane et mousse (IMCOLL).
## BIO2MSLIB (Porteur, Université de Lorraine, 2020-2021, 9.98k€)

Le domaine de la biomécanique et de la bioingénierie est par définition multidisciplinaire. Il est donc fréquent d'utiliser des outils propres à différentes disciplines par des moyens de couplage souvent informatiques. Ce travail de mise en commun et de traitement de données représente souvent une contrainte peu liée à la problématique initiale mais nécessite inévitablement un développement. Par manque de mise en commun dans le domaine, les chercheurs développent souvent leurs propres outils à chaque confrontation avec un tel couplage de manière sous optimale et parfois redondante avec la bibliographie. L'objet de la librairie BIO2MSLIB est de répondre à ce manque, dans un formalisme permettant de capitaliser chaque développement. En mettant à disposition l'outil de manière libre et facilement accessible, cela permet de minimiser le temps de développement de couplages qui représentent en général des tâches annexes éloignées de la priorité scientifique. Cet outil est développé et validé à partir des premiers développements réalisés et grâce aux bases de données de l'axe « biomécanique et bioingénierie du système musculo-squelettique » du LEM3. Il s'inscrit donc parfaitement dans les thématiques du LEM3 ainsi que dans l'approche durable de la production de la recherche. Mise à part la recherche du LEM3, les applications sont multiples par la pluridisciplinarité même de l'objet (biologie, médecine, mécanique, ...) qui est étendu à la pédagogie notamment par la formation de Master 2 en Biomécanique de l'Université de Lorraine.

## DETECT (Co-porteur, CHR Metz Thionville, 2020-2025, 49.40k€+120k€)

Les brûlures peuvent entraîner des séquelles physiques et psychologiques importantes. Leur prise en charge nécessite des moyens particulièrement coûteux. L'appréciation de la profondeur de la brûlure est importante tant pour le pronostic vital que fonctionnel. Elle conditionne la bonne orientation d'un patient vers un centre hospitalier local ou vers l'un des 20 centres de traitement de la brûlure (CTB). Près de 10 000 patient.e.s ont été hospitalisé.e.s pour prise en charge d'une brûlure en France chaque année (SFB 2008), dont 40% environ dans un CTB. Cependant, l'évaluation de la profondeur de la brûlure repose sur des critères cliniques et n'est pas toujours évidente pour des personnels non-experts. Le développement d'un outil de diagnostic objectif du degré de brûlure serait donc d'une grande aide aux services d'urgences pour correctement orienter les patients.

Les propriétés électriques de la peau saine sont bien établies. La mesure de la résistance électrique cutanée (REC) nécessite l'application de deux électrodes auxquelles est imposé un courant électrique. Une étude a montré in vitro que la REC d'une peau brulée pouvait être diminuée d'un facteur 100 à 1000 par rapport à une peau saine. Une étude menée in vivo établit également des résultats superposables sur les peaux lésées. L'importance de la REC est principalement liée à la présence du stratum corneum et de façon moindre à son taux d'hydratation, à ses concentrations en ions et aux propriétés conductrices de la bicouche lipidique de la membrane cellulaire et des protéines de surface. Une brûlure au-delà du premier degré devrait donc entraîner une diminution de la résistance électrique cutanée. Nous avons réalisé une étude ex vivo (non publiée) qui tend à confirmer cette supposition.

Nous faisons l'hypothèse que les variations des propriétés électriques de la peau sont liées à la destruction puis à la restructuration d'un épiderme lors du processus de cicatrisation. Nous espérons par une mesure précise de la REC pouvoir établir un pronostic précoce des capacités de cicatrisation des plaies sur des patient.e.s brûlé.e.s.

## DAAD research stay (Porteur, DAAD, 2020, 2k€)

Suite à de nombreuses collaborations pédagogiques avec la Hochschule Bremen, j'ai fait la demande d'un séjour académique de recherche à Brême. Intitulé « Biomimetism, Biophysics
and Biomechanics from the cell to the organ : measurements and simulations », l'objet de ce projet est triple : 1) développer une approche biomimétique pour les tissus biologiques au sein de la Hochschule Bremen (avec le Pr Albert Baars) ; 2) optimiser le développement de substituts de tissus biologiques mous en collaboration avec l'Institute of Biophysic de l'Université de Brême (avec la Pr Dorothea Brüggermann) ; 3) améliorer les méthodes de mesures expérimentales ainsi que leurs qualités au sein de l'institut BIMAQ spécialisé en métrologie, automatisme et qualité de l'Université de Brême (avec le Pr Andreas Fischer).

## PEERL (Porteur, Fondation des Gueules Cassées, 2019-2022, 24.15k€)

Le traitement d'une fracture, qu'il soit chirurgical ou non, est d'assurer dans les meilleurs délais une solidité osseuse permettant de résister aux contraintes mécaniques liées à la fonction (locomotion, préhension, manducation, ...). Parmi les éléments influençant la réparation d'une fracture, deux éléments sont déterminants : l'apport vasculaire au site lésionnel et la stabilitation de la fracture. Si la stabilité peut être obtenue par une ostéosynthèse chirurgicale ou par traitement conservateur (orthopédie), toute atteinte de la microvascularisation augmente considérablement le délai de cicatrisation et de consolidation osseuse. C'est pourquoi, le traitement des fractures maxillo-faciales survenant chez les adultes jeunes en bonne santé où le potentiel de guérison est optimal, donne d'excellents résultats. Néanmoins, de nombreux facteurs de risque tant biologiques (sujet âgé, comorbidités, médicaments, os pathologique, ...) que mécaniques (micro-architecture osseuse, degré de perte osseuse, ...) peuvent compromettre la guérison d'une fracture. Aussi des techniques innovantes visant à améliorer la cicatrisation et/ou la consolidation osseuse de fractures dite « pathologiques » survenant sur des patient.e.s fragilisé.e.s ou sur un os pathologique auraient de grands avantages en termes de santé publique. Le projet PEERL propose d'utiliser la thérapie par laser à basse énergie (Low-Level Laser Therapy ; LLLT) comme thérapie adjuvante aux traitements conventionnels des fractures maxillo-faciales pathologiques. Des travaux récents suggèrent que la LLLT permettrait d'accélérer le processus de cicatrisation osseuse consécutive à une augmentation significative de l'expression de nombreux gènes angiogéniques et ostéogéniques. En revanche, il y a peu de données concernant les effets du LLLT sur les propriétés biomécaniques d'un site de lésion post-fracture au niveau du squelette cranio-maxillo-facial. Les objectifs de ce projet seront d'étudier l'effet du LLLT sur la cicatrisation et la consolidation osseuse post-fracture.

Ce projet est le fruit de collaboration avec le CHU de Reims, le CHR de Metz Thionville et l'Université de Reims. Il tend à faire le lien entre les travaux développés sur les tissus mous et leur impact sur l'os.

## Projet structurant du Pôle M4 (Porteur, Université de Lorraine, 2017, 16.86k€)

Dans le cadre du développement de l'équipe Biomécanique Polymère et Structure (BPS) du Laboratoire d'Étude des Microstructures et de Mécanique des Matériaux (LEM3), un besoin de soutien sur la nouvelle thématique de caractérisation des tissus biologiques mous, se fait ressenti. Il participe à l'amélioration de la caractérisation et de la simulation musculo-squelettique de la face menées par l'équipe. La spécificité de l'investissement est un banc de mesures de traction et de compression à faible charge de 100 Newtons et 500 mm de course avec une enceinte thermo-chimio-régulée permettant de caractériser des couplages hydro-chimio-mécaniques. Cet investissement est complémentaire aux moyens d'essais mécaniques existant au LEM3. Ce projet est l'amorce d'une suite d'actions plus larges liées au développement des moyens de caractérisation de matériaux dit mous au sein du LEM3.
## 2.2.2 Projet de recherche en tant que participant

Le titre des sous sections ci-dessous contient le nom du projet ainsi qu'entre parenthèses mon positionnement dans le projet, l'organisme payeur, la période et le budget.

### POM (Participant, CHU Reims/Fondation des Gueules Cassées, 2022-2023, 15k€)

Porté par la Dr Charlotte Ledouble du CHU de Reims, l'objectif de ce projet est de caractériser le gel de PRF (Platelet-Rich Fibrin) chez les patients à risque d'Ostéonécrose des Mâchoires (POM) induite par les biphosphonates. Ce projet combine à la fois des mesures en laboratoires de recherche (BIOS, MEDyC, IMOPA et LEM3) mais aussi une étude clinique pilote. Les biphosphonates (BPs) sont fréquemment prescrits pour traiter certaines pathologies osseuses telles que l'ostéoporose ou les métastases osseuses. L'ostéonécrose des mâchoires (ONM) représente un des effets secondaires majeurs de cette thérapeutique [Marx, 2003], ayant pour conséquence une altération de la qualité de vie des patient.e.s atteint.e.s. L'ONM est caractérisée par une exposition osseuse, persistant depuis plus de huit semaines, dans un contexte de traitement par antirésorptifs osseux [Khan et al., 2016]. Son incidence varie en fonction de l'indication du traitement, elle est inférieure à 1% dans les contextes bénins et peut atteindre 15% dans les contextes oncologiques [Mücke et al., 2016]. L'ONM survient préférentiellement suite à un traumatisme muqueux ou osseux, comme celui engendré lors d'une avulsion dentaire [Saad et al., 2012]. Bien que de nombreux traitements adjuvants soient proposés pour lutter contre cet effet indésirable, il n'existe pas de consensus quant à la prévention et à la prise en charge des ONM. De récentes études ont rapporté que les concentrés plaquettaire, dotés de propriétés régénérateurs, pourraient être bénéfiques à la prise en charge des patient.e.s traité.e.s par BPs [Soydan and Uckan, 2014, Asaka et al., 2017]. Riche en facteurs de croissance et en cytokines, le PRF forme un réseau de fibrine favorable en tout point à la cicatrisation et au remodelage [Dohan et al., 2006]. L'obtention de caillots de fibrine et de membranes de PRF est simple de mise en œuvre et peu coûteuse, permettant ainsi sa démocratisation en Chirurgie Orale et Maxillo-Faciale. La formation et la structure du PRF sont conditionnées par divers paramètres tels que la maîtrise de la technique par l'opérateur et le choix du protocole de centrifugation [Gutierrez et al., 2021, Miron et al., 2019]. Malgré la mise en œuvre de protocoles standardisés, une hétérogénéité morphologique interindividuelle est cliniquement constatée.

Le PRF fait à ce jour partie de l'arsenal thérapeutique du Chirurgien Oral. Doué de propriétés procicatrisantes, il est décrit comme un adjuvant prometteur pour prévenir et traiter les ONM [Soydan and Uckan, 2014, Asaka et al., 2017]. Pourtant, il n'existe aucune étude portant sur la morphologie, la structure et la composition du PRF chez les patient.e.s traité.e.s par BPs. Le projet POM propose de caractériser les caillots de fibrine de PRF issus de patient.e.s traité.e.s par BPs pour des pathologies bénignes et malignes, et de patient.e.s non traité.e.s par BPs. Ce projet est soutenu par la fondation des Gueules Cassées et a obtenu la validation d'un protocole de recherche de catégorie 2 du CHU de Reims.

### ESCALE (Participant, Université de Lorraine, 2019-2020, 14k€)

Porté par le Pr Cédric Laurent, ce projet est adossé d'un point de vu technique au projet PEERL. Les pathologies liées à des défauts de calcification sont nombreuses, et peuvent être étudiées par le biais de modèles murins. Ce projet vise à étudier les mécanismes associés à la mise en place d'une calcification normale ou pathologique en se basant d'une part sur des méthodes d'imagerie combinées µCT et IRM, et d'autre part sur une étude biomécanique expérimentale et numérique afin de caractériser l'effet de cette calcification sur les propriétés matérielles de deux tissus dans un modèle de souris qui développe une calcification normale et pathologique.
## HypOs (Participant, IRT, 2019-2021, 60k€)

La durée de vie des prothèses osseuses est directement liée au comportement des matériaux en surface, qui conditionne la qualité de leur ancrage (ostéointégration) au tissu osseux. Le développement de nouvelles prothèses dites « intelligentes » avec une réponse biologique améliorée est un enjeu majeur de la médecine reconstructrice. Il est aujourd'hui admis que l'ostéointégration d'un matériau inerte (alliage de titane) requiert une fonctionnalité de surface adéquate. Les nano et micro structurations de surface d'implants sont parmi les méthodes les plus prometteuses. Ce projet, porté par le Dr Laurent Weiss, vise à tester l'effet de la fonctionnalisation de la surface d'un alliage de titane biocompatible (Ti-6Al-4V) obtenu soit par laminage (plaque), soit par fabrication additive, sur les réponses biologiques (l'ostéointégration et la limitation des infections bactériennes). Le SMAT (Surface Mechanical Attrition Treatment) est une technique récente de grenaillage ultrasonique qui permet d'obtenir, d'une part, un affinement nanostruc-turé de la microstructure des métaux et d'autre part, des transformations de phases en surface. La réponse biologique étant dépendante de la taille des grains et de la nature des oxydes, sa caractérisation sera corrélée avec les paramètres du procédé. Ainsi, notre objectif principal consistera à évaluer l'effet de la microstructure et de la rugosité sur la réponse biologique. Pour se faire, le comportement des cellules/bactéries sera évalué sur des surfaces brutes, des sur-faces smatées et des surfaces smatées polies. Un objectif secondaire sera de tester la réponse du matériau au SMAT à température cryogénique car les modes de déformation sont souvent différents à très basse température. Enfin, les mesures des paramètres biologiques permettront de créer un modèle tenant compte de tous les aspects physico-chimiques et structurels de sur-face.

## MoTiV (Participant, CNRS, 2018-2020, 130k€)

Porté par la Dr Pascale Royer du LMGC, l'objectif de ce projet de recherche est de développer, valider et utiliser des modèles mathématiques multi-échelles pour les tissus biologiques hu-mains. Il repose sur la prise en compte du caractère multi-phasique des tissus (c'est-à-dire de l'existence d'une phase solide et d'une phase fluide), dans une démarche multi-échelles, basée sur une méthode d'homogénéisation. La démarche comprend les étapes suivantes : I) la modélisation multi-échelles théorique où la description microscopique est basée sur des résultats expérimentaux et/ou des observations par imagerie préalables ; II) la simulation numérique des modèles génériques ; III) la validation expérimentale ; IV) l'utilisation des modèles pour des situations cliniques ou d'ingénierie tissulaire concrètes. Les études de ce projet concernent à la fois les tissus mous, le génie tissulaire appliqué aux cartilages et la modélisation des tumeurs cancéreuses. Les thèmes, tels que les milieux poreux saturés en grandes déformations ou la crois-sance, sont novateurs du point de vue de la modélisation par homogénéisation. Ils devraient conduire à atteindre ou repousser les limites de la méthode.
Dans ce contexte, la collaboration avec le LMGC a pour but de développer des méthodes inno-vantes de caractérisation hydro-chimio-mécanique permettant à la fois de nourrir des modèles et de prédire le comportement des tissus.

## 2.3 Activités d'encadrement

Depuis 2013, j'ai pu encadrer une thèse, un post-doctorat, 16 thèses de Master et un stage de Master 1. Actuellement, je co-encadre deux thèses qui seront soutenues en 2025. Le détail des encadrements est présenté en annexe 10.1 avec les instituts, les co-encadrant.e.s ainsi que mon taux d'encadrement exprimé en pourcentage.

À ce jour et à ma connaissance, cinq des étudiant.e.s de Master, que j'ai co-encadré, ont pour-
suivi leur carrière en recherche : Lara Kristin Tappert (thèse soutenue), Estefania Echeverri (en thèse), Vincent Lemarteleur (en thèse), Alexandre Schmitt (en thèse) et Robin Mathieu (en thèse). D'autre part, Rodney do Nascimento a été qualifié Maître de Conférences en 2018 dans les sections CNU 28 et 33.

Le détail des encadrements est présenté ci-dessous avec les instituts, les co-encadrant.e.s ainsi que mon taux d'encadrement exprimé en pourcentage.

## Thèses : 3

**2022-2025** : Caio de Oliveira Cafiero (Université de Lorraine - LEM3, Pr Anne Sophie Bonnet, 50%)

**2022-2025** : Émilien Schall (Université de Lorraine - DCAC/LEM3, Pr Marie-Reine Losser, 50%)

**2016-2020** : Lara Kristin Tappert (Université de Lorraine - LEM3, Pr Pawel Lipinski, 50%, Soutenu le 16 mars 2020)

## Stage Post doctoral : 1

**2017-2018** : Rodney do Nascimento (Université de Lorraine - LEM3 - São Carlos Institute of Physics - University of São Paulo, Pr Rachid Rahouadj, 50%)

## Stage de Master 2 : 16

**2022-2023** : Coralie Chaumeron (Université de Lorraine - LEM3 / Université de Strasbourg - ICUBE, Dr Chrystelle Po 50%);

**2021-2022** : Paul-Antoine Petazzi (Université de Lorraine - LEM3, Dr Cynthia Dreistadt et Pr Cédric Laurent, 33%); Hugo Cicchirillo (Université de Lorraine - LEM3, Pr Cédric Laurent, 50%);

**2020-2021** : Nathalia Soar (Université de Lorraine - LEM3, Pr Cédric Laurent, 50%); Robin Mathieu (Université de Lorraine - LEM3 - CHR Metz Thionville, Pr Anne Sophie Bonnet et Dr Serge Le-Tacon, 33%); Audrey Schwarzenberger (Université de Lorraine - LEM3, Dr Cédric Laurent, 50%); Lise Neveux (Université de Lorraine - LEM3 - CHR Metz Thionville, Pr Anne Sophie Bonnet et Dr Pierre Etienne Theveniaud, 33%).

**2019-2020** : Samuel Okley (Université de Lorraine - LEM3 - BIOS, Pr Halima Kerdjoudj, 50%); Renaud Riff (Université de Lorraine - LEM3 - CHR Metz Thionville, Pr Anne Sophie Bonnet et Dr Christophe Goetz, 33%).

**2018-2019** : Alexandre Schmitt (Université de Lorraine - LEM3 - Imperial College, Pr William Proud et Dr David Sory, 33%).

**2016-2017** : Vincent Lemarteleur (Université de Lorraine - LEM3, Pr Cédric Laurent, 50%).

**2015-2016** : Lara Kristin Tappert (ENIM - Labps, Pr Pawel Lipinski, 50%); Estefania Echeverri (ENIM - LaBPS - LEMTA, Pr Cédric Laurent, 50%); Arfa Essosnam (ENIM - LaBPS, Pr Pawel Lipinski et Dr Émilie De Brosses, 33%).

**2014-2015** : Emil Walczak (ENIM - LaBPS, Pr Pawel Lipinski, 50%); Tian Ma (ENIM - LaBPS, Dr Émilie De Brosses, 50%).
**2013-2014** : Ding Wang (University of Sheffield - INSIGNEO, Pr Damien Lacroix, 50%)

Stage de Master 1 : 1

**2020-2021** : Simon-Lumière Divassa-Mbari (Université de Lorraine - LEM3 - BIOS, Pr Halima Kerdjoudj, 50%);
<figure><img src="image_15.png" /><figcaption>TABLE 2.2 : Synthèse de l'activité d'encadrement</figcaption></figure>
## 2.4 Publications - Communications

Les publications et communications sont classées en 7 catégories : les articles longs (A), les articles courts (Ac), les bases de données (D), les logiciels (S), les conférences internationales (Ci) et nationales (Cn) ainsi que les livres et chapitres de livre (B). Les items sont numérotés du plus récent au plus ancien. Les premiers éléments entre parenthèses sont en cours de publication et ont une numérotation dissociée de ceux déjà publiés.

### 2.4.1 Publications dans des journaux internationaux à comité de relecture

(A1) L. Scomazzon, C. Ledouble, M. Dubus, J. Braux, C. Guillaume, N. Bouland, **A. Baldit**, F. Boulmedais, V. Gribova, C. Mauprivez, and H. Kerdjoudj. *An increase in Wharton's jelly membrane osteocompatibility by a genipin crosslink. Soumis* in Journal of Drug Delivery Science and Technology

(A2) Y. Vallet, **A. Baldit**, C. Bertholdt, R. Rahouadj, O. Morel and C. Laurent. *Proof of concept for non-invasive characterization of skin-to-bone interaction within porcine scalp*. **Soumis** in Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials.

(A3) C. de Oliveira Cafiero, **A. Baldit**, J. Landier and F. Rimbert. *Combining experiments, theory and computer simulation : Application on dynamics analysis of unbalanced wheels rolling without sliding on horizontal paths*. **En révision** in Computer Applications in Engineering Education.

(A4) Y. Vallet, **A. Baldit**, C. Bertholdt, R. Rahouadj, O. Morel and C. Laurent. *Characterization of the skin-to-bone mechanical interaction on porcine scalp : a combined experimental and computational approach*. **En révision** in Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials.

A1 K. Cheikho, J. Ganghoffer, **A. Baldit**, E. Labbé, S. Alix, H. Kerdjoudj, C. Mauprivez, A. Lebée and C. Laurent. *A flexible design framework to design graded porous bone scaffolds with adjustable anisotropic properties*. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, 140, 105727, 2023.

A2 M. Dubus, L. Scomazzon, C. Ledouble, J. Braux, A. Beljebbar, L. Van Gulick, **A. Baldit**, C. Gorin, H. Alem, N. Bouland, M. Britton, J. Schiavi, T.J. Vaughan, C. Mauprivez and H. Kerdjoudj. *Hybrid Mineral/Organic Material Induces Bone Bridging and Bone Volume Augmentation in rat Calvarial Critical Size Defects*. Cells, 11, 2865, 2022.

A3 L. Tappert, G. Dusfour, **A. Baldit**, S. Le Floc'H and P. Lipinski. *Experimental study of eigenstrains in temporomandibular joint discs using digital image analysis*. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, 134, 2022.

A4 C. Laurent, A. Marano, **A. Baldit**, M. Ferrari, J.-C. Perrin, O. Perroud, A. Bianchi and H. Kempf. *A preliminary study exploring the mechanical properties of normal and Mgp-deficient mouse femurs during early growth*. Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers, Part H : Journal of Engineering in Medicine, 236, 1106-1117, 2022.

A5 M. Dubus, L. Scomazzon, J. Chevrier, A. Montanede, **A. Baldit**, C. Terryn, F. Quilès, C. Thomachot-Schneider, S. Gangloff, N. Bouland, F. Gindraux, H. Rammal, C. Mauprivez, and H. Kerdjoudj. *Decellularization of Wharton's Jelly Increases Its Bioactivity and Antibacterial Properties*. Frontiers in bioengineering and biotechnology, 10, 828424, 2022.
A6 M. Dubus, L. Scomazzon, J. Chevrier, C. Ledouble, **A. Baldit**, J. Braux, F. Gindraux, C. Boulagnon, S. Audonnet, M. Colin, H. Rammal, C. Mauprivez and H. Kerdjoudj. *Anti-bacterial and Immunomodulatory Properties of Acellular Wharton's Jelly Matrix*. Biomedicines, 10(2), 2022.

A7 **A. Baldit**, M. Dubus, J. Sergheraert, H. Kerdjoudj, C. Mauprivez and R. Rahouadj. *Bio-mechanical tensile behavior of human Wharton's jelly*. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, 126, 2022.

A8 X. Liu, **A. Baldit**, E. de Brosses, F. Velard, G. Cauchois, Y. Chen, X. Wang, N. de Isla and C. Laurent. *Characterization of Bone Marrow and Wharton's Jelly Mesenchymal Stromal Cells Response on Multilayer Braided Silk and Silk/PLCL Scaffolds for Ligament Tissue Engineering*. Polymers, 12(9), 2163, 2020.

A9 R.M. do Nascimento, **A. Baldit**, N. Kokanyan, L. K. Tappert, P. Lipinski, A. C. Hernandes and R. Rahouadj. *Mechanical-chemical coupling in Temporomandibular Joint disc*. Materialia, 9, 100549, 2020.

A10 V. Gyliene, G. Gylys, P. Lipinski, S. Wronski, J. Tarasiuk, **A. Baldit**, R. Rahouadj, V. Eidukynas and N. Kraptaviciute. *Characterization of mechanical behaviour of healthy and injured human incus by eigenfrequency evaluation*. Proc IMechE Part H: J Engineering in Medicine, 234:3, 265-272, 2020.

A11 M. Shariatzadeh, **A. Baldit**, CM. Perrault and D. Lacroix. *Effect of Mechanical Loading on Osteogenesis of Human Embryonic Stem Cell-Derived Mesenchymal Progenitors within Collagen Microspheres*. Journal of Biotechnology and Biomedicine, 1,001:020, 2018.

A12 A.H. Alamoud, E. Baillot, C. Belabbas, H.S. Samimi Ardestani, H. Bahai, **A. Baldit** and M. Chizari. *Continuous and Pulsed Experiments with Numerical Simulation to Dissect Pituitary Gland Tumour by Using Liquid Jet*. Engineering Letters, 25(3): 348-353, 2017.

A13 V. Gyliene, N. Kraptaviciute, P. Lipinski, S. Wronski, R. Rahouadj, J. Tarasiuk, **A. Baldit**, G. Gylys and K. Norkaityt. *Vibrational and numerical evaluation of human incus mechanical properties*. MECHANICA, 22(6): 525-529, 2016.

A14 **A. Baldit**, D. Ambard, F. Cherblanc, and P. Royer. *Experimental analysis of the transverse behaviour of annulus fibrosus tissue mechanical*. Biomechanics and Modeling in Mechanobiology, 13(3): 643-652, 2014.

A15 D. Dureisseix, J. Colmars, **A. Baldit**, F. Morestin, and H. Maigre. *Follow-up of a panel restoration procedure through image correlation and finite element modeling*. International Journal of Solids and Structures, 48(6): 1024-1033, 2011.

### 2.4.2 Publications courtes dans des journaux internationaux à co-mité de relecture

Ac1 M. Dubus, L. Scomazzon, **A. Baldit**, A. Beljebbar, H. Rammal, F. Reffuveille, J. Braux, C. Mauprivez and H. Kerdjoudj. *Bone regeneration in rat calvaria defect boosted through a biomimetic coated collagen membrane*. TISSUE ENGINEERING PART A, S503, 2022.

Ac2 L. Scomazzon, M. Dubus, J. Chevrier, J. Varin-Simon, J. Braux, **A. Baldit**, S. Gangloff, C. Mauprivez, F. Reffuveille and H. Kerdjoudj. *Use of crosslinked Wharton's jelly in guided bone regeneration*. Orthopaedic Proceedings, 103, supp 13, 81-81, 2021.
**Ac3** M. Dubus, H. Rammal, L. Scomazzon, **A. Baldit**, J. Braux, C. Mauprivez and H. Kerdjoudj. *In vitro and in vivo response to hybrid functionalized collagen membrane for dental applications*. Orthopaedic Proceedings, 103, supp 13, 13-13, 2021.

**Ac4** C. Laurent, **A. Baldit**, M. Ferrari, J.-C. Perrin, A. Marano, A. Bianchi and H. Kempf. *How do the effective bone properties evolve during normal and pathological calcification?* Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, Taylor & Francis, 23, S166-S168, 2020.

**Ac5** M. Dubus, H. Kerdjoudj, L. Scomazzon, J. Sergheraert, C. Mauprivez, R. Rahouadj and **A. Baldit**. *Mechanical behaviour of a membrane made of human umbilical cord for dental bone regenerative medicine*. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, Taylor & Francis, 23, S88-S90, 2020.

**Ac6** L. K. Tappert, **A. Baldit**, C. Guillaume, F. Velard and P. Lipinski. *Identification of macro-heterogenous mechanical behaviour of temporomandibular joint disc*. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, Taylor & Francis, 23, S291-S293, 2020.

**Ac7** A. Schmitt, D. Sory, L. Tappert, P. Lipinski, W. Proud and **A. Baldit**. *Dynamic characterisation of the temporomandibular joint disc using split Hopkinson pressure bars*. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, Taylor & Francis, 23, S273-S275, 2020.

**Ac8** S. Okley, C. Mauprivez, P. Prada, M. Dubus, F. Velard, R. Rahouadj, H. Kerdjoudj and **A. Baldit**. *Haemostatic sponges as an alternative to granular bone substitute for sinus lifts*. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, Taylor & Francis, 23, S206-S208, 2020.

**Ac9** L. K. Tappert, **A. Baldit**, R. Rahouadj and P. Lipinski. *Local elastic properties characterisation of the temporomandibular joint disc through macro-indentation*. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, 20, Suppl 1 : 201-202, 2017.

**Ac10** **A. Baldit**, D. Ambard, F. Cherblanc and P. Royer. *Annulus Fibrosus microstructure : an explanation to local heterogeneities*. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, 17, Suppl 1 : 38-9, 2014.

**Ac11** B. Lafon, O. Eker, D. Ambard, V. Costalat, M. Sanchez, **A. Baldit** and F. Jourdan. *Experimental measures of human intracranial arteries wall properties*. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, 16, S1 : 310-311, 2013.

**Ac12** **A. Baldit**, D. Ambard, F. Cherblanc, and P. Royer. *Mechanical behaviour of annulus fibrosus tissue : Identification of a poro-hyper-elastic model from experimental measurements*. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, 16, S1 : 280-281, 2013.

**Ac13** **A. Baldit**, D. Ambard, F. Cherblanc, and P. Royer. *Chemo-hydro-mechanical coupling in annulus fibrosus tissue*. Journal of Biomechanics, 45, Supplement 1(0) : S155, 2012.

### 2.4.3 Bases de données et logiciels

(D1) **A. Baldit**, C. de Oliveira Cafiero, J. Landier & F. Rimbert. *Dataset on dynamic analysis of an unbalanced hollow cylinder rolling over a horizontal plane*. doi.org/10.12763/DGSNVP, Université de Lorraine, **En Révision**, 2023.
(D2) **A. Baldit**, C. de Oliveira Cafiero, J. Landier & F. Rimbert. *Dataset on dynamic analysis of a wheel with displaced mass rolling over a horizontal plane*. doi.org/10.12763/RW811W, Université de Lorraine, **En Révision**, 2023.

D1 L. Tappert, G. Dusfour, **A. Baldit**, S. Le Floc'H and P. Lipinski. *Dataset on experimental study of eigenstrains in temporomandibular joint discs using digital image analysis*. doi.org/10.12763/XTMSBC, Université de Lorraine, V1, 2022.

D2 C. Laurent, A. Marano, **A. Baldit**, M. Ferrari, J.C. Perrin, O. Perroud, A. Bianchi and H. Kempf. *Database on bending response and geometry of normal and pathological mouse femurs during early growth*. doi.org/10.12763/JMN8AS, Université de Lorraine, V1, 2022.

D3 **A. Baldit**, M. Dubus, J. Sergheraert, H. Kerdjoudj, C. Mauprivez and R. Rahouadj. *Database on biomechanical tensile behavior of human Wharton's jelly*. doi.org/10.12763/X7CQGU, Université de Lorraine, V1, 2021.

S1 **A. Baldit** and C. Laurent. *Bio2MSLib : Librairie de calcul pour la biomécanique et bioingénierie du système musculo-squelettique*. IDDN.FR.001.260012.001.S.P.2021.000.10600, CNRS/Université de Lorraine, V1, 2021.

### 2.4.4 Actes de conférence et Résumés

#### Internationaux

Ci1 L.K. Tappert, C. de Oliveira Cafiero, **A. Baldit**, A.S. Bonnet and P. Lipinski. *Modeling thin layer hyperelastic soft biological tissues through macro-spherical compression tests*. The 28th Congress of the European Society of Biomechanics, ESB, Netherlands, 2023 (accepted).

Ci2 R. Mathieu, E Schall, **A. Baldit**, A.S. Bonnet, M.R. Losser and S. Le Tacon. *Use of Agar samples to mimic the electromechanical properties of human burn skin*. The 28th Congress of the European Society of Biomechanics, ESB, Netherlands, 2023 (accepted).

Ci3 **A. Baldit**, C. Po, C. Laurent, H. Kerdjoudj, O. Perroud, J. Schiffler, N. Bahlouli and C. Mauprivez. *Characterization of hydration effect on haemostatic sponge structure using multimodal imaging*. The 28th Congress of the European Society of Biomechanics, ESB, Netherlands, 2023 (accepted).

Ci4 **A. Baldit**, M. Vassaux, L. Scomazzon, C. Laurent, C. Mauprivez and H. Kerdjoudj. *Freeze dried Wharthon's jelly mechanical response change with hydration*. The 28th Congress of the European Society of Biomechanics, ESB, Netherlands, 2023 (accepted).

Ci5 Y. Vallet, **A. Baldit**, C. Bertholdt, R. Rahouadj, O. Morel and C. Laurent. *Skin-to-bone interaction : mechanical characterization by peeling tests on pig scalps*. The 28th Congress of the European Society of Biomechanics, ESB, Netherlands, 2023 (accepted).

Ci6 N. Soar, C. de Oliveira Cafiero, C. Laurent, P. Royer, S. Le Floc'h, C. Po, N. Bahlouli, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj and **A. Baldit**. *Biomechanical simulation of haemostatic sponges used for sinus lift procedure*. The 18th International Symposium on Computer Methods in Biomechanics an Biomedical Engineering, CMBBE, France, 2023.

Ci7 Y. Vallet, C. Laurent, **A. Baldit**, C. Bertholdt, R. Rahouadj and O. Morel. *Characterization and computational modelling of skin to bone interaction through peeling test*. The 18th International Symposium on Computer Methods in Biomechanics an Biomedical Engineering, CMBBE, France, 2023.
Ci8 L. Scomazzon, M. Dubus, C. Ledouble, J. Braux, **A. Baldit**, S. Gangloff, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj. *Characterization of genipin crosslinked Wharton' jelly membranes for bone regenerative medicine application*. International workshop on Biomaterial Innovations, Toward Repair of the Human Body # 2, Cergy-Pontoise, France, 2022.

Ci9 M. Dubus, L. Scomazzon, C. Ledouble, **A. Baldit**, C. Laurent, M. Britton, J. Schiavi, T. Vaughan, J. Braux, C. Mauprivez and H. Kerdjoudj. *Increase in bone volume with a hybrid bioinspired coating implanted in a critical-sized defect*. 47ème Congrès de la Société de Biomécanique, Tunisia, 2022.

Ci10 C. Ledouble, L. Scomazzon, C. Laurent, J. Braux, S. Laurence, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj and **A. Baldit**. *Biomechanical investigation of a bisphosphonate-related osteonecrosis of jaw (BRONJ) preclinical model*. 47ème Congrès de la Société de Biomécanique, Tunisia, 2022.

Ci11 M. Dubus, L. Scomazzon, L. Abou Nassif, **A. Baldit**, A. Beljebbar, J. Braux, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj. *In vivo bone regeneration with a bioinspired coated membrane*. Nano in Bio 2022, Guadeloupe, 2022.

Ci12 M. Dubus, L. Scomazzon, J. Chevrier, **A. Baldit**, J. Braux, M. Colin, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj. *Decellularized Wharton's jelly as an antibacterial and immunomodulatory scaffold for tissue engineering*. Nano in Bio 2022, Guadeloupe, 2022.

Ci13 M. Dubus, L. Scomazzon, **A. Baldit**, A. Beljebbar, H. Rammal, F. Reffuveille, J. Braux, C. Mauprivez and H. Kerdjoudj. *Bone regeneration in rat calvaria defect boosted through a biomimetic coated collagen membrane*. TERMIS 6th World Congress, Maastricht, the Netherlands, 2021.

Ci14 L. Scomazzon, M. Dubus, J. Chevrier, J. Varin-Simon, J. Braux, **A. Baldit**, S. Gangloff, C. Mauprivez, F. Reffuveille and H. Kerdjoudj. *Use of crosslinked Wharton's jelly in guided bone regeneration*. The 29th Annual Meeting of the European Orthopaedic Research Society, Rome, Italy, 2021.

Ci15 M. Dubus, H. Rammal, L. Scomazzon, **A. Baldit**, J. Braux, C. Mauprivez and H. Kerdjoudj. *In vitro and in vivo response to hybrid functionalized collagen membrane for dental applications*. The 29th Annual Meeting of the European Orthopaedic Research Society, Rome, Italy, 2021.

Ci16 E. Sapin-de Brosses, **A. Baldit**, O. Tabary, C. Laurent and F. Velard. *Cystic fibrosis affects whole-bone stiffness and strength*. Proceedings of SB2021, St Etienne, France, 2021.

Ci17 C. Laurent, A. Marano, **A. Baldit**, M. Ferrari, O. Perroud, J.-C. Perrin, A. Bianchi and H. Kempf. *Effect of MGP protein on murine bone : a combined morphological and biomechanical investigation*. Proceedings of ESB2021, Porto, Portugal, 2021.

Ci18 M. Dubus, J. Sergheraert, H. Kerdjoudj, C. Mauprivez, R. Rahouadj, **A. Baldit**. *A novel ECM-based scaffold from human umbilical cord for bone regenerative medicine*. Proceedings of WBC2020, virtual, 2020.

Ci19 C. Laurent, **A. Baldit**, M. Ferrari, J.-C. Perrin, A. Marano, A. Bianchi and H. Kempf. *How do the effective bone properties evolve during normal and pathological calcification?* Proceedings of SB2020, Metz, France, 2020.
Ci20 M. Dubus, H. Kerdjoudj, L. Scomazzon, J. Sergheraert, C. Mauprivez, R. Rahouadj and **A. Baldit**. *Mechanical behaviour of a membrane made of human umbilical cord for dental bone regenerative medicine*. Proceedings of SB2020, Metz, France, 2020.

Ci21 L. K. Tappert, **A. Baldit**, C. Guillaume, F. Velard and P. Lipinski. *Identification of macro-heterogenous mechanical behaviour of temporomandibular joint disc*. Proceedings of SB2020, Metz, France, 2020.

Ci22 A. Schmitt, D. Sory, L. Tappert, P. Lipinski, W. Proud and **A. Baldit**. *Dynamic characterisation of the temporomandibular joint disc using split Hopkinson pressure bars*. Proceedings of SB2020, Metz, France, 2020.

Ci23 S. Okley, C. Mauprivez, P. Prada, M. Dubus, F. Velard, R. Rahouadj, H. Kerdjoudj and **A. Baldit**. *Haemostatic sponges as an alternative to granular bone substitute for sinus lifts*. Proceedings of SB2020, Metz, France, 2020.

Ci24 G. Gylys, V. Gyliene, P. Lipinski, S. Wronski, J. Tarasiuk, **A. Baldit**, R. Rahouadj. *The mechanical behavior of healthy and injured human incus*. 5th Lithuanian - Polish ENT Congress, Drukininkai Lithuania, June 2019.

Ci25 A. Nourani, P. Ranjbaran, H. Pakdaman, V. Lemarteletur, V. Rault, **A. Baldit**, M. Chizari. *Real-time motion tracking of soft tissue; an experimental study*. The 27th Annual International Conference of Iranian Society of Mechanical Engineers, Tehran Iran, April 2019.

Ci26 G. Gylys, V. Gyliene, P. Lipinski, S. Wronski, N. Kraptavicute, J. Tarasiuk, **A. Baldit**, R. Rahouadj. *The experimental and numerical approach for incus qualitative evaluation*. EUROMECH, Nancy France, May 2018.

Ci27 L. K. Tappert, **A. Baldit**, R. Do Nascimento, P. Lipinski and R. Rahouadj. *Mechanical characterisation of the temporomandibular joint disc through local compression and traction*. Proceedings of BSSM Congress 2018, Southampton, United Kingdom.

Ci28 L. K. Tappert, **A. Baldit**, R. Rahouadj and P. Lipinski. *Local elastic properties characterisation of the temporomandibular joint disc through macro-indentation*. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, 20, Suppl1 : 201-202, 2017. Proceedings of SB2017, Reims, France.

Ci29 A.H. Alamoud, E. Baillot, C. Belabbas, H.S. Samimi Ardestani, H. Bahai, **A. Baldit** and M. Chizari. *Dissect Pituitary Gland Tumour Using Liquid Jet : Experimental and Numerical Simulation*. The 2016 International Conference of Systems Biology and Bioengineering (WCE 2016), London, United Kingdom.

Ci30 S. Le Floc'h, D. Ambard, **A. Baldit**, P. Kouyoumdjian, P. Cañadas and F. Cherblanc. *Residual stress in pig intervertebral discs*. Proceedings of ESB 2015, Prague, Czech Republic.

Ci31 **A. Baldit**, D. Ambard, F. Cherblanc and D. Lacroix. *Hydro-Chemo-Mechanical Coupling in Biological Tissues*. UniGR 2014 Biomaterials for Medical Application, Arlon, Belgium.

Ci32 **A. Baldit**, A. Campos, M. Brunelli, C. Perrault and D. Lacroix. *Multiscale modelling in tissue engineering : a Virtual Physiological approach*. Proceedings of VPH Conference 2014, Trondheim, Norway.
Ci33 **A. Baldit**, D. Ambard, F. Cherblanc and P. Royer. *Annulus Fibrosus microstructure : an explanation to local heterogeneities*. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, 17, Suppl 1 : 38-9, 2014. Proceedings of SB2014, Valenciennes, France.

Ci34 S. Barreto, H. Khayyeri, **A. Baldit** and D. Lacroix. *Computational investigation of the cytoskeleton response under static and fluid flow loading conditions*. Proceedings of WCCM-ECCM-ECFD 2014, Barcelona, Spain.

Ci35 **A. Baldit**, D. Ambard, F. Cherblanc and P. Royer. *Annulus fibrosus model identification enriched by transverse strain measurements*. Proceedings of WCCM-ECCM-ECFD 2014, Barcelona, Spain.

Ci36 B. Lafon, O. Eker, D. Ambard, V. Costalat, M. Sanchez, **A. Baldit** and F. Jourdan. *Experimental measures of human intracranial arteries wall properties*. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, 16, S1 : 310-311, 2013. Proceedings of SB2013, Marseille, France.

Ci37 **A. Baldit**, D. Ambard, F. Cherblanc, and P. Royer. *Mechanical behaviour of annulus fibrosus tissue : Identification of a poro-hyper-elastic model from experimental measurements*. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, 16, S1 : 280-281, 2013. Proceedings of SB2013, Marseille, France.

Ci38 **A. Baldit**, D. Ambard, F. Cherblanc, and P. Royer. *Digital Image Correlation on Annulus Fibrosus Soft Tissue*. Proceedings of PhotoMechanics 2013, Montpellier University, France.

Ci39 **A. Baldit**, D. Ambard, F. Cherblanc, and P. Royer. *Mechanical Behavior of Annulus Fibrosus Tissue : Identification of a Poro-Hyper-Elastic Model from Experimental Measurements*. Proceedings of CMBBE2013, Salt Lake City, Utah, USA.

Ci40 **A. Baldit**, D. Ambard, F. Cherblanc, and P. Royer. *Chemo-hydro-mechanical coupling in annulus fibrosus tissue*. Journal of Biomechanics, 45, Supplement 1(0) : S155, 2012. Proceedings of ESB2012, Lisboa, Portugal.

Ci41 **A. Baldit**, D. Ambard, F. Cherblanc, and P. Royer. *Comportement mécanique de l'annulus fibrosus : anisotropie, non linéarité*. Proceedings of GDR Mecanotransduction, Marrakech, Morocco, Nov 2011.

Ci42 **A. Baldit**, D. Ambard, F. Cherblanc, and P. Royer. *Mechanical behaviour of biological tissue - Anisotropy, non-linearity and fluid flow in annulus fibrosus*. Proceedings of EUROMAT 2011, Montpellier, France.

Ci43 F. Cherblanc, D. Ambard, **A. Baldit**, and J.M. Lafosse. *Mechanical behaviour of annulus fibrosus : the role of the fluid phase*. Proceedings of the 3rd International Conference on Porous Media, Bordeaux, France, 2011.

Ci44 **A. Baldit**, D. Dureisseix, F. Morestin, and H. Maigre. *Follow-up of a panel restoration procedure through image correlation and finite element modeling*. Proceedings of the International Conference on Wooden Cultural Heritage, page 8, Hamburg, Germany, 2009.
## Nationaux

**Cn1** C. Chaumeron, A. de Cauwer, N. Bahlouli, H. Kerdjoudj, L. Scomazzon, C. Mauprivez, C. Laurent, **A. Baldit** & C. Po. *L'IRM, un nouvel outil pour la biomécanique*. 13ème Séminaire de la FMTS, Strasbourg, 2023.

**Cn2** L. Scomazzon, M. Dubus, L. Abou Nassif, J. Chevrier, C. Ledouble, J. Braux, **A. Baldit**, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj. *Caractérisation des membranes issues de la gelée de Wharton et réticulées à la génipine pour une utilisation en médecine régénérative osseuse*. Conférence Internationale Matériaux, Lille, 2022.

**Cn3** M. Dubus, L. Scomazzon, J. Chevrier, **A. Baldit**, J. Braux, M. Colin, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj. *Antibacterial and immunomodulatory decellularized wharton's jelly scaffold for tissue engineering*. Journées Francaises de Biologie des Tissus Minéralisés, 2022.

**Cn4** M. Dubus, L. Scomazzon, L. Abou Nassif, **A. Baldit**, A. Beljebbar, J. Braux, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj. *In vivo bone regeneration enhanced by hybrid bioinspired coating*. Journées Francaises de Biologie des Tissus Minéralisés, 2022.

**Cn5** L. Scomazzon, M. Dubus, L. Abou Nassif, J. Chevrier, J. Braux, **A. Baldit**, S. Gangloff, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj. *Evaluation of genipin crosslinked Wharton's jelly matrices properties for regenerative bone medicine*. Journées Francaises de Biologie des Tissus Minéralisés, 2022.

**Cn6** L. Scomazzon, M. Dubus, **A. Baldit**, J. Chevrier, J. Braux, F. Refuveille, S. Gangloff, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj. *Valorisation de la gelée de Wharton en médecine régénérative osseuse*. Journée Rémoise des Jeunes Chercheurs en Santé, 2021.

**Cn7** M. Dubus, L. Scomazzon, J. Chevrier, C. Ledouble, **A. Baldit**, J. Braux, M. Colin, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj. *Unexpected antibacterial and immunomodulatory properties of acellular Wharton's jelly matrix*. Congrès BIOMAT 2021, Bourg Saint Maurice, France, 2021.

**Cn8** M. Dubus, L. Scomazzon, **A. Baldit**, J. Braux, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj. *Increase in bone regeneration using calcium phosphate-chitosan-hyaluronic acid hybrid material*. Congrès BIOMAT 2021, Bourg Saint Maurice, France, 2021.

**Cn9** M. Dubus, L. Scomazzon, H. Rammal, **A. Baldit**, J. Braux, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj. *Bone regeneration in rat calvaria defect boosted through a hybrid functionalized collagen membrane*. 17ème Journées Scientifiques GFP-Section Est / FRMNGE, Webinaire, 2021.

**Cn10** L. Scomazzon, M. Dubus, **A. Baldit**, J. Braux, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj. *Caractérisation des propriétés de la gelée de Wharton réticulée par la génipine pour une utilisation en médecine régénérative osseuse*. 17ème Journées Scientifiques GFP-Section Est / FRMNGE, Webinaire, 2021.

**Cn11** M. Dubus, H. Rammal, L. Scomazzon, A. Beljebbar, S. C. Gangloff, F. Refuveille, **A. Baldit**, J. Braux, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj. *Bone regeneration in rat calvaria defect boosted through a biomimetic coated collagen membrane*. Ecole Thématique BIOMECAOS, Webinaire, 2020.

**Cn12** L. Scomazzon, M. Dubus, J. Chevrier, J. Braux, **A. Baldit**, S. Gangloff, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj. *Comportement Biologique et Mécanique des membranes issues de la gelée de Wharton : Application à la médecine régénératrice osseuse*. Ecole Thématique BIOMECAOS, Webinaire, 2020.
Cn13 L. Scomazzon, M. Dubus, J. Chevrier, J. Braux, **A. Baldit**, S. Gangloff. C. Mauprivez, H. Kherdjoudj. *Valorisation de la gelée de Wharton en médecine régénératrice osseuse*. 6ème Journées Annuelles MatSan, Webinaire, 2020.

Cn14 C. Mauprivez, **A. Baldit**, J. Sergheraert, F. Velard, S. Laurence, B. Lefevre, S. Gangloff, R. Rahouadj, H. Kerdjoudj. *Caractérisation des propriétés mécaniques des éponges hémostatiques utilisées comme mainteneurs d'espace lors des soulevés du sinus maxillaire*. *Conférence de la SFCO, 2019.*

Cn15 D. Ambard, **A. Baldit**, F. Cherblanc and P. Royer. *Couplage poro-mécanique dans les tissus biologiques expérimentation sur l'Annulus Fibrosus*. MECAMAT 2016, Aussois, France.

Cn16 V. Creuillot, C. Dreistadt, **A. Baldit** and P. Lipinski. *Étude numérique de deux solutions prothétiques dentaires implantables pour l'édentement total*. MECAMAT 2016, Aussois, France.

Cn17 **A. Baldit**, D. Ambard, F. Cherblanc, and P. Royer. *Couplage hydro-chimio-mécanique de l'annulus fibrosus*. Proceedings of Journées d'Étude sur les Milieux Poreux (JEMP2012), Marseille, France.

Cn18 M. L Kaissi, J.P. Berthet, M. Sagintaah, D. Ambard, F. Cherblanc, **A. Baldit**, J. Cottalorda, *Croissance asymétrique des côtes : Etude expérimentale chez le cochon*. Proceedings of the Journées de la SOFOP, Montpellier, France, Mar 2012.

### 2.4.5 Livres et chapitres de livre

(B1) **A. Baldit**, N. Soar, C. de Oliveira Cafiero, C. Laurent, S. Le Floc'h, C. Po, N. Bahlouli, C. Mauprivez, H. Kerdjoudj & P. Royer. *Biomechanical simulation of haemostatic sponges used for sinus lift procedure*. **En Révision** in Lecture Notes in Computational Vision and Biomechanics, Springer.

B1 L.K. Tappert, **A. Baldit** and P. Lipinski. *Caractérisation biomécanique du disque de l'articulation temporomandibulaire./Biomechanical characterisation of the temporomandibular joint disc*. Mécanique des tissus vivants / Mechanics of living tissues, ISTE, in press.

B2 D. Lacroix, M. Brunelli, C. Perrault, **A. Baldit**, M. Shariatzadeh, A. Campos Marin, A. Castro and S. Barreto. *Multiscale Mechanobiology in Tissue Engineering*. Springer Singapore, 2019.

B3 **A. Baldit**, M. Brunelli, A. Campos Marin and D. Lacroix. *Multiscale Simulation of Bio-reactor Design and In Vitro Conditions*. Frontiers of Biomechanics : Multiscale Mechanobiology in Tissue Engineering, Springer Singapore, 2019.

B4 M. Shariatzadeh, **A. Baldit**, C. Perrault and D. Lacroix. *Collagen Gel Cell Encapsulation to Study Mechanotransduction*. Frontiers of Biomechanics : Multiscale Mechanobiology in Tissue Engineering, Springer Singapore, 2019.

B5 **A. Baldit**. *Micromechanics of the Intervertebral Disk*. Multiscale Biomechanics, 455-467, 2018.
# DEUXIÈME PARTIE:

## DOSSIER DE RECHERCHE

Mon expertise scientifique est liée à la mécanique appliquée au biomédical avec un souhait de comprendre les couplages multiphysiques dans les tissus biologiques, et tout particulièrement les couplages hydrochimio-mécaniques. Mon approche combine à la fois des développements expérimentaux, fondamentaux et appliqués. Cet ordre n'est pas anodin avec l'intention d'observer en premier lieu les phénomènes physiques pour, ensuite, soit choisir les outils fondamentaux, soit en développer de nouveaux qui permettent d'identifier des propriétés et, enfin, utiliser ces développements pour un transfert vers le monde biomédical.

Cette partie commence avec le chapitre 3 qui pose le contexte de la médecine régénérative pour la sphère cranio-maxillo-faciale. Ensuite, l'intérêt de la biomécanique pour le domaine médical est présenté dans le chapitre 4 avec, pour exemple, des travaux auxquels j'ai participé sur la période couverte par ce manuscrit. Enfin, le chapitre 5 expose mon projet de recherche à venir.
<figure><img src="image_16.png" /></figure>
# Chapitre 3

## Médecine régénérative pour la sphère cranio-maxillo-faciale

Ce chapitre a pour objectif de présenter les thèmes ainsi que le vocabulaire nécessaire aux chapitres 4 et 5. La première partie consiste à donner le cadre de la médecine régénérative, de manière générale, mais orientée vers la sphère cranio-maxillo-faciale. Ainsi, dans un second temps, une description de cette zone anatomique sera développée autour de deux axes : le disque de l'articulation temporomandibulaire (ATM) et l'os alvéolaire. Avant d'aller plus dans le détail, deux indications anatomiques sont présentées dans la figure 3.1 pour aider à s'orienter dans les descriptions à venir.

<figure><img src="image_17.png" /><figcaption>FIGURE 3.1 : a) Plans d'anatomie [Baldit, 2013], b) Description anatomique des os de la sphère cranio-maxillo-faciale en vue coronale [Wong et al., 2016].</figcaption></figure>

### 3.1 La médecine régénérative

De manière générale, les tissus biologiques ont la capacité de s'adapter à l'environnement et de s'autoréparer par des processus de croissance et de remodelage [Burla et al., 2019]. Cependant, les maladies chroniques, les cancers ainsi que les traumas liés à l'accidentologie sont des situations qui mettent à l'épreuve la résilience de l'organisme, nécessitant souvent une action extérieure. Différentes techniques ont été proposées, notamment des traitements thérapeutiques
ou des matériaux inertes et non dégradables de substitution. Ces approches ont montré leur limites, soit par les effets secondaires associés, soit par la durée de vie de l'interface entre l'implant (matériaux de substitution) et les tissus environnants. L'ingénierie tissulaire biomédicale a alors pris son essor avec la médecine régénérative, dont l'objectif et d'aider l'organisme à surmonter une difficulté tout en le laissant prendre le relai dès que possible [Lagasse et al., 2001]. Les principaux acteurs de ces processus, naturels ou assistés, sont les cellules dont le rôle essentiel est de maintenir leur environnement, c'est à dire l'organisme, dans un état optimal de fonctionnement.

## 3.1.1 Les cellules

Ayant une taille de l'ordre de 0.1 mm pour les plus grandes, environ $10^{13}$ cellules cohabitent dans le corps humain [Bianconi et al., 2013]. Lorsque leur environnement est sévèrement perturbé par l'une ou plusieurs des situations précédemment mentionnées, elles peuvent ne pas être en mesure de régénérer naturellement les zones lésées. Par exemple, lors d'une large fracture osseuse, il n'y a pas d'autres solutions qu'une greffe pour combler le manque de matière. Cela permet aux cellules environnantes de retrouver une structure proche de celle existante avant le trauma [Schmidt, 2021, Valtanen et al., 2021]. Le travail d'ingénierie commence alors par répondre à cette problématique, non seulement en comprenant les phénomènes qui régissent la régénération, mais aussi en travaillant sur la production de matériaux de comblement adéquats, comme l'illustre la figure 3.2. C'est dans ce contexte que j'ai réalisé mon séjour post-doctoral en 2013 à l'Université de Sheffield sous la direction du Pr Damien Lacroix.

La maîtrise des différentes physiques à l'œuvre dans le processus de régénération permet alors de proposer des substituts qui permettront de compenser le défaut de tissu natif.

## 3.1.2 Les substituts

Idéalement, l'autogreffe est considérée comme le traitement de référence pour le comblement car il y a une compatibilité directe : le receveur étant lui même le donneur. Cependant, des limites peuvent, très rapidement, apparaître en commençant par la qualité et la quantité des tissus de substitution. Par exemple pour l'os, le prélèvement du greffon et la réalisation de la greffe ont lieu lors du même acte chirurgical [Chavda and Levin, 2018]. Néanmoins, en plus de la difficulté de trouver un greffon adéquat, il y a aussi le risque d'endommager la zone de prélèvement [Schmidt, 2021]. Deux autres types de greffe d'origine biologique peuvent intervenir : l'allogreffe et la xénogreffe. La première consiste à effectuer le prélèvement du greffon sur un donneur humain. Avec l'avantage de ne pas nécessiter une deuxième chirurgie, l'inconvénient majeur vient du risque de transmission d'agents pathogènes. Ce type de greffe requiert alors des traitements conséquents qui ont pour effet secondaire l'altération des propriétés régénérantes des greffons. D'autre part, la xénogreffe provient d'espèces génétiquement non apparentées à l'homme. Il s'agit fréquemment de prélèvements ovins, bovins, porcins ou équins avec des propriétés aussi réduites que la méthode précédente pour la même raison. Enfin, des matériaux de comblement d'origine synthétique peuvent aussi être utilisés avec pour objectif principal de permettre la colonisation cellulaire depuis les tissus environnants combinée à une dégradation progressive pour laisser la place au néo tissu [Mohammadinejad et al., 2020, Martín-del Campo et al., 2020, Mano et al., 2007, Shantha and Harding, 2002, Lee and Mooney, 2001]. La maîtrise de cette cinétique croisée de dégradation et de régénération nécessite des moyens et des connaissances pluridisciplinaires. En effet, en se basant sur la figure 3.2, la maîtrise du comportement cellulaire, élément central, est avant tout indispensable [Singh and Elisseeff, 2010]. Cependant, une grande partie du savoir actuel est basée sur une évolution des cellules dans un espace en deux dimensions (2D), et il a été prouvé qu'il diffère du comportement naturel en trois dimensions
<figure><img src="image_18.png" /><figcaption>FIGURE 3.2 : Schéma illustrant le process d'ingénierie tissulaire des cellules souches (en haut) à différents tissus d'organes (en bas) [Singh and Elisseeff, 2010, Turksen, 2019]. Les cellules souches ont la capacité, en plus de proliférer, de se différencier en différents types de cellules (myocytes, adipocytes, chondrocytes, neurones, etc...) avec des caractéristiques spécifiques aux organes ciblés. Ces cellules passent alors en culture 2D ou 3D dans des substituts architecturés ou des microsphères pour produire du tissu, et enfin réparer les organes. Le focus sur la droite au milieu montre l'interaction des cellules avec la matrice extracellulaire (ECM) et tout particulièrement avec les éléments qui la constituent ainsi que les molécules issues du métabolisme cellulaire.</figcaption></figure>

(3D) [Jensen and Teng, 2020]. Cette situation est due à la difficulté d'observer des cellules dans leur environnement 3D. En dépit de cela, il est possible d'analyser la biochimie et la réponse de ces substituts dans un environnement proche de celui de la physiologie et ainsi d'en déduire des informations sur les propriétés structurales, mécaniques et biochimiques, comme le présente la figure 3.3.

Des outils de simulation peuvent alors être mis en place, à différentes échelles, pour comprendre comment les cellules s'organisent spatio-temporellement et prédire l'environnement qu'elles vont rencontrer ainsi que leur réaction à moyen terme [Dewey and Harley, 2021, Lacroix et al., 2019, Pina et al., 2019].
<figure><img src="image_19.png" /><figcaption>FIGURE 3.3 : Synthèse des éléments majeurs de l'interaction cellule-substitut. Appliqué à un traitement dentaire, les propriétés structurales du substitut affectent le comportement cellulaire à plusieurs échelles, comme le présente le premier panneau. À l'échelle macroscopique, la forme du substitut doit répondre à l'objectif de comblement et de résistance mécanique. À l'échelle mésoscopique, les cellules doivent pouvoir migrer dans la structure, et au niveau microscopique l'état de la surface sur laquelle les cellules adhèrent doit leur permettre de réagir de la manière souhaitée. Autrement dit, la structure, en plus de réparer le manque de matière, doit promouvoir un comportement cellulaire cohérent avec la zone traitée. Le deuxième panneau met en évidence les propriétés mécaniques du substitut aux différentes échelles. Cela affecte directement les cellules qui sont sensibles à leur environnement cellulaire. Le dernier panneau montre les interactions biochimiques telles que le taux de dégradation du substitut, ses éléments bioactifs et l'interaction avec le métabolisme cellulaire [Latimer et al., 2021].</figcaption></figure>
Initialement, les matériaux de substitution ont été développés pour l'os, mais les tissus dits « mous » (autrement dit tout ce qui n'est pas de l'os) font aussi l'objet de recherche, d'autant plus que l'os est un tissu mou minéralisé [Gauthier et al., 2018]. En effet, même dans les substituts osseux, une fois que les cellules sont inséminées, elles produisent de la matrice extracellulaire (ECM). Elle peut être assimilée à un gel, c'est à dire un tissu mou. Les travaux sur les hydrogels représentent ainsi un axe dynamique de la médecine régénérative actuelle [Ho et al., 2022, Calvo Catoira et al., 2019, Mantha et al., 2019].

## 3.1.3 Procédés de fabrication

Sans rentrer dans le détail, ces substituts sont réalisés par différents procédés de fabrication allant du frittage au moussage, en passant par la gélification. Ces procédés affectent directement les propriétés des matériaux générés tels que présentés dans la figure 3.3. Les progrès de la fabrication additive permettent de mettre en forme les matériaux à plusieurs échelles, comme le présente la figure 3.4.

<figure><img src="image_20.png" /><figcaption>FIGURE 3.4 : Illustrations des principaux types de fabrication additive plutôt orientés vers l'os avec les processus : de stéréolithographie (SLA) ou de fusion (SLS) laser, la déposition de fil fondu par extrusion (FDM) et le jet d'encre (binder jetting). Le deuxième panneau présente des méthodes aussi adaptées aux tissus mous : la bio impression 3D qui permet de déposer en parallèle des cellules tout comme la méthode d'électropinning [Latimer et al., 2021].</figcaption></figure>

Ces procédés permettent une grande flexibilité morphologique et structurale mais ils induisent aussi des contraintes en termes de propriétés mécaniques et d'interactions biochimiques
(cf. figure 3.3). Pour pouvoir prédire le comportement de ce type de matériaux de l'échelle cellulaire à l'échelle macroscopique, il faut avoir recours à la simulation, mais il faut aussi des moyens de mesure à ces échelles. Ce dernier point est souvent critique et le recours à une méthode inverse est fréquent pour pouvoir réaliser une caractérisation fine. Cela signifie qu'un modèle, a priori correspondant aux phénomènes bio-physiques observés, est utilisé pour reproduire les observations obtenues à l'échelle mesurable tout en donnant une estimation de ce qu'il se passe à l'échelle inconnue. L'utilisation d'ordinateurs et d'intelligences artificielles permet de tester une grande quantité de paramètres dans ces modèles et d'en déduire, dans un temps optimal, le jeu de paramètres le plus fiable. Souvent la solution n'est pas unique et peut remettre en question la qualité du modèle ainsi que l'interprétation des phénomènes physiques observés. Cependant, ce type d'approche permet de mieux comprendre différents phénomènes tels que : la mécanotransduction [Lacroix and Prendergast, 2002] qui affecte le comportement cellulaire mais aussi le transfert de substances actives des substituts vers leur environnement [Sarrigandidis et al., 2021]. La prise en compte de multiples paramètres ouvre aussi la possibilité de passer d'une médecine générale à un traitement individualisé.

### 3.1.4 Du général à l'individualisé

Les développements de l'ingénierie tissulaire combinés aux outils de simulation et de fabrication additive actuels permettent une approche dite « spécifique » ou individualisée de fabrication de dispositifs médicaux [Latimer et al., 2021]. Ils permettent une amélioration continue des productions de masse, encore couramment utilités pour les traitements systématiques. Ce type de production présente l'avantage d'être standardisé et donc d'avoir un coût et une complexité maîtrisés (cf. figure 3.5, bandeau du haut). Néanmoins, il répond difficilement aux cas particuliers, d'où le recours à la production individualisée qui, dans le cadre de pathologies musculosquelettiques, s'appuie sur l'imagerie médicale et le post-traitement numérique pour aboutir à une pièce unique (cf. figure 3.5, bandeau du bas) [Frauziols et al., 2017, Payan, 2012].

Cette section a introduit la médecine régénérative au sens large, en faisant ressortir l'importance d'une compréhension fine du fonctionnement des tissus natifs ainsi que les substituts produits en ingénierie tissulaire. La section suivante va donc introduire le vocabulaire spécifique associé à l'articulation temporomandibulaire [Trindade et al., 2021, Lin et al., 2019, Vapniarsky et al., 2018] et à l'os alvéolaire [Martín-del Campo et al., 2020, Chavda and Levin, 2018, Scomazzon, 2023, Dewey and Harley, 2021].

## 3.2 La sphère cranio-maxillo-faciale

La sphère cranio-maxillo-faciale se situe au niveau de la face et plus précisément elle se focalise autour de la mâchoire composée du maxillaire et de la mandibule. L'objet de la première sous-section est de décrire de manière succincte l'anatomie de cette zone avec les différents types de tissus. Enfin, pour pouvoir introduire la diversité de tissus et de comportements, un focus sur deux tissus sera fait : l'os alvéolaire et le disque de l'articulation temporo-mandibulaire.

### 3.2.1 Anatomie de la sphère cranio-maxillo-faciale

La sphère cranio-maxillo-faciale rassemble une grande partie des tissus du corps humain tels que : [Wong et al., 2016]

- la peau : organe le plus grand du corps humain glabre ou poilu;

- des tissus osseux : de type cortical, trabéculaire et alvéolaire;
<figure><img src="image_21.png" /><figcaption>FIGURE 3.5 : Changement de paradigme de production de substitut. La production traditionnelle de masse, présentée dans le bandeau supérieur, permet de répondre à une majorité de cas. Les progrès de la fabrication additive et des outils numériques, notamment la réalisation de jumeaux numériques à partir d’images médicales, permettent de répondre à des cas particuliers en partant cette fois d’un patient « spécifique » pour produire un substitut individualisé [Latimer et al., 2021].</figcaption></figure>

**des muqueuses** : telles que les gencives ou la membrane sinusienne;

**des nerfs** : notamment le nerf facial;

**des muscles** : plus de 20 permettant l’activation mécanique de cette zone;

**des cartilages** : tels que les disques de l’articulation temporomandibulaire;

**des fascia** : notamment à l’interface entre la peau et le crâne;

**des tissus adipeux** : bien qu’en faible quantité, ils sont présents dans l’hypoderme.

Cette zone implique de nombreuses thématiques de médecine régénérative, mais aussi de biomécanique. Ces dernières vont de l’analyse du mouvement *a minima* de la mâchoire [Sapin-de Brosses et al., 2019] ainsi que l’activation des muscles associés [Owashi et al., 2017] jusqu’à la simulation [Sagl et al., 2022, Ortún-Terrazas et al., 2021] en passant par la caractérisation des tissus osseux [Ledouble et al., 2022], cartilagineux [Tappert et al., 2022b] et muqueux [Zhai et al., 2018, Choi et al., 2020].

Au delà de la compréhension du comportement des tissus afin d’améliorer la prévention et le traitement de pathologie [Sapin-de Brosses et al., 2020], un autre objectif de la biomécanique
consiste à proposer des outils d'aide à la formation et/ou à la prise de décision d'actes chirurgicaux [Olsson et al., 2013, Creuillot, 2016, Payan, 2012, Nazari et al., 2010] comme le présente la figure 3.6.

<figure><img src="image_22.png" /><figcaption>FIGURE 3.6 : Un simulateur de chirurgie cranio-maxillo-faciale développé par Olsson et al. [2013] en photo, à gauche, et le rendu numérique, à droite, au niveau de la mandibule.</figcaption></figure>

La puissance des ordinateurs actuels associée à des modèles aux hypothèses simplificatrices judicieusement choisies permettent de construire des jumeaux numériques permettant la planification d'actes chirurgicaux réalistes et individualisés. La diminution des temps de calcul compatible avec des simulations en temps réel passe par des développements numériques conséquents mais aussi un choix des comportements prédominants reproduisant au mieux la réalité tout en étant les plus simples possibles [Payan, 2012]. Cette prise de décision passe encore une fois par une maîtrise du comportement apparent des tissus à simuler. Ces derniers diffèrent les uns des autres, de par leur aspect et leur fonction, mais ils ont tous en commun la présence de collagène. Néanmoins, il n'est pas encore possible de généraliser des comportements et la quasi totalité des éléments anatomiques représente en soi un thème de recherche en biomécanique.

<figure><img src="image_23.png" /><figcaption>FIGURE 3.7 : Localisation de l'articulation temporo-mandibulaire (ATM) dans le crâne avec les vues sagittale et frontale de l'articulation [Tappert et al., in press].</figcaption></figure>

Ce manuscrit se focalise sur deux types de tissus en lien avec les travaux auxquels j'ai participé dans l'axe « biomécanique et bioingénierie du système musculosquelettique » (BIO2MS)
du laboratoire d'étude des microstructures et de mécanique des matériaux (LEM3). La structure osseuse de la sphère cranio-maxillo-faciale est décrite sur la figure 3.1 et sera davantage étudiée dans les sections 3.2.3 et 4.6. La mobilité de la mandibule par rapport au maxillaire est assurée par l'articulation temporomandibulaire (ATM), comme le présente la figure 3.7. Elle fait l'objet de la section suivante.

## 3.2.2 Le disque de l'articulation temporomandibulaire

Pour pouvoir manger, boire et parler, le mouvement de la mandibule, aussi appelée mâchoire inférieure, est possible grâce à l'activité musculaire guidée par les articulations temporomandibulaires (ATM). Contrairement aux autres articulations du corps humain, les deux ATM, droite et gauche, fonctionnent en même temps via le lien osseux de la mandibule. Le disque de l'ATM est un élément essentiel de cette articulation qui garantit la congruence entre la fosse du crâne et le condyle de la mandibule au cours du mouvement, comme le montre la figure 3.7. Ce fibrocartilage répartit les chargements mécaniques permettant le mouvement fluide et souple des mâchoires.

De nombreuses pathologies touchent le disque de l'ATM avec une prévalence importante, telles que des troubles articulaires, musculaires et du disque, menant ainsi à des douleurs et des dysfonctionnements masticatoires. Ces troubles peuvent sévèrement contraindre le bien-être des patients, et il n'existe pas à ce jour de moyens préventifs ou curatifs qui y répondent systématiquement. Dans l'optique de trouver des solutions de traitement ou de substitution de ce disque, il est nécessaire de décrire et de comprendre le comportement mécanique du disque de l'ATM [Rodrigues et al., 2018, National Institutes of Health (NIH), 2017, World Health Organization (WHO), 2016, Gray and Al-Ani, 2011, Detamore and Athanasiou, 2003a].

Cependant, la caractérisation de tissus biologiques mous, tel que le disque de l'ATM, n'est pas simple, notamment à cause de leur nature multiphasique (fluide et solide), de leur micro-structure similaire à celle des matériaux composites, ainsi que de l'activité cellulaire qui génère et entretient la matrice, principalement collagénique, formant la structure. Le comportement mécanique visqueux, anisotrope et non linéaire de cette dernière joue un rôle important dans le fonctionnement du disque qui est soumis à différents types de chargements mécaniques tels que la traction, la compression et le cisaillement.

Les ATM permettent à la mandibule un mouvement complexe tout en amortissant les chocs mécaniques qu'ils engendrent. Leurs localisations au niveau du crâne ainsi que Leur anatomie sont présentées sur la figure 3.7. Les structures osseuses associées à une ATM sont le condyle de la mandibule et deux zones de l'os temporal : la fosse glénoïde et l'éminence articulaire. Les surfaces de ces zones osseuses sont recouvertes de fibrocartilages [Stanković et al., 2013, Willard et al., 2011]. Elles sont mises en contact par l'intermédiaire du disque de l'ATM qui est lui-même un fibrocartilage positionné entre l'os temporal et le condyle. Cet ensemble est entouré de tissus conjonctifs formant une capsule typique des articulations synoviales [Tappert et al., in press].

Quand le condyle se déplace, le disque glisse entre les deux surfaces articulaires en remplissant l'espace entre elles tout en minimisant les effets de friction de par sa constitution et grâce au liquide synovial [Chen and Xu, 1994]. Les contours de la fosse, de l'éminence articulaire et des tissus conjonctifs de la capsule, limitent les déplacements du disque de l'ATM [Chen and Xu, 1994]. Le mauvais fonctionnement de l'un ou plusieurs de ces éléments peut sévèrement affecter la qualité de vie des patients.

Les pathologies courantes du disque de l'ATM sont l'ostéoarthrite (arthrose), l'arthrite rhumatoïde, les tumeurs bénignes et malignes l'usure du cartilage et la fatigue musculaire due au serrage des mâchoires [Willard et al., 2011]. Les investigations sur cette articulation sont donc primordiales pour le développement et l'amélioration des thérapies maxillo-faciales. Comm le
disque de l'ATM est un élément clé du fonctionnement de l'articulation, il est essentiel de comprendre sa physiologie ainsi que ses pathologies pour promouvoir des thérapies innovantes basées notamment sur des modèles numériques soutenant la recherche médicale. Dans cette optique, des recherches supplémentaires sur le comportement mécanique du disque de l'ATM sont indispensables. La figure 3.8.a décrit les morphologies de disques d'ATM humain et porcin, dont les formes et dimensions sont très proches. Cependant, il est possible de remarquer que le disque humain est légèrement plus petit que le porcin. Le disque humain de l'ATM mesure approximativement 19 mm dans la direction medio-latérale et 13 mm dans la direction antéro-postérieure [Detamore and Athanasiou, 2003b, Willard et al., 2011].

<figure><img src="image_24.png" /><figcaption>FIGURE 3.8 : (a) Comparaison des morphologies de disques humain et porcin dans le plan transverse (adapté de Kalpakci et al. [2011]); (b) Exemple d'un disque d'articulation temporomandibulaire porcin avec les zones anatomiques et les dimensions approximatives. Ces zones ont été définies par rapport aux variations de composition de structure du tissu proche de celles d'un matériau composite. Les flèches sur le disque indiquent l'orientation antéropostérieure des fibres de la région centrale [Tappert, 2020].</figcaption></figure>

Les dimensions moyennes d'un disque de porc sont présentées sur la figure 3.8.b. De plus, la figure 3.8.b indique les zones anatomiques du disque dans le plan transverse. Dans la direction antéro-postérieure, trois zones sont distinguées : les bandes antérieure et postérieure ainsi que la zone intermédiaire au milieu [Willard et al., 2011]. Cette zone intermédiaire peut être subdivisée dans la direction médio-latérale en trois régions : médiale, centrale et latérale [Willard et al., 2011]. Les flèches sur la région centrale de la figure 3.8.b montrent l'orientation antéropostérieure des fibres de collagène sachant qu'une orientation concentrique a été observée dans l'anneau entourant cette zone centrale [Detamore and Athanasiou, 2003b]. À cause de sa forme ovale et biconcave [Detamore and Athanasiou, 2003a], ces différentes zones n'ont pas une épaisseur uniforme. Elle varie de 1 à 4 mm chez l'humain avec la zone la plus fine au niveau intermédiaire [Detamore and Athanasiou, 2003a]. La manipulation de tissus biologiques mous, pour la mesure de dimensions, est compliquée avec des outils standards tels que les réglets, pieds à coulisse et micromètres. En effet, ces outils nécessitent un contact avec l'échantillon mesuré qui, pour les tissus mous, affecte directement la qualité de la mesure. Il s'agit d'un véritable problème qui nécessite le développement de technique de métrologie consacrée aux tissus biologiques mous. L'utilisation d'outils d'imagerie optique et médicale représente une alternative couramment utilisée, mais qui est aussi souvent limitée par la résolution ainsi que les conditions et le champ d'observation. Ce thème est davantage décrit dans la section 4.5. Dans le cas du disque de l'ATM, il est possible, grâce à un scanner optique, d'obtenir dans un premier temps la forme du condyle, puis celle du disque déposé sur ce même condyle et, enfin, par une différence de volume, la forme du disque [Tappert, 2020].

À cause de sa fonction d'amortisseur, le disque de l'ATM n'est ni innervé ni vascularisé. L'apport des nutriments et l'évacuation des déchets métaboliques des cellules sont réalisés grâce au fluide interstitiel qui représente 66 à 80% de la composition biphasique (fluide et solide) du disque
[Detamore and Athanasiou, 2003a, Kuo et al., 2010]. La matrice extracellulaire, qui constitue la phase solide, est principalement composée de fibres de collagène de type I. Cette structure fibreuse organisée s'étend antéropostérieurement dans la zone intermédiaire (voir figure 3.8.b) et circonférenciellement dans l'anneau périphérique [Detamore and Athanasiou, 2003b, Fazaeli et al., 2016, Mills et al., 1994, Wright et al., 2016]. La distribution des fibres est décrite par les images de microscopie de les figures 3.9.a et 3.9.b qui met aussi en évidence les similitudes structurelles entre les disques humain et porcin.

<figure><img src="image_25.png" /></figure>

FIGURE 3.9 : Images montrant une distribution spatiale typique des fibres de collagène dans des disques temporo-mandibulaires : a) humain observées par microscopie à génération de seconde harmonique [Wright et al., 2016] et b) porcin observées par microscopie à lumière polarisée (400×) [Detamore and Athanasiou, 2003b]. Ces deux descriptions mettent en évidence l'orientation antéropostérieure des fibres dans la région centrale et l'alignement circonférentiel dans l'anneau extérieur. (c) Microscopie électronique à balayage d'une coupe sagittale d'un disque de porc [Juran et al., 2015]. Ce cliché montre que la surface supérieure du disque est divisée en plusieurs zones, alors que la surface inférieure possède une distribution de fibres plus uniforme. d) Exemple de champ de déformation, ici dans la direction radiale, obtenu sur un échantillon prélevé par carottage au centre d'un disque porcin [Tappert et al., 2022b].

Cette structuration fibreuse extrêmement subtile est adaptée aux chargements mécaniques subits par le disque, notamment lors de la traction entre le ligament et le muscle ptérygoïdien latéral (fibre antéro-postérieure). D'autre part, il subit de la compression lors du serrage de la mâchoire, dont l'effet d'écrasement est limité par les fibres concentriques en périphérie. Cette architecture optimisée fait écho à d'autres articulations comme par exemple le disque inter-vertébral [Chetoui et al., 2022, Baldit, 2013].
Dans la direction supéro-inférieure, une fine couche distincte est observable sur les deux surfaces de contact du disque (cf. figure 3.9.c). Elle est décrite comme contenant des fibres de collagène orientées perpendiculairement chez l'humain [Minarelli et al., 1997] et de manière aléatoire chez les souris [Chandrasekaran et al., 2017]. Pour les porcs, Juran et al. [2015] ont trouvé une différence structurelle entre la surface supérieure, contenant plusieurs couches de fibres de collagène, et la surface inférieure qui est plus uniforme (figure 3.9.c).

L'effet d'amortisseur peut aussi être lié aux protéoglycanes qui représentent un deuxième élément important de la matrice extracellulaire. Cette dernière a une composition biochimique similaire pour les cartilages hyalins, les fibrocartilages et les matrices mucoïdes en général, dont une illustration est donnée par la figure 3.10. Ces glycoprotéines sont en fait une protéine

<figure><img src="image_26.png" /><figcaption>FIGURE 3.10 : Schéma montrant l'interaction du collagène et des agrécanes ainsi que leur organisation. Les monomères protéoglycanes sont constitués d'une protéine sur laquelle sont liés, de manière covalente, des glycosaminoglycanes. Ces monomères sont quant à eux connectés sur l'acide hyaluronique, de manière non-covalente [Gahunia et al., 2020].</figcaption></figure>

avec des chaînes glycosaminoglycanes (GAG) [Detamore and Athanasiou, 2003a]. Les GAG sont des chaînes de polysaccharides qui contiennent au moins une charge électrique négative [Almarza and Athanasiou, 2004, Willard et al., 2011], conférant à ces molécules des propriétés hydrophiles. Les charges négatives en répulsion donnent alors une résistance mécanique au tissu en compression. La teneur en GAG du disque est de l'ordre de 0.5 à 3.2% de son poids sec, en fonction des régions. La quantité de collagène, quant à elle, varie entre 68 et 80% de la masse sèche [Almarza et al., 2006, Fazaeli et al., 2016, Kuo et al., 2010]. La concentration de ces constituants principaux en fonction des zones anatomiques n'est pas simple à caractériser. Kuo et al. [2010] n'ont pas pu mettre en évidence une différence significative sur la composition totale de collagène et de GAG en fonction des régions du disque. Il est néanmoins possible de tirer des conclusions de manière qualitative. Bien qu'il n'y ait pas de différences entre les surfaces inférieures et supérieures, la bande postérieure du disque présente significativement moins de
GAG que les zones intermédiaire et antérieure. De même, la zone médiale présente une quantité supérieure de GAG que celles des régions centrale et latérale [Almarza et al., 2006]. Dans la direction antéropostérieure, la zone intermédiaire possède une plus grande concentration de collagène que les bandes antérieure et postérieure. Enfin, la zone centrale contient plus de collagène que les bandes latérales dans la direction médio-latérale [Almarza et al., 2006]. Nous avons observé cette répartition de GAG et de collagènes par histologie comme le montre la figure 3.11. Elle représente un demi-disque d'ATM porcin dans le plan sagittal mettant en évidence des hétérogénéités structurelles. La coloration hématoxyline éosine safran (HES) présente en jaune la distribution des fibres de collagène (principalement de type I, figure 3.11.a), alors que la coloration à la Safranine O fait ressortir les GAG en rouge (figure 3.11.b).

<figure><img src="image_27.png" /><figcaption>FIGURE 3.11 : Coupes sagittales d'histologie : (a) HES (collagène en jaune), (b) coloration à la Safranine O (rouge : GAG). Ces images ont été obtenues grâce à la coopération avec le laboratoire BIOS (Biomatériaux et inflammation en site osseux), Université de Reims.</figcaption></figure>

Dans les coupes de la figure 3.11, l'hétérogénéité de répartition spatiale des composants du disque dans l'épaisseur est bien visible. De plus, dans la direction superoinférieure, différentes zones peuvent être distinguées : deux zones proches des surfaces supérieure et inférieure d'épaisseur de l'ordre de 0.5 mm enveloppant la zone centrale. Ces deux zones apparaissent clairement sur les colorations indiquant une différence de concentration des composants, contre disant le constat de Almarza et al. [2006].

La composition de la matrice extra-cellulaire du disque de l'ATM est en adéquation avec ses fonctions, notamment par rapport aux chargements biomécaniques auxquels il est exposé. En effet, les fibres de collagène et leur orientation jouent un rôle majeur sur le comportement en traction du disque [Willard et al., 2011], alors que les GAGs influencent la réponse en compression du tissu [Tanaka and van Eijden, 2003]. Les coupes histologiques présentées ci-dessus ainsi que les conclusions des travaux de Willard et al. [2011] et Tanaka and van Eijden [2003] poussent à faire l'hypothèse que le disque de l'ATM est, d'un point de vue mécanique, une structure hétérogène dont l'effet est observable sur son comportement biomécanique.

La méta-analyse de Valesan et al. [2021] conclut que l'ensemble des troubles de l'articulation temporomandibulaire touche environ 31% des l'adulte ainsi que 11% des enfants et adolescents. Ce n'est pas négligeable en comparaison, par exemple, avec la prévalence du diabète qui, en Europe, était de 7.3% de la population en 2014 [World Health Organization (WHO), 2016]. Il existe de nombreux traitements pour répondre à ces problèmes [Connelly et al., 2019] tels la chirurgie et le remplacement de l'articulation. Cependant, il y a encore des limites et des effets secondaires non maîtrisés [Ding et al., 2022] de même que le mode de prise en charge de telles pathologies qui ne fait pas consensus [Ângelo et al., 2022, Renapurkar, 2018].

Les progrès de la fabrication additive présentés précédemment ainsi que les avancées de l'ingénierie tissulaire [Donahue et al., 2019] donnent des perspectives sur un remplacement partiel de l'articulation, et plus particulièrement du disque. Bien que l'éthique passe avant tout [Dhingra and Chaudhari, 2021], les travaux controversés de Jiang et al. [2021] ont montré
la faisabilité grâce à une structure d'alcool polyvinylique renforcée d'une ossature en polycaprolactone imprimée en 3D. D'autre part, l'utilisation de tissus organiques pour remplacer partiellement ou totalement le disque est à l'étude, avec par exemple une greffe de cartilage auriculaire [Muñoz-Guerra et al., 2018] ou une matrice générique decellularisée de derme [Patel et al., 2020]. Cependant, la question de l'accessibilité de ce type de tissus reste entière que ce soit à cause des limites de l'autogreffe (cf. section 3.1.2) ou le coût de production du derme. Ainsi, l'allogreffe recyclant des tissus périnataux apparaît alors comme une piste prometteuse [Connelly et al., 2020].

La section suivante présente un tissu osseux pour faire état du vocabulaire et des observations sur les deux types de tissus passifs du corps humain.

## 3.2.3 L'os alvéolaire

L'os alvéolaire désigne l'os qui soutient l'organe dentaire tout comme le ligament parodontal, le cément radiculaire et la gencive, comme l'illustre la figure 3.12. Il forme ensemble le parodonte.

<figure><img src="image_28.png" /></figure>

**FIGURE 3.12** : Deux radiographies : a) premières molaires du maxillaire et b) des incisives mandibulaires. c) Schéma de l'anatomie du processus alvéolaire soutenant une dent ainsi que les composants de l'os alvéolaire. Les flèches rouges montrent la partie trabéculaire de l'os alvéolaire, les jaunes la crête alvéolaire et les vertes la limite avec la cavité sinusale du maxillaire (adapté de [Ramalingam et al., 2020]).

L'os alvéolaire est composé de deux plaques d'os cortical (dense) : externe et alvéolaire aussi appelée lamina dura. Entre les deux se trouve de l'os trabéculaire (plus poreux). Ses fonctions sont de répartir et d'absorber les efforts de mastication tout en permettant la mobilité de l'organe dentaire [Jonasson et al., 2018]. Sa microstructure est similaire aux autres os de l'organisme mais l'appellation « alvéolaire » est uniquement réservée aux os du maxillaire et de la mandibulaire (cf. figure 3.1.b) [Scomazzon, 2023].

Les défauts osseux au niveau de la zone cranio-maxillo-faciale se caractérisent par une forme irrégulière, un environnement bactérien et inflammatoire (zone bucco-dentaire), des exigences esthétiques et la nécessité d'une récupération fonctionnelle, en particulier au niveau dentaire. Les traitements cliniques conventionnels actuels ne sont pas en mesure de permettre une régénération osseuse de haute qualité [Yu et al., 2023]. La méthode de la régénération
osseuse guidée (ROG) utilisant des matériaux de substitution fait l'objet de la revue proposée par Wang et al. [2022] et peut être illustrée par la figure 3.13.

<figure><img src="image_29.png" /><figcaption>FIGURE 3.13 : Illustration de la régénération du parodonte et des tissus supportant un implant dentaire. La régénération osseuse guidée nécessite un substitut volumique osseux et une barrière membranaire. Quel que soit le cas (pathologie, blessure ou reconstruction) la première étape consiste à protéger la zone des inflammations et infections par une membrane jouant le rôle de barrière. Puis, un substitut osseux permet de combler le manque de matière. Enfin, un traitement pharmaceutique permet à la régénération d'être menée à bien [Larsson et al., 2016].</figcaption></figure>

Une fois la barrière et le substitut osseux installés, la régénération osseuse est réalisée par les cellules osseuses : ostéoblastes, ostéoclastes et ostéocytes. De manière simplifiée, le premier type génère du tissus osseux, le deuxième le résorbe et le troisième se retrouve fixe à l'intérieur des tissus et joue le rôle de capteur local pour donner des indications d'actions aux deux autres types. La génération de tissus osseux est induite par le modelage traduisant le développement morphologique et le remodelage osseux maintenant l'intégrité structurale de l'os [Langdahl et al., 2016, Chappard, 2013]. Le métabolisme cellulaire dans le renouvellement osseux ou remodelage osseux est illustré grâce à la figure 3.14.

Ainsi, l'os alvéolaire est continuellement renouvelé tant que les dents ou des implants sont présents pour transmettre le signal mécanique indiquant le besoin de matière support. Le cycle de renouvellement est un équilibre fragile qui peut être perturbé par une pathologie inflamma-toire chronique telle que la parodontite ou en réponse à un traumatisme comme la perte d'une dent [Scomazzon, 2023, Ramalingam et al., 2020, Brandi, 2009].
<figure><img src="image_30.png" /></figure>

FIGURE 3.14 : Cycle de remodelage osseux. En partant de la phase stable de quiescence à gauche, le renouvellement osseux est illustré en allant vers la droite. Dans un premier temps, les ostéoclastes sont activés, entre autres sous l'effet des contraintes mécaniques locales, pour résorber la zone à renouveler. Puis, les ostéoblastes reconstruisent le tissus osseux pour former la zone ostéoïde qui se minéralise avec à l'intérieur des ostéocytes [Ganghoffer et al., 2016].

Le risque d'une fragilisation osseuse, en plus des complications dentaires dans la vie quotidienne, est une fracture des os de la mâchoire comme le présente la figure 3.15. Un objet d'étude qui sera développé dans le chapitre suivant est la fracture mandibulaire liée à l'ostéochimionécrose (OCN) chez des patients traités par des biphosphonates (BP) [Inyang et al., 2014, Boffano et al., 2013, Pichardo et al., 2018].

<figure><img src="image_31.png" /></figure>

FIGURE 3.15 : Radiographie et reconstruction 3D de la mandibule d'un patient de 65 ans ayant fait une chute suite à un accident vasculaire cérébral. Fracture parasymphysaire avec déplacement (obtenu par courtoisie du Pr Cédric Mauprivez).

Les anti-résorptifs osseux tels que les biphosphonates sont fréquemment indiqués pour prévenir ou traiter des pathologies osseuses, comme l'ostéoporose, la maladie de Paget ou les
complications métastatiques osseuses de certains cancers ostéophiles (sein, prostate, thyroïde, poumon et rein) [Société Française de Stomato., Chir. Maxillo-Faciale & Chir. Orale, 2013, Ledouble, 2022]. Ils permettent une amélioration de la qualité de vie des patients, en réduisant le risque de fracture et en diminuant les douleurs. Cependant, l'OCN est un effet indésirable qui se caractérise par une exposition osseuse dans la région maxillo-mandibulaire persistant pendant plus de 8 semaines sans raisons particulières telles que un antécédent de radiothérapie ou une lésion métastatique [Khan et al., 2016].

L'usage de barrière et de substituts osseux bioactifs est actuellement un traitement utilisé en médecine régénérative [Scomazzon, 2023]. Ces éléments bioactifs doivent répondre à plusieurs objectifs : le maintien de l'espace pour la croissance osseuse ; la facilitation de l'adhésion, de la migration et de la prolifération des ostéoblastes (cellules osseuses) ; la facilitation de la migration et de la différenciation des cellules progénitrices ; la promotion de la vascularisation ; l'immunorégulation pour induire l'ostéogenèse et la suppression de potentielles infections [Wang et al., 2022]. Des modèles murins sont fréquemment utilisés pour mettre à l'épreuve les innovations sur ces substituts comme le présente la figure 3.16.

<figure><img src="image_32.png" /><figcaption>FIGURE 3.16 : Diagramme du processus d'implantation d'un hydrogel composite biodégradable et injectable à base d'alginate de sodium sur un défaut au niveau de la première molaire du maxillaire de rat (barre échelle 1 cm) [Xu et al., 2020].</figcaption></figure>

Les hydrogels représentent un intérêt tout particulier pour ce type d'application à cause de leur biocompatibilité, leur biodégradabilité (forte teneur en eau) et la possibilité de moduler leurs propriété physicochimiques [Yu et al., 2023]. Testée sur un modèle murin [Dubus et al., 2022c], une membrane de collagène, Bio-Gide®, qui une fois réhydratée à la texture d'un hydrogel a montré une capacité de régénération osseuse au niveau de l'os pariétal comme le présente la figure 3.17. Ce travail met en évidence l'intérêt d'enrichir ce type de structures collagéniques avec des substances actives pour promouvoir la reconstruction osseuse, en l'occurrence du phosphate dicalcique, du chitosan et de l'acide hyaluronique [Dubus et al., 2022c, Sarrigiannidis et al., 2021].

Depuis plusieurs décennies, les propriétés régénérantes des tissus périnataux sont reconnues notamment pour de large plaies [Bacsich and Riddell, 1945, Beiki et al., 2017, Pichlsberger et al., 2021]. Ces tissus peuvent être décellularisé pour éviter la transmission d'agents pathogènes tout en gardant des propriétés antibactériennes [Dubus et al., 2022a,b, Martín-del Campo et al., 2020]. Les travaux de Scomazzon [2023] mettent en évidence l'intérêt de la gelée de Wharton (élément du cordon ombilical) pour la régénération osseuse. La fonctionnalisation de ces allogreffes passe par une augmentation des propriétés mécaniques par réticulation pour accentuer l'effet ostéoinducteur. En d'autres termes, des liens supplémentaires sont créés entre les fibres de collagène grâce à des agents réticulant. Ce procédé change la réponse mécanique du matériau qui, *a minima*, devient plus raide, encourageant les cellules environnantes à faire de l'os.

La maîtrise du comportement des tissus au cours du remodelage ou lors de la minéralisation est un élément clé pour la mise en place de modèles et de simulations prédictives [Sansalone et al., 2021, Louna et al., 2019, Ganghoffer et al., 2016, Goda et al., 2016]. Il est alors indispensable d'avoir des outils de caractérisation biomécanique permettant d'évaluer les substituts
<figure><img src="image_33.png" /></figure>

FIGURE 3.17 : Analyses *ex vivo* du néo tissu osseux créé en 8 semaines grâce à un modèle animal murin : A) observation optique à l'échelle macroscopique des os pariétaux dans le plan coronal et B,C) coupes coronale et transverse, respectivement, obtenues par tomographie par rayons X mettant en évidence la minéralisation osseuse. Le groupe 1 correspond à une membrane de collagène Bio-Gide® enrichie d'éléments bioactifs (du phosphate dicalcique, du chitosan et de l'acide hyaluronique) et le groupe 2 est le témoin sans ajout [Dubus et al., 2022c].

développés mais aussi l'impact de l'évolution de leurs propriétés une fois dans l'organisme, ainsi que la qualité des tissus néoformés.
# Chapitre 4

## La biomécanique un outil pour la médecine régénérative

Ce chapitre a pour but de faire un bilan non exhaustif sur des techniques utilisées en biomécanique, tout particulièrement dans le groupe de biomécanique et de « bioingénierie du système musculosquelettique » (BIO2MS) du LEM3, qui m'ont été utiles pour caractériser et modéliser des tissus biologiques. Ces résultats sont essentiels pour comprendre le fonctionnement de ces tissus et présentent d'autres avantages. Notamment, ils permettent de guider les développements de produits pour la médecine régénérative et de mieux identifier les effets de pathologies ainsi que de thérapies. Pour illustrer la nécessité de développer des recherches dans ce domaine, le disque de l'articulation temporomandibulaire (ATM) est pris comme exemple.

En étant à l'interface entre le condyle et la fosse, le disque de l'ATM se déplace avec le condyle en mouvement de rotation et de translation, glissant de la fosse glénoïde vers l'éminence articulaire (voir la figure 4.1.A). Ce mouvement physiologique induit sur le disque de l'ATM trois types de chargements mécaniques durant les activités quotidiennes : compression, tension et cisaillement [Hylander, 1979, Tanaka and van Eijden, 2003]. Ils peuvent être statiques, par exemple durant le serrage, ou dynamiques lors de la mastication.

Le disque de l'ATM est essentiel pour répartir les charges et absorber les contraintes durant l'évolution physiologique de l'articulation [Beek et al., 2001, Nickel and McLachlan, 1994, Tanaka et al., 1999]. Les forces agissant sur le condyle ont été mesurées dans des études in vitro. Il a été montré qu'elles peuvent atteindre jusqu'à 210 N, lorsque différentes forces musculaires ont été simulées [Throckmorton and Dechow, 1994]. Grâce à des prothèses instrumentées, des forces de morsure de 35 N ont été mesurées chez le babouin [Hohl and Tucek, 1982]. Les forces développées dans la mandibule et les condyles ont été estimées notamment grâce à des jauges de déformation [Hylander, 1979]. In vivo, ces mesures nécessitent des protocoles compliqués et des autorisations éthiques. Sur le disque, elles sont même plus difficiles à concevoir à cause de sa nature souple et hydratée. C'est pourquoi des outils de simulation sont utilisés pour estimer les déformations et les contraintes résultantes sur le disque de l'ATM, comme le présente la figure 4.1.B. Les contraintes mises en jeu dans le disque durant l'ouverture et la fermeture des mâchoires, la mastication ainsi que le serrage varient entre 0.9 et 13 MPa d'après des études basées sur la simulation par la méthode des éléments finis de la littérature [Ortún-Terrazas et al., 2022, 2021, Alvarez Areiza, 2014, Creuillot, 2016, Hattori-Hara et al., 2014, Hirose et al., 2006, Jaisson et al., 2012, Mori et al., 2010, Savoldelli et al., 2012]. Néanmoins, pour pouvoir réaliser de telles simulations, des lois de comportement ainsi que l'identification des paramètres associés sont indispensables pour décrire précisément le comportement du disque de l'ATM. Pour permettre cela, le disque a été et continue à être étudié *ex vivo* pour évaluer sa réponse mécanique.

Pour comprendre le fonctionnement des tissus biologiques, il est indispensable d'observer les
<figure><img src="image_34.png" /><figcaption>FIGURE 4.1 : A) Mise en place d'un modèle de simulation individualisé utilisant a) l'imagerie médicale (IRM et Scanner par rayons X) et b) une reconstruction 3D faisant apparaître c) les éléments essentiels de l'articulation temporomandibulaire. B) Ce modèle permet alors de quantifier l'état mécanique des tissus de l'articulation au cours de chargements physiologiques, ici les déformations principales maximales [Ortún-Terrazas et al., 2021].</figcaption></figure>

différents phénomènes qui se produisent physiologiquement. Cette connaissance permet, non seulement, d'interpréter des pathologies mais aussi de proposer des traitements préventifs et curatifs. Les couplages dans les tissus « mous » peuvent être regroupés sous le terme « hydrochimio-mécanique ». Ils prennent ainsi en compte le caractère biphasique (fluide et solide) du matériau dans lequel des réactions biochimiques se produisent, de l'échelle microscopique à l'échelle macroscopique, en interaction avec le comportement mécanique (cf. annexe C) [Egli and Ricken, 2019, Royer et al., 2019]. Ces couplages peuvent être illustrés par deux exemples. La nature molle et visqueuse des tissus leur confère la capacité d'amortir les chargements mécaniques [Ortún-Terrazas et al., 2021, Chetoui et al., 2022]. Cela se traduit par des mouvements de fluides induits par le chargement mécanique, dont la réversibilité est assurée par le comportement élastique de la phase solide mais aussi par des équilibres osmotiques des composés chimiques des deux phases. Cette composition du tissu guide alors sa réponse mécanique. D'autre part, les transferts de fluides sont tout particulièrement importants dans les tissus peu ou non vascularisés, tels que les fibrocartilages, car l'effet de pompage mécanique, décrit précédemment, et du à des mouvements physiologiques, est essentiel pour renouveler l'environnement cellulaire indispensable au maintien ainsi qu'au renouvellement de la matrice qui compose ces tissus.

Pour révéler, caractériser et interpréter ces couplages, différentes techniques expérimentales peuvent être mises en œuvre. Ce chapitre a pour but d'en présenter une partie, en association avec des modèles numériques. Une première difficulté consiste à réaliser des essais dans des conditions les plus proches possibles de l'état naturel ou physiologique. Cependant, les tissus ont une histoire mécanique en mémoire dans leur structure. Celle-ci n'est pas facilement accessible et peut même être partiellement perdue lors du prélèvement. Pour illustrer ce concept, j'ai choisi de présenter des travaux que j'ai mené avec la Dr Lara Kristin Tappert, lorsqu'elle était en thèse de doctorat, ainsi qu'avec des collaborateurs du LMGC de Montpellier. Cette étude