Le couple céramique-céramique dans les arthroplasties totales de hanche
Ceramic on ceramic total hip replacement
Introduction
Le couple céramique sur céramique dans les arthroplasties totales de hanche a pour avantage essentiel de résister à l’usure et d’éviter l’ostéolyse périprothétique induite par les débris de polyéthylène, avec le ferme espoir d’augmenter la longévité des implants, en particulier chez les sujets jeunes à haute demande fonctionnelle. Boutin a été le premier en France à utiliser le couple alumine-alumine dans les années 1970, suivi de près par Mittelmeier en Allemagne, avec au départ un taux d’échec important, lié non pas à l’usure, mais à une qualité de matériau et une conception des implants médiocres [6,41] (voir figures 7, 8 et 11).
Définitions
En pratique, on distingue deux grandes catégories de céramiques :
- • les céramiques dites « traditionnelles », utilitaires (poterie, tuiles, briques) et d’art (verres, faïences, porcelaines). Elles ont pour origine les argiles naturelles et sont à base de silicates. Elles durcissent par chauffage (solidification à haute température d’une pâte humide plastique) ;
- • les céramiques dites « nouvelles » ou techniques qui se sont développées au XXe siècle à partir de matériaux à base d’oxydes, de carbures, nitrures, bromures, fluorures. Elles ont des applications industrielles (matériaux réfractaires, abrasifs, isolateurs, condensateurs, freins, joints), par opposition aux créations artisanales et artistiques. Elles sont obtenues par frittage, c’est-à-dire l’agglutination par chauffage d’une poudre préalablement comprimée.
- • les céramiques bioactives, céramiques phosphocalciques à base d’hydroxyapatite Ca10(PO4)6(OH)2 et de phosphate tricalcique Ca3(PO4)2. Ce sont des céramiques poreuses, plus ou moins solubles, aux propriétés mécaniques faibles. Elles sont ostéoconductrices et utilisées comme matériau de comblement ou d’ancrage osseux ;
- • les céramiques bio-inertes, fabriquées par frittage, très denses et offrant une grande résistance à l’usure. Elles seules sont utilisées comme matériau de frottement en chirurgie prothétique. Parmi elles, on distingue l’alumine, la zircone, et les composites alumine-zircone.
Matériaux
Origine et composition
Composite alumine-zircone
Un matériau composite est un produit solide et hétérogène obtenu en associant au moins deux phases, le renfort et la matrice (protégeant le renfort), dont les qualités respectives se complètent pour former un matériau aux performances globales améliorées. Le composite utilisé en arthroplastie est composé d’alumine (la matrice) et de zircone (le renfort) (alumine matrix composite [AMC]). L’adjonction de zircone a pour but d’améliorer les caractéristiques mécaniques du matériau (en particulier sa ténacité et sa résistance à la fracture), tout en conservant les propriétés spécifiques de l’alumine (dureté, stabilité, mouillabilité, résistance à l’usure). La teneur en zircone est variable, de 17 % pour l’alumine Delta Biolox™ (CeramTec) à 80 % pour le composite Ceramys™ (Mathys) (figure 1). L’adjonction de particules de zircone (sous forme tétragonale stabilisée à l’yttrium) dans la microstructure de l’alumine constitue une barrière à la propagation de microfissures intergranulaires (effet barrière des plaquettes d’oxyde de strontium et effet bénéfique de la transformation de phase de la zircone ; voir le paragraphe « Propriétés mécaniques ») (figure 2).
Grain d’Alumine
Grain de zircone en phase tétragonale
Grain de zircone en phase monoclinique Mise en forme
Le frittage proprement dit s’effectue par chauffage sous vide ou atmosphère contrôlée, à haute température (de l’ordre de 1500 °C) et haute pression (> 1000 bars), consommant les liants. Depuis 1992, ce premier frittage est remplacé ou suivi par un frittage par compression isostatique à chaud HIP (hot isostatic pressing), réalisé sous haute pression uniforme mais à température plus basse, permettant d’obtenir une céramique plus dense sans augmenter significativement la taille des grains (figure 3). Après refroidissement, la taille du produit final est réduite d’un taux variable selon le procédé (25 % environ pour l’alumine). Les implants obtenus sont ensuite usinés par pointe diamant, polis en surface et marqués au laser (le marquage à la pointe diamant a été abandonné car il créait des zones de fragilité et de tension néfastes dans la céramique).
Propriétés
Propriétés physicochimiques (tableau 1)
Alumine
L’alumine chirurgicale est un matériau d’une très grande pureté (> 99,5) et de haute densité. Celle-ci est passée de 3,94 (normes ISO 1994) à 3,98 pour les alumines de dernière génération HIPed. Parallèlement, la taille des grains a très nettement diminué pour atteindre actuellement une taille moyenne de 1 à 2 microns (voir figure 3). C’est un matériau hydrophile (angle α = 44°). Sa mouillabilité, plus élevée que celle des métaux et des polymères, offre une lubrification articulaire optimale.
Zircone
C’est une céramique composée d’une phase cubique, d’une phase tétragonale ou quadratique stable (prisme droit) et d’une phase monoclinique instable (prisme déformé). Le problème principal de la zircone vient du passage de la phase quadratique à la phase monoclinique. Cette déformation du réseau cristallographique est susceptible de diminuer la résistance mécanique (par augmentation de volume et cisaillement intergranulaire) et de modifier l’état de surface (augmentation de la rugosité). La zircone pure n’est pas stable à température ambiante (phase monoclinique). Pour stabiliser la zircone et la maintenir en phase quadratique à température ambiante, il est nécessaire d’ajouter des oxydes stabilisateurs. Certains, tels que CaO, MgO ou CeO2, permettent d’obtenir seulement des zircones partiellement stabilisées (partially stabilized zirconia[PSZ]), mais polyphasées avec un taux résiduel de phase cubique issue du frittage à 1500 °C [47]. En pratique, on peut trouver des zircones stabilisées par l’adjonction d’oxyde de magnésium (MgO ; 8 %) [53], mais la plupart sont stabilisées par l’oxyde d’yttrium (Y2O3). Selon le taux d’oxyde d’yttrium (environ 3 mol %) et les conditions de frittage, il est possible d’obtenir une rétention complète de la phase quadratique à température ambiante. On parle de zircone yttriée 3Y TZP (tetragonal zirconia polycristal), stabilisée en phase quadratique. Néanmoins, la zircone quadratique est susceptible de se transformer sous contrainte (voir le paragraphe « Vieillissement »). Les paramètres susceptibles de favoriser cette transformation de phase sont nombreux (procédés de fabrication, stérilisation, conditions mécaniques).
La zircone est un matériau plus dense que l’alumine (d = 6,1) ; sa porosité est proche de 0. La taille des grains est beaucoup plus petite, de l’ordre de quelques dixièmes de microns (figure 4). Les propriétés thermiques de la zircone sont problématiques. Son coefficient de dilatation thermique est relativement élevé pour une céramique (11.10−6 K−1 à température ambiante versus 7.10−6 K−1 pour l’alumine) et sa conductivité thermique est faible (contrairement à l’alumine), ce qui en fait un bon isolant mais peut provoquer une augmentation de température à l’interface, possiblement néfaste à long terme (voir « Propriétés tribologiques »). Le caractère radioactif de la zircone, évoqué par certains, est lié à la possible présence d’impuretés radioactives (dioxyde d’uranium) présentes dans certaines poudres de zircone. Néanmoins, les procédés de fabrication permettent de les éliminer et le rayonnement émis par une tête zircone de 28 mm (2 à 2100 Bq) reste nettement inférieur à celui du corps humain (3700 Bq) [47].
Composites alumine-zircone
L’adjonction de particules de zircone constitue une barrière à la propagation de microfissures entre les grains d’alumine. Le premier mécanisme de renforcement est dû à la transformation de phase tétragonale-monoclinique s’accompagnant d’une augmentation de volume (environ 4 %), créant des forces de compression qui absorbent l’énergie de propagation de la fissure (voir figure 2). Le deuxième mécanisme est dû à la présence d’oxyde de strontium, sous forme de plaquettes allongées agissant comme une barrière à la propagation de la fissure intergranulaire. Il est important que les grains de zircone soient répartis de façon homogène et isolés les uns des autres dans la microstructure de l’alumine pour éviter la formation d’agrégats. Ces composites ont des propriétés physicochimiques intermédiaires, fonction du taux de zircone, lui-même variable selon les fabricants. Dans l’Alumine Delta™ (CeramTec), l’adjonction de 17 % en volume de zircone à l’alumine confère au composite une densité de 4,37 g/cm3 et une taille moyenne de grain inférieure à 1,5 micron.
Biocompatibilité
La réponse tissulaire des céramiques denses a fait l’objet de nombreuses études in vitro sur cultures cellulaires (fibroblates, ostéoblastes, lymphocytes) et in vivo chez l’animal (tissus mous, os, articulations) [18,25,36,51]. Les céramiques denses sont bio-inertes, probablement du fait de leur haut degré d’oxydation et de leurs propriétés de surface. Sous forme massive, elles provoquent une réponse cellulaire pauvre. L’implantation intraosseuse aboutit à une réaction fibreuse ou un contact direct fonction de la forme de l’implant et des contraintes locales. Il n’existe en revanche aucune liaison chimique. Le contact direct est favorisé par les forces en compression, alors que les forces en cisaillement favorisent plutôt la formation d’une membrane fibreuse à l’interface.
Sous forme particulaire, la réponse biologique est variable suivant les conditions expérimentales (dose, taille des particules, type de cellules). In vitro, on peut retrouver des signes d’activation cellulaire (prolifération, activité enzymatique, libération de cytokines, phagocytose), mais elles sont toujours nettement moins intenses que celles déclenchées par les particules polymériques et métalliques. Chez l’animal, les particules de céramique génèrent plutôt une réaction fibreuse où les macrophages sont rares et les cellules géantes quasi absentes. Il en est de même pour la zircone et les composites alumine-zircone. Chez l’homme, l’étude des membranes périprothétiques aboutit aux mêmes conclusions [5,12,58]. Le taux élevé de « fixation fibreuse » des cotyles impactés en alumine massive [22] et le très faible taux d’ostéolyse des séries de prothèse totale de hanche (PTH) alumine-alumine à long terme corroborent ces résultats [4,16,21,28,30,42,52,60].
Les seules véritables réactions ostéolytiques périprothétiques sur PTH céramique ont été rapportées dans des situations pathologiques (contact anormal, malposition, descellement) et sont plus probablement la conséquence de débris métalliques ou de ciment. De la même façon, les taux anormalement élevés de lisérés et d’ostéolyse de certaines séries de PTH utilisant une tête zircone semblent plus liés à l’usure du polyéthylène (PE) provoquée par le changement de phase de la zircone in vivo qu’à une réaction adverse aux particules de zircone [27,51].
Propriétés mécaniques
Dureté
Les céramiques denses sont des matériaux très durs. Elles ont une grande résistance à la rayure, bien supérieure à celle des alliages métalliques (30 à 40 fois pour l’alumine), ce qui leur confère une résistance exceptionnelle à l’usure à trois composants (ciment, os, métal, hydroxypatite). Néanmoins, le transfert de particules métalliques à l’interface peut être à l’origine d’une interruption du film de lubrification et de bruits. L’alumine est la plus dure (2000 à 2200 Vickers), suivie de la zircone (1200 à 1600 Vickers). Les composites ont une dureté intermédiaire renforcée par l’adjonction d’oxyde de chrome (tableau 2).
Comportement sous contrainte
Les céramiques sont des matériaux très rigides dont le comportement est purement élastique jusqu’à rupture sans déformation plastique, contrairement aux métaux et polymères. Leur comportement est dit fragile. Ce terme, pouvant prêter à confusion, ne signifie pas faible contrainte à la rupture (elle est au contraire élevée, surtout en compression), mais faible ténacité, c’est-à-dire capacité limitée à résister à la propagation d’une fissure. Les contraintes à la rupture des céramiques denses sont comparables à celle des métaux en compression, mais sont plus faibles en flexion et surtout en traction (tableau 2). Le module d’élasticité des céramiques est très élevé, nettement supérieur à celui des alliages métalliques (× 2), des polymères (× 60–700) et de l’os cortical (× 8–15) (tableau 3). L’alumine possède le module d’élasticité le plus élevé (380 GPa). Cette grande rigidité empêche toute absorption d’énergie. Elle implique une technologie d’assemblage très précise et est à l’origine des problèmes d’ancrage osseux des cotyles en céramique massive, d’un possible stress shielding acétabulaire, voire de fracture en cas de pics de contrainte non physiologique.
Tableau 3 Module d’élasticité de différents matériaux (céramiques, polymères, métaux)
| Module de Young (GPa) | |
|---|---|
| Alumine (Al2O3) | 380 |
| Zircone (ZrO2) | 210 |
| Alliage Titane (TiAl6V4) | 110 |
| Alliage Cr-Co | 200 |
| Acier 316L | 200 |
| Polyméthylmétacrylate (PMMA) | 3 |
| Polyéthylène (UHMWPE) | 0,5 |
| Os cortical | 24 |
Propagation des fissures. Ténacité [11,19]
Propagation brutale des fissures
Lorsque l’on applique une contrainte à un matériau, il se crée une zone de concentration de contraintes à la pointe des défauts du matériau, qui s’exprime par un facteur d’intensité de contrainte KI = Yσ a1/2, où a est la longueur de la fissure ou du défaut, Y un facteur géométrique de la fissure, et σ la contrainte appliquée. Lorsque KI atteint le facteur d’intensité de contrainte critique du matériau KIC (ténacité), la fissure se propage brutalement, entraînant la rupture de l’implant. Pour augmenter la contrainte à la rupture (σr = KIC/Ya1/2), on peut augmenter KIC, en améliorant la qualité intrinsèque du matériau par la diminution de la taille des grains ainsi que du nombre et de la taille des défauts préexistants (porosité, impuretés, fissures) et/ou en utilisant un matériau composite. L’alumine possède la ténacité la plus basse, 2 fois plus faible que celle de la zircone. L’adjonction de 5 à 20 % de zircone dans l’alumine permet de doubler la ténacité du composite (voir tableau 2). Elles restent néanmoins très éloignées de la ténacité des métaux (KIC = 60 pour l’acier, 80 pour l’alliage de titane).
Propagation lente des fissures
Cependant, même lorsque le facteur d’intensité de contrainte KI reste inférieur au facteur d’intensité de contrainte critique KIC, les fissures peuvent se propager : c’est la propagation lente ou sous-critique des fissures (figure 5), qui au final peut conduire à une rupture imprévisible de l’implant. Elle s’effectue selon un mécanisme de corrosion sous contrainte, provoquée par l’action combinée de contraintes mécaniques à la pointe de la fissure et de molécules d’eau. On définit trois stades de propagation dont les vitesses sont différentes :
- • stade I : réaction de l’eau provoquant la rupture des liaisons ioniques de la céramique ;
- • stade II : transport des molécules d’eau en fond de fissure ;
- • stade III : KI a atteint KIC, la rupture se produit sans action de l’eau.
- • stade II : transport des molécules d’eau en fond de fissure ;
Figure 5 Vitesse de propagation lente des fissures dans une céramique en fonction du facteur d’intensité de contrainte KI (d’après De Aza et al. [11]). La vitesse de propagation des fissures est d’abord contrôlée par la réaction avec l’eau (stade I), puis par la diffusion des molécules d’eau (stade II), et enfin non contrôlée (rupture dans les conditions du vide) (stade III). KIC : facteur d’intensité de contrainte critique à partir duquel la rupture se produit. KI0 : seuil au-dessous duquel aucune propagation de fissure n’est possible.
Les matériaux sensibles à l’eau, comme la zircone, sont ainsi très sensibles à la propagation sous-critique des fissures. Il est important de noter qu’il existe un seuil KI0 au-dessous duquel aucune propagation de fissure ne peut se produire. Pour augmenter ce seuil, on peut utiliser une céramique dont les liaisons sont peu ioniques et plutôt covalentes (comme l’alumine), ou optimiser la microstructure du matériau. Il existe en effet des mécanismes de renforcement qui peuvent ralentir la propagation de la fissure. Ces mécanismes sont différents pour l’alumine, dans laquelle le renforcement s’effectue par pontage entre les grains (lié à la taille des grains), et la zircone, où le renforcement s’effectue par transformation de phase provoquant une augmentation de volume, qui elle-même va exercer des contraintes en compression luttant contre la propagation de la fissure (voir figure 2). Cet effet bénéfique de la transformation de phase est relatif, car il est atténué par la présence de stabilisant (oxyde d’yttrium diminuant la transformabilité des grains), et d’autant plus important que les grains sont gros. Il doit être mis en balance avec l’effet néfaste de la transformation de phase diminuant la stabilité du matériau (voir le paragraphe « Vieillissement »).
Vieillissement [19]
L’alumine possède une grande stabilité thermodynamique qui n’autorise aucune transformation de phase, quels que soient le temps, la température, la pression et l’humidité. Ce n’est pas le cas pour la zircone. Sa transformation de phase peut être bénéfique lorsqu’elle provoque le renforcement. Elle peut aussi avoir, à basse température et sous atmosphère humide, un effet néfaste et imprévisible : c’est le vieillissement de la zircone. Le vieillissement est une transformation isotherme en surface par laquelle des grains quadratiques se transforment en grains monocliniques sous l’action de l’eau. L’augmentation de volume des grains transformés provoque une augmentation de la rugosité et la création de microfissures. L’eau gagne ensuite le volume et propage la transformation. Elle progresse de la surface vers la profondeur. Le vieillissement augmente avec la température et atteint un maximum entre 200 et 300 °C. In vivo chez l’homme, Bergmann et al. [3] retrouvent une température de 43,1 °C au niveau de la hanche avec un couple alumine-PE après une heure de marche. L’augmentation de température est moindre avec un couple alumine-alumine, mais les variations interindividuelles sont importantes et peu prévisibles. La faible conductivité thermique de la zircone peut avoir un rôle important dans l’augmentation de température à l’interface. Sur simulateur de hanche, sans refroidissement, Liao et al. [35] ont rapporté une augmentation de température de 55 °C pour les têtes zircone et 41 °C pour les têtes chrome-cobalt (Cr-Co), avec une précipitation des protéines du sérum pouvant adhérer à la surface des têtes. On peut donc penser que d’importantes variations de température peuvent exister à l’interface avec la zircone, fonction des contraintes mécaniques locales et du niveau de lubrification. Cela pourrait expliquer certains résultats défavorables à moyen terme des prothèses zircone-PE [27,33,53]. La teneur en eau, le taux de stabilisant et les contraintes en tension sont aussi des paramètres importants dans le vieillissement de la zircone. On parle de vieillissement par déstabilisation (réaction entre l’yttrium et l’eau formant des cristaux d’hydroxyde d’yttrium en surface, appauvrissant la zircone en yttrium et accélérant la transformation de phase) ; de vieillissement par corrosion par l’eau (les molécules d’eau attaquent les défauts du matériau et réagissent avec les liaisons Zr-O-Zr pour former des liaisons Zr-OH qui activent la transformation) ; et de vieillissement par transformation sous contrainte (diffusion de l’eau sous contrainte provoquant une réaction entre l’yttrium et l’eau formant des cristaux d’hydroxyde d’yttrium). La taille des grains a une influence considérable sur le vieillissement de la zircone. Les grains fins sont plus stables et plus résistants au vieillissement. La taille en dessous de laquelle aucune transformation ne peut avoir lieu dépend de la teneur en stabilisant. Pour une zircone 3Y TZP, elle varie de 0,3 à 0,4 μm environ.
On comprend ainsi que les traitements de stérilisation par autoclave à 134 °C conduisent à un vieillissement prématuré des têtes zircone. Ils sont à l’origine des premières alertes liées au vieillissement des implants en zircone et ont été interdits en 1997 par la Food and Drug Administration (FDA) au profit des rayons γ (ou de l’oxyde d’éthylène). En 2001, l’utilisation des têtes zircone a été fortement ralentie par l’existence de ruptures survenues sur plusieurs lots de têtes Zircone Prozyr™ (Saint-Gobain-Desmarquest) liées au vieillissement. Cela a entraîné l’arrêt quasi complet de l’implantation de têtes zircone alors qu’il s’agissait d’un problème de fabrication [40].
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