Soutenance mémoire
Parmi les alliages métalliques utilisés dans le domaine médical, les alliages de titane se sont toujours distingués par leur excellente biocompatibilité, notamment en raison de leurs excellentes propriétés mécaniques et grâce à leur capacité à former spontanément une couche de passivation stable et bioinerte. Ils constituent un matériau de choix comme substitut osseux pour une prothèse et sont aussi implantés sous forme de plaque ou de vis. A cause de l’augmentation de la durée de service des matériaux implantés dans le corps qui découle de l’augmentation de l’espérance de vie, la biocompatibilité des alliages métalliques utilisés dans le domaine biomédical doit être pensée à plus long terme, tant du point de vue chimique que mécanique. Deux des alliages de titane les plus utilisés sont le Ti 6Al-4V ou TA6V comme substitut osseux et le Ni-Ti en tant qu’alliage à mémoire de forme pour des dispositifs fonctionnels. Le Ti-6Al-4V est un alliage qui a été développé pour des applications aéronautiques, il possède d’excellentes propriétés mécaniques et une très bonne résistance à la corrosion. Cependant, les éléments d’addition utilisés, l’aluminium et le vanadium, sont réputés cytotoxiques et la présence en faible proportion de ces éléments remet en cause la biocompatibilité à long terme de cet alliage. L’autre limitation de cet alliage est d’ordre mécanique. En effet, son module d’élasticité (114 GPa) est trop élevé par rapport à celui de l’os (environ 30 GPa). Une utilisation de cet alliage comme substitut osseux provoque alors le phénomène de « stress shielding » qui a pour conséquence une dégradation du tissu osseux situé à l’interface os/implant et une réduction de la durée de service de la prothèse. Les alliages Nickel-Titane comme le Nitinol® sont des alliages intermétalliques avec une teneur en nickel proche de 50 at.%. Selon leur composition exacte et les traitements thermiques appliqués, ces alliages présentent un effet superélastique ou un effet mémoire de forme, ce qui autorise un large panel d’applications : arcs orthodontiques, cathéters, stents, agrafes à mémoire de forme etc. Ces propriétés découlent d’une transformation martensitique thermoélastique qui peut être induite sous contrainte ou par l’effet de la température. Bien que ces alliages possèdent une bonne tenue à la corrosion, leur forte teneur en nickel, élément allergène et cytotoxique, limite leur utilisation sur de longues périodes. De plus, la combinaison d’une composition intermétallique et d’un effet superélastique ou mémoire de forme rend ces alliages extrêmement difficiles à usiner ou à mettre en forme.
Les matériaux pour les applications biomédicales
Généralités
Un biomatériau a été défini lors de la conférence de Chester de la Société Européenne des Biomatériaux en 1986 de la façon suivante : « matériau non vivant utilisé dans un dispositif médical destiné à interagir avec des systèmes biologiques». Le champ d’application des biomatériaux couvre de nombreux domaines tels que l’ophtalmologie, l’odontologie, la chirurgie orthopédique, la cardiologie… [4] Williams a recensé les propriétés d’un biomatériau pouvant influencer la réponse de l’organisme [5]. Les principaux facteurs qui doivent être étudiés pour des alliages métalliques sont leur microstructure, leurs propriétés de surface et surtout leur tenue en corrosion ainsi que le profil de relargage ionique en conditions d’utilisation.
En fonction des applications visées, une multitude de biomatériaux peuvent être utilisés. On distingue parmi eux :
− les céramiques
− les polymères synthétiques
− les biomatériaux d’origine naturelle
− les biomatériaux métalliques .
Nous nous intéresserons principalement aux applications visées par les aciers inoxydables, les alliages de titane existants, et enfin le Nitinol .
Les caractéristiques d’un biomatériau
La caractérisation d’un biomatériau se décline principalement selon trois notions : la biocompatibilité, la biointégration et la biofonctionnalité.
− La biocompatibilité est la capacité du matériau à ne pas induire de réponse inappropriée de l’organisme, par action directe du matériau ou de ses produits de dégradation. Cette notion est associée aux propriétés chimiques et à la tenue en corrosion du matériau dans le milieu hôte.
− La biointégration caractérise l’aptitude du matériau à être colonisé par des cellules vivantes. Elle dépend principalement de l’état de surface du biomatériau, notamment la rugosité.
− La biofonctionnalité est la capacité du matériau à remplir la fonction pour laquelle il a été implanté ; elle dépend beaucoup des propriétés mécaniques du biomatériau utilisé.
La caractérisation de la biocompatibilité d’un matériau métallique consiste principalement à évaluer la quantité et la toxicité des produits de corrosion (oxydes, ions) qui sont formés durant sa période d’utilisation. Deux pistes peuvent être employées pour obtenir des résultats satisfaisants : l’utilisation d’alliages de métaux nobles (or, argent, platine…) ou de matériaux formant rapidement une couche de passivation stable (aciers inoxydables, alliages cobalt-chrome, alliages de titane…). La biointégration d’un matériau métallique dépend peu du matériau en tant que tel mais plus de son état de surface. De nombreux traitements de surface peuvent être utilisés pour l’augmenter comme le dépôt d’oxydes ou de nitrures. Dans le cas où un matériau métallique est utilisé comme substitut osseux, sa biofonctionnallité sera d’autant meilleure que ses constantes élastiques (module d’Young notamment) sont proches de celles de l’os remplacé. Le module d’Young des métaux étant généralement très supérieur à celui de l’os, l’amélioration de la biofonctionnalité d’un matériau métallique passe par la recherche d’un module d’Young toujours plus bas. Le module peut être abaissé en utilisant des matériaux poreux mais au détriment de la résistance mécanique [6].
Les biomatériaux métalliques sans titane
Les premiers biomatériaux à avoir été utilisés sont les aciers inoxydables, les alliages cobalt-chrome puis les alliages nickel-chrome. Tous ces matériaux ont en commun une excellente résistance à la corrosion par formation d’une couche de passivation qui les rend inertes vis-à-vis du milieu physiologique. Cependant, le relargage d’ions métalliques est inévitable et est à l’origine de nombreux effets secondaires néfastes pour l’organisme [7]. Les aciers inoxydables sont principalement utilisés comme instruments chirurgicaux et comme implants ou prothèses. Parmi eux, les aciers martensitiques sont destinés à l’instrumentation chirurgicale ou dentaire grâce à leurs excellentes propriétés mécaniques. Les aciers austénitiques sont davantage utilisés comme implants. Leur mise en forme est aisée, ce qui est un critère important pour la fabrication de prothèses par exemple. La résistance à la corrosion de ces aciers est généralement due à leur teneur importante en chrome, ce qui peut poser problème pour une implantation à long terme. Malgré la bonne tenue de la couche de passivation formée d’oxydes riches en chrome, il est difficile d’exclure le relargage d’ions Cr6+ réputés toxiques [8]. La résistance à la corrosion par piqûre ainsi que les propriétés mécaniques sont parfois améliorées par nitruration de ces aciers [9, 10]. Aujourd’hui, certaines nuances d’aciers sans chrome ni nickel sont développées en les remplaçant par du manganèse .
Les alliages cobalt-chrome ont été les premiers à être utilisés comme biomatériaux dans les années 1930. L’alliage vitallium (Co-Cr-Mo) a été utilisé comme implant dentaire et pour des applications orthopédiques dès les années 1940. Cette catégorie d’alliages possède une meilleure tenue en corrosion que les aciers inoxydables. Certaines nuances contiennent du nickel pour obtenir un durcissement par précipitation et améliorer l’usinabilité. Cependant, le relargage d’ions Cr6+, bien que réduit par rapport aux aciers inoxydables [8], reste problématique [12]. Les alliages Ni-Cr et Ni-Cr-Be ont été utilisés pour la réalisation de prothèses dentaires pour leur mise en forme aisée [13]. Toutefois, le nickel est un métal connu pour son pouvoir allergène [14] et le béryllium est considéré comme cancérogène [15]. Ces ions se trouvent relargués à cause de la mastication et de la corrosion salivaire .
Les alliages de titane pour les applications biomédicales
Pour la première génération de biomatériaux, les critères recherchés étaient principalement une bonne tenue en corrosion, une mise en forme aisée et une bonne résistance mécanique. D’autres critères comme le type d’ion relargué dans l’organisme ou l’adéquation des propriétés mécaniques avec le milieu physiologique (biofonctionnalité) n’ont pas été pris en compte. Il en résulte un décalage important entre le module d’élasticité de ces biomatériaux (200 GPa et plus) et celui de l’os .
En comparaison avec les matériaux précédents, le titane est plus adapté. Son module d’élasticité plus faible, sa très bonne tenue à la corrosion et l’excellente biocompatibilité de son oxyde TiO2 sont des avantages indéniables pour des applications biomédicales de longue durée [17]. Il est à noter que le relargage d’ions titane a également été observé sans qu’on ne sache si celui-ci a des conséquences sur l’organisme .
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Table des matières
Introduction Générale
Chapitre I Etude bibliographique
1. Introduction
2. Les matériaux pour les applications biomédicales
2.1. Généralités
2.2. Les caractéristiques d’un biomatériau
2.3. Les biomatériaux métalliques sans titane
2.4. Les alliages de titane pour les applications biomédicales
2.5. L’intérêt des alliages β−métastables
3. Le titane et ses alliages
3.1. Les phases stables du titane pur
3.2. Influence des éléments d’addition
3.3. Classification des alliages de titane
4. Les phases métastables des alliages de titane
4.1. Les phases oméga
4.2. La phase β’
4.3. La martensite α’’
5. De la transformation martensitique à la superélasticité et l’effet mémoire de forme
5.1. Les températures caractéristiques de la transformation martensitique
5.2. La transformation martensitique sous contrainte
5.3. L’effet superélastique
5.4. L’effet mémoire de forme simple sens
5.5. L’effet superthermique
5.6. Effet caoutchoutique, effet amortissant
5.7. Les familles d’alliages à mémoire de forme industrialisés
6. Conception d’alliages β-métastables superélastiques
6.1. Approche énergétique : la méthode de Morinaga
6.2. Les mécanismes de déformation plastique
Références bibliographiques
Chapitre II Techniques expérimentales
1. Elaboration et traitements thermomécaniques
1.1. Four à induction en semi-lévitation magnétique
1.2. Traitements thermomécaniques
2. Caractérisation systématique
2.1. Microscope optique
2.2. Diffraction des rayons X
2.3. Essais de traction conventionnels et cycliques
3. Caractérisation avancée
3.1. Texture cristallographique par diffraction des rayons X
3.2. Microscope électronique à balayage (MEB)
3.3. Diffraction des électrons rétrodiffusés (EBSD)
3.4. Analyse mécanique dynamique (DMA)
3.5. Microscope électronique en transmission (MET)
4. Biocompatibilité : préparation d’échantillons
Références bibliographiques
Chapitre III Etude d’alliages Ti-25Ta-xNb : résultats préliminaires
1. Introduction
2. Protocole thermomécanique
3. Etude des alliages Ti-25Ta-xNb x={24 ; 25}
3.1. Microscopie optique
3.2. DRX
3.3. Texture
3.4. Caractérisation mécanique
3.5. Caractérisation structurale après traction
4. Etude des alliages Ti-25Ta-xNb x= {23 ; 22 ; 20}
4.1. Microscopie optique
4.2. Diffraction des Rayons X et texture
4.3. Caractérisation mécanique
4.4. Caractérisation structurale après traction
5. Etude de l’alliage Ti-25Ta-30Nb
5.1. Microscopie optique et DRX
5.2. Caractérisation mécanique
5.3. Caractérisation structurale après traction
6. Conclusion
Références bibliographiques
Chapitre IV. Caractérisation avancée des alliages à mémoire de forme
Conclusion Générale
