Structure hiérarchique de l’os humain

L’os est composé d’une multitude d’arrangements structuraux, qui diffèrent également dépendamment de l’ordre de grandeur en question. Ces structures travaillent de concert de façon à remplir des fonctions diverses; tels que le support structural, la protection et l’emmagasinage de cellules régénératrices, etc. L’ordre de grandeur est très important lors de l’analyse structurale des os, puisque leur structure est hiérarchique et complexe. Ce faisant, toutes les techniques utilisées pour définir les propriétés des os ont leur propre résolution et donnent des résultats liés à cet ordre de grandeur. Une combinaison des techniques est donc nécessaire pour déterminer les structures et les propriétés des os. Ces techniques sont, par exemple, la microscopie optique (niveau du micromètre), la microscopie électronique (niveau du nanomètre) et les rayons X (niveau du Ångstrom). De plus, les essais mécaniques conventionnels de petits spécimens mesurent les propriétés mécaniques des os sur une centaine de micromètres.

Pour comprendre les propriétés mécaniques des os, il faut donc connaître les propriétés mécaniques des phases les composant, ainsi que la relation structurelle entre eux, aux différents niveaux hiérarchiques de l’organisation structurale. Ces niveaux hiérarchiques de l’organisation structurale sont : (1) la macrostructure: l’os trabéculaire et cortical; (2) la microstructure (de 10 à 500 μm): système de Havers, ostéons, trabécule; (3) la submicrotrusture (de 1 à 10 μm): os lamellaire; (4) la nanostructure (quelques centaines de nanomètres à 1 μm): collagène fibrillaire et minéraux incorporés; (5) la subnanostructure (en dessous de quelques centaines de nanomètres): structure moléculaire des éléments constituants, tels que les minéraux, le collagène et les protéines organiques non collagèniques (Figure 1.1). Cette organisation structurale hiérarchique a un arrangement et une orientation de ses constituants, faisant de l’os un matériau hétérogène et anisotrope. Il a donc été montré que les propriétés mécaniques des os varient en fonction du niveau structural. Par exemple, le module de Young de larges spécimens d’os cortical testés en traction se situent entre 14 et 20 GPa, tandis que la microflexion de spécimens d’os cortical a donné 5.4 GPa. Il n’est toutefois pas clair si cette divergence de résultats est due à la méthode d’essai ou à l’influence de la microstructure. De plus, le module de Young d’un ostéon a été mesuré par nanoindentation et approximé à 22 GPa, ce qui est près des propriétés de la macrostructure (Rho, Kuhn-Spearing et Zioupos, 1998).

Macrostructure et microstructure de l’os

Au niveau de la macrostructure, l’os se divise en deux parties distingues: l’os cortical et l’os trabéculaire. Ces deux types d’os se différencient par leur niveau de porosité ou de densité. Sur une section de coupe, la fin d’un os long tel le fémur a une enveloppe d’os cortical dense et très résistante avec un intérieur poreux et fragile, l’os trabéculaire, tel que montré à la Figure 1.2. Les os plats, telle la calotte crânienne, ont une structure en sandwich : des couches corticales denses en surface avec une mince couche spongieuse à l’intérieur. Certains chercheurs considèrent l’os cortical et l’os trabéculaire comme ayant la même morphologie et étant différenciables seulement au niveau de leur porosité ou densité. D’autres les considèrent comme étant deux matériaux différents (Rho, Kuhn-Spearing et Zioupos, 1998). L’os cortical est constitué d’ostéons entassés, aussi appelé système de Havers. L’ostéon est en fait l’unité structurale de base de l’os compact, formée de lamelles osseuses concentriques, au centre desquelles se trouve le canal de Havers, qui contient des capillaires sanguins et du tissu conjonctif. Pour l’os cortical, les propriétés mécaniques sont grandement influencées par la porosité, le niveau de minéralisation et l’organisation de la matrice solide. En général, les valeurs de propriétés mécaniques de l’os cortical au niveau macroscopique varient d’un os à l’autre, autant que d’une région à l’autre d’un même os (Kernbaum et Grünfeld, 2001).

L’os trabéculaire est léger et moins dense que l’os cortical. Ce type d’os est fait de trabécules osseuses et contient la moelle de l’os. Les propriétés mécaniques de l’os trabéculaire sont variables sur la périphérie, sur la longueur de l’os et présentent aussi une variabilité significative entre les sujets. La différence entre les propriétés des divers os suggère aussi que la prédiction de ces propriétés ne peut pas être réalisée seulement en considérant la densité (Rho, Kuhn-Spearing et Zioupos, 1998). Finalement, la différence entre les propriétés mécaniques d’un os à l’autre est beaucoup plus grande dans le cas de l’os trabéculaire que pour l’os cortical. Ces propriétés peuvent varier d’un facteur de 2 à 5. Cette variabilité entre propriétés mécaniques des divers os du corps humain peut s’expliquer par les différentes fonctions pour lesquelles chacun d’eux doit servir. De plus, les propriétés d’un type d’os en particulier ne peuvent être recueillies comme étant une seule valeur. Ces données seront au mieux un ordre de grandeur qui reflète l’hétérogénéité d’une même région (Rho, Kuhn-Spearing et Zioupos, 1998).

Titane commercialement pur et alliages de titane

Le titane détient plusieurs caractéristiques qui font de ce métal un très bon candidat pour les applications biomédicales. Premièrement, le titane est un métal à faible densité, soit équivalente à environ 60% celle de l’acier. En plus de cette faible densité, ce métal bénéficie d’excellentes propriétés mécaniques lorsqu’il est allié avec d’autres éléments. Ces propriétés mécaniques peuvent être améliorées encore davantage par écrouissage et traitement thermique. Pour ce qui est de la résistance à la corrosion, ce métal réagit avec l’oxygène et forme une couche protectrice à sa surface, semblablement au zirconium. Si cette couche se retrouve endommagée, elle se reforme instantanément (Davis, 2003). Cette caractéristique lui confère une des meilleures biocompatibilités, deuxième après le zirconium (Figure 1.3). Le titane est de plus en plus utilisé comme matériau d’implantation aussi due à sa rigidité inférieure à celle des autres métaux (Geetha et al., 2009). Le titane possède une transformation allotropique de type martensitique aux environs de 882 °C. Ce chargement cristallographique le fait passer d’une structure hexagonale pseudocompacte (phase α) à une structure cubique centrée (phase β) à haute température. En fonction des éléments d’alliages et traitements thermiques, ce métal peut se diviser en quatre états métallurgiques principaux qui sont : α, near-α, α+β ou β (Davis, 2003). Chacun de ces états a ses propriétés distinctes et est choisi selon l’utilisation prévu de l’alliage. Le contrôle des phases en présence dans l’alliage est tout d’abord réalisé à partir des éléments alliant qui se divisent en quatre catégories : alphagènes Al, O, N, C, betagènes isomorphes Mo, V, Nb, Ta, betagènes eutectoïdes Fe, W, Cr, Si, Ni, Co, Mn, H et neutres Zr, Hf. Les alliages α et near-α (présence de 5-10% de phase β, (Geetha et al., 2009)) détiennent une résistance à la corrosion supérieure, ceci cependant au détriment des propriétés mécaniques à température ambiante qui sont moindre comparativement aux autres alliages de titane.

Les alliages α+β (présence de 10-30% de phase β, (Geetha et al., 2009)) ont une résistance mécanique supérieure due à la présence simultanée des phases α et β. Ces propriétés varient selon la proportion des phases ainsi qu’en fonction des traitements thermiques et thermo-mécaniques appliqués à l’alliage. Les alliages β (présence de plus de 30% de phase β, (Geetha et al., 2009)) détiennent une haute résistance mécanique, une bonne formabilité et un haut potentiel de durcissement. Ceux-ci combinent également une faible rigidité ainsi qu’une résistance à la corrosion supérieure. Ces alliages sont subdivisés en deux catégories, soient β-métastable et β-stable, tel que montré à la Figure 1.1. Les alliages de titane sont dits métastables s’ils contiennent un niveau de stabilisateur β supérieur à βc et inférieur à βs. Dans ces conditions, la microstructure 100% β est obtenue en procédant à une trempe à partir du domaine β et une seconde phase peut précipiter suite à un traitement de vieillissement. Les alliages contenant un niveau de stabilisateur β supérieur à βs sont considérés stables et ne permettent aucune précipitation (Long et Rack, 1998). Le Tableau 1.3 présente les propriétés mécaniques des divers alliages de titane utilisés en orthopédie ainsi que celles de l’alliage CoCrMo, de l’acier inoxydable 316 L et des os humains à titre comparatif. L’alliage α+β Ti−6Al−4V est le plus utilisé parmi toutes les autres désignations. Celui-ci compte pour approximativement 45% de toute la production de titane. Le titane commercialement pur compte quant à lui pour 30% de la production totale, tandis que les autres désignations combinées forment le 25% restant. Pour les applications biomédicales, ce sont également les alliages Ti−6Al−4V et sa variante Ti−6Al−4V ELI (extra-low interstitial) ainsi que le titane commercialement pur qui sont les plus utilisés. L’utilisation des alliages β métastables est cependant en constante progression due à leur faible rigidité (Davis, 2003; Long et Rack, 1998)…..

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Table des matières

INTRODUCTION
CHAPITRE 1 REVUE DE LITTÉRATURE ET OBJECTIFS DE LA RECHERCHE
1.1 Mise en contexte
1.1.1 Définition des biomatériaux
1.1.2 Propriétés physiques et mécaniques recherchées pour la conception d’un biomatériau
1.1.3 Structures et propriétés mécaniques des os humains
1.1.3.1 Structure hiérarchique de l’os humain
1.1.3.2 Macrostructure et microstructure de l’os
1.1.3.3 Propriétés mécaniques des os humains
1.2 Les implants métalliques
1.2.1 Types de métaux et alliages utilisés comme implants
1.2.2 Comparaison des propriétés physiques et mécaniques des alliages biomédicaux
1.2.2.1 Biocompatibilité
1.2.2.2 Problématique de la rigidité
1.2.2.3 Comportement élastique non linéaire
1.3 Les alliages à mémoire de forme à base de Ti−Nb
1.4 Les mousses métalliques
1.4.1 Propriétés recherchées lors de l’élaboration de mousses métalliques pour des applications biomédicales
1.4.2 Méthodes de fabrication communes des mousses métalliques à pores ouverts possiblement utilisables pour des applications biomédicales
1.4.3 Comparaison des méthodes de fabrication
1.5 Définition des objectifs de recherche
CHAPITRE 2 FABRICATION, MORPHOLOGY AND MECHANICAL PROPERTIES OF TI AND METASTABLE TI-BASED ALLOY FOAMS FOR BIOMEDICAL APPLICATIONS
2.1 Avant-propos
2.2 Résumé (français)
2.3 Abstract
2.4 Introduction
2.5 Materials and methods
2.5.1 Foam fabrication using space-holder technique
2.5.1.1 Feedstock materials
2.5.1.2 Mixing
2.5.1.3 Pressing
2.5.1.4 Space-holder pyrolysis
2.5.1.5 Sintering
2.5.1.6 Thermal treatment
2.5.2 Foam characterization
2.5.2.1 Phase constituents
2.5.2.2 Surface oxide film composition
2.5.2.3 Morphology
2.5.2.4 Mechanical properties
2.6 Results
2.6.1 Foam fabrication: Porosity
2.6.2 Foam characterisation
2.6.2.1 Phase constituents
2.6.2.2 Surface oxide film composition
2.6.2.3 Morphology
2.6.2.4 Mechanical properties
2.7 Discussion
2.7.1 Morphology
2.7.2 Mechanical properties
2.8 Conclusion
2.9 Acknowledgements
2.10 References
CONCLUSION
ANNEXE I DÉVELOPPEMENT DE LA TECHNOLOGIE DE FABRICATION DES MOUSSES MÉTALLIQUES À BASE DE TITANE ET D’ALLIAGES DE TITANE MÉTASTABLES
LISTE DE RÉFÉRENCES BIBLIOGRAPHIQUES