Professeur Philippe MASSIN (Chirurgie Orthopédique, CHU Angers)                    Mise à jour : Jan 2007

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Introduction 

Le polyéthylène fut introduit en Orthopédie par John Charnley en 1960 [1], qui le proposa comme deuxième composant du couple de frottement dans les prothèses totales de hanche. Le polyéthylène a donc fait son entrée en chirurgie orthopédique comme composant de la cupule cotyloïdienne cimentée opposée à la prothèse fémorale. Il succéda ainsi au Teflon, autre matériau doté d’un excellent coefficient de frottement, mais qui avait donné lieu à des usures précoces et massives.

En fait, le polyéthylène a été obtenu pour la première fois dans les années 40, fortuitement par polymérisation de monomères d’éthylène en Grande Bretagne (Imperial Chemical Industry). Les premières chaînes linéaires d’éthylène ont été obtenues à Dupont de Nemours dans les années 50 aux USA. Enfin, plusieurs compagnies aux USA ont réussi à produire du polyéthylène à haut poids moléculaire et à obtenir une polymérisation avec des catalyseurs à basse pression (Low Pression Polyethylene) : Phillips Petroleum Company, Standard Oil Indiana. C’est ainsi que du polyéthylène à haut poids moléculaire a pu être produit, puis utilisé pour les implants prothétiques humains. Depuis maintenant plus de 30 ans, son emploi s’est généralisé aux différentes prothèses articulaires (genou, cheville), avec des résultats à moyen et long terme étonnants. Mais des inconvénients existent, avec la survenue d’une usure inéluctable du polymère au bout de quelques années. Cette usure est très variable et dépend de nombreux facteurs encore mal contrôlés. Elle peut dans certains cas engendrer des réactions  biologiques d’ostéolyse dans le corps humain, dévastatrices pour le support osseux. C’est ce qui a justifié la recherche de nouveaux couples de frottement, soit en conservant le polyéthylène, soit en le remplaçant par du métal ou de la céramique. Il est néanmoins trop tôt pour “ enterrer ” le polyéthylène qui reste un des meilleurs matériaux du couple de frottement des prothèses articulaires, à condition d’en connaître ses points faibles.

 

1. Qu’est-ce que le polyéthylène ?

Le polyéthylène est une paraffine, c’est-à-dire une substance inerte et parfaitement biocompatible. C’est un polymère d’éthylène, c’est-à-dire formé par des chaînes linéaires de monomères de longueur variable (Figure 1). Le polyéthylène est caractérisé par ses propriétés physico-chimiques, à savoir sa masse moléculaire et sa cristallinité.

 Figure 1. La chaîne de polyéthylène est un polymère d’éthylène

 

1-1. La masse moléculaire.

Le nombre moyen de monomère par chaîne définit le degré moyen “ n ” de polymérisation. La masse atomique du noyau d’éthylène étant de 28 amu (atomic mass unit), la masse moléculaire du polyéthylène est obtenue en multipliant 28 par n. Le polyéthylène utilisé en Orthopédie a une masse moléculaire de plus de 4 millions d’amu. La mesure de la masse moléculaire est difficile et aléatoire. Elle doit avoir lieu sur un matériau brut avant usinage et stérilisation, par mesure de la viscosité intrinsèque de solutions diluées. Cette méthode, appliquée à du polyéthylène déjà implanté est sujette à de nombreux biais. Il est plus précis de déterminer les variations de masse moléculaire d’un spécimen implanté en utilisant la méthode de spectroscopie à infrarouge.

 
1-2. La cristallinité.

C’est le pourcentage de phase cristalline contenue dans le polymère après refroidissement suivant la polymérisation. On définit la phase cristalline, structurellement bien organisée, par opposition à la phase amorphe de plus faible densité (Figure 2). On peut mesurer la cristallinité soit par diffractométrie, assez imprécise, soit par mesure de l’énergie absorbée, en référence à un échantillon de polyéthylène de cristallinité 100%. Dans cette dernière méthode, la cristallinité est proportionnelle à l’énergie absorbée, matérialisée par l’aire du schéma située sous la courbe “Flux calorique/Température” (Figure 3). Cette mesure n’est précise que sur le polyéthylène non oxydé, et n’ayant subi aucune dégradation. Elle n’est pas applicable au polyéthylène ayant été implanté.

Figure 2. Montre l’aspect microscopique du polyéthylène avec juxtaposition de lames cristallines et de régions amorphes (filaments).

La dernière méthode consiste à évaluer la cristallinité par mesure de la densité, et elle ne s’applique aussi qu’au polyéthylène vierge, non parasité par des produits de dégradation et/ou du liquide synovial. La cristallinité du polyéthylène utilisé en orthopédie est de l’ordre de 45 à 50%. Elle est proportionnelle à la densité.

Figure 3. Mesure de l’énergie absorbée par le polymère (en ordonnée), en fonction de la température à laquelle il est soumis (en abscisse). L’aire du schéma située sous la courbe est proportionnelle à la cristallinité.

 

Les propriétés physico-chimiques du polyéthylène, à savoir sa masse moléculaire et sa cristallinité, définissent aussi ses propriétés mécaniques. Si par un processus de dégradation quelconque, les propriétés physico-chimiques du polyéthylène sont altérées, sa qualité mécanique diminue.

 

2. Les modes de dégradation.

 

2-1. Définition.

La dégradation survient lors de l’exposition à une énergie plus haute que celle de la liaison de Van der Waals liant les atomes de la chaîne polymérique entre eux. Cette énergie peut être mécanique, thermique. Elle peut provenir aussi d’énergie radique (gamma irradiation, irradiation à haute énergie), utilisée pour la stérilisation. Il en résulte la libération de radicaux libres.

 

2-2. L’oxydation.

Elle survient lorsque la dégradation du polyéthylène s’effectue en présence d’oxygène. Il s’agit d’une réaction en chaîne, qui persiste tant qu’il persiste de l’oxygène. Elle donne lieu à des produits de dégradation : esters, acides, kétones, et aboutit à une détérioration des propriétés physico-chimiques du polymère avec diminution de sa masse moléculaire. Elle peut être limitée ou retardée par l’adjonction d’anti-oxydants (Vitamine E). Pour des raisons de toxicité, ces derniers ne sont pour le moment pas autorisés.

 

3. Les propriétés mécaniques.

 Elles sont étudiées par la courbe contrainte/déformations (Figure 4). Celle-ci isole une phase de déformation élastique, au cours de laquelle l’éprouvette se déforme sous une force de traction, puis retrouve sa forme initiale à l’arrêt de la force. Vient ensuite une phase de déformation plastique au cours de laquelle l’éprouvette soumise à une force de traction se déforme, mais elle ne retrouve pas exactement sa forme initiale à l’arrêt de la traction.

Finalement, lorsque la traction persiste survient une rupture de l’éprouvette au point de rupture. L’aire du schéma située sous la courbe représente l’énergie absorbée par l’éprouvette testée, et reflète sa dureté ou sa résistance mécanique.

Il apparaît que cette énergie est inversement proportionnelle à la quantité de matériel détaché par le passage d’une râpe standard sur une feuille de polymère [2].

Le polyéthylène de très haut poids moléculaire (Ultra High Molecular Weight Polyethylene) a une dureté très élevée et partant, une résistance mécanique élevée à la fatigue. Son point de déformation plastique et le point de rupture sont très élevés.

Figure 4. Courbe contraintes (en ordonnées)/ déformations (en abscisse) du polymère. L’aire du schéma située sous la courbe représente l’énergie absorbée par le polymère, proportionnelle à sa résistance mécanique.

 

4. La préparation du polyéthylène.

4-1. Modalités de préparation.

Le polyéthylène utilisé en orthopédie ne représente que 0,1% de la production mondiale. Celle-ci a lieu essentiellement en Allemagne par l’entreprise Hoechst. Les pièces de  polyéthylène sont obtenues à partir de la poudre de polymère de 2 façons, soit par coulage (“molding”) du polymère à haute température, soit par usinage (“ ram extruded ”) du polymère par compression sous forte pression mais température plus basse. Dans les 2 cas, le compactage reste imparfait et laisse persister quelques defects dans le polymère, dont l’effet sur les qualités tribologiques reste mal précisé [3]. Dans le processus d’usinage, la présence de stéarate de calcium est nécessaire pour fluidiser le polymère et faciliter l’usinage. Ces produits contaminent ensuite le polymère. Il faut noter que le coulage ne nécessite pas de stéarate de calcium.

4-2. Les problèmes de diffusion.

Lorsque la préparation du polymère a lieu en atmosphère gazeuse, le gaz ambiant peut diffuser à l’intérieur du polymère, notamment à l’intérieur de la phase amorphe, moins dense. Le phénomène de diffusion est donc d’autant plus important que la cristallinité du polymère est faible. L’aptitude des gaz à diffuser à l’intérieur du polymère dépend également de leur encombrement moléculaire et donc de leur poids moléculaire. Il existe donc pour chaque gaz un coefficient de diffusion particulier. A titre indicatif, le coefficient de diffusion de l’hydrogène dans le polyéthylène est de 68 *107 cm²/sec à 25 °C contre 4,68*107 cm²/sec pour l’oxygène.

Ce dernier gaz peut donc diffuser dans le polyéthylène à toutes les phases de la préparation mais également “ in vivo ”, et induire une dégradation du polymère par oxydation. Une fois que le processus d’oxydation a commencé, il persiste voire s’amplifie au fur et à mesure de la libération de nouveaux radicaux libres, et ceci tant que l’oxygène reste présent [4].

Il est donc important d’éviter l’initiation de la dégradation du polymère. Il faut le préserver de toute exposition à des formes d’énergie nocive. Mais il faut aussi le préserver d’une exposition à l’oxygène, au cas où surviendrait un processus de dégradation non contrôlée, car celui-ci serait immédiatement amplifié par le biais de l’oxydation. Lors de la préparation, il faut non seulement mettre le polymère sous vide, mais il faut aussi éliminer l’oxygène présent dans le polymère en induisant un phénomène de diffusion inversée, c’est-à-dire en maintenant le polymère dans une atmosphère de vide négatif, c’est-à-dire sous aspiration dynamique. Le vide doit augmenter au fur et à mesure que la quantité restante de gaz dans le polymère diminue, jusqu’à son élimination totale.

4-3. La stérilisation du polymère.

Le polymère ne supportant pas les températures élevées, l’autoclavage n’est pas possible. Il faut donc avoir recours à des méthodes alternatives que sont la stérilisation à l’oxyde d’éthylène et l’irradiation.

4-3-1. La stérilisation à l’oxyde d’éthylène.

Le polymère maintenu sous vide est exposé à de l’oxyde d’éthylène, le temps nécessaire pour que le gaz pénètre dans le polymère, puis une aspiration du gaz est effectué pour évacuer l’oxyde d’éthylène. Il ne s’agit que d’une stérilisation de surface, mais qui est suffisante. En effet lors du compactage, la poudre de polyéthylène a été exposée à de fortes températures stérilisantes. Par la suite, la taille des bactéries est trop importante pour qu’elles puissent diffuser à l’intérieur de la phase amorphe. L’intérieur du polymère est donc considéré comme stérile.

Cette stérilisation est facile et économique. Elle pose le problème de l’élimination de l’oxyde d’éthylène résiduel, potentiellement toxique. Ces normes sévères ont été établies, ce qui a contribué à limiter l’emploi de cette technique.

Ce mode de stérilisation reste néanmoins très avantageux car l’oxyde d’éthylène n’altère pas les propriétés physico-chimiques du polymère.

4-3-2. La stérilisation par irradiation gamma.

La pièce est exposée à des barrettes de cobalt radio-actif. Trois types d’action des photons sont possibles :

- l’effet photoélectrique consiste à bombarder la pièce de polymère avec des photons incidents de basse énergie. Ceci aboutit à la libération d’électrons dont l’énergie de liaison correspond à l’énergie du photon incident.

- l’effet “ Compton ” nécessite des photons incidents de plus grande énergie (supérieure à 0,5 MeV). Le photon interagit avec un électron périphérique.

- la formation de paires nécessite des photons incidents d’énergie supérieure à 1,02 MeV. Il s’agit d’une interaction avec le noyau atomique.

La probabilité des deux derniers effets augmente avec l’importance de l’énergie incidente. Ceci explique l’intérêt de soumettre le polymère à de fortes doses d’irradiation.

4-3-3. L’irradiation à haute énergie (accélération d’électrons).

C’est une technique récente permettant l’interaction en chaîne entre des électrons incidents accélérés et les électrons des atomes du polymère. A énergie incidente égale, la stérilisation de surface apparaît plus efficace avec des électrons accélérés.

4-3-4. Les conséquences de la stérilisation.

Quelle qu’en soit le mode, la stérilisation par irradiation induit des modifications de la structure physico-chimique du polymère et altère donc ses propriétés mécaniques [5, 6]. Elle induit un processus de dégradation. Celui-ci se transforme en oxydation si des particules d’oxygène apparaissent ensuite à n’importe quel moment de la vie du polymère. Ainsi, après stérilisation par irradiation, le polymère implanté sera forcément exposé à l’oxygène et sera susceptible de subir un processus auto-entretenu de dégradation ultérieur. Ce processus peut être évalué par spectroscopie infrarouge, détectant les produits de dégradation : hydroperoxydes, acide carboxylique  (Figure 5). Cette oxydation étant fonction du temps d’exposition aux radiations, elle est moins importante après irradiation à haute énergie par électrons accélérés.

Figure 5. Spectroscopie infra-rouge d’un échantillon de polyéthylène irradié montrant la concentration d’hyper acides et d’oxydes (en ordonnée) en fonction de la profondeur (en abscisse).

Pour limiter ce phénomène, il faut donc au maximum éviter l’exposition du polymère à l’oxygène y compris avant l’irradiation. Une dégradation non oxydative est de toute façon inévitable. Elle deviendra oxydative après l’implantation, c’est-à-dire “ in vivo ” [6-7].

Par contraste, la stérilisation à l’oxyde d’éthylène n’altère pas les propriétés physico-chimiques du polymère. La stérilisation par irradiation gamma ne devrait être utilisée qu’à faibles doses et sans air [7].

 

5. Les contrôles de qualité.

 

5-1. Les contrôles de stérilisation.

La norme est d’appliquer la dose LD 10 aux pièces à stériliser , c’est-à-dire la dose capable de réduire une population de micro-organismes à 10% de sa valeur initiale. Mais l’efficacité de cette dose devrait être recontrôlée biologiquement, car elle peut être influencée par les conditions locales d’application, en particulier la concentration en oxygène, en eau et la température. Or il n’y a pas de contrôle à posteriori sur les spécimens stérilisés par irradiation. Le contrôle biologique de la stérilisation n’est effectué systématiquement que pour les spécimens stérilisés à l’oxyde d’éthylène.

 

5-2. Contrôle de qualité du polymère.

Ces contrôles existent pour le polymère brut et correspondent à des standards internationaux. Mais il n’y a pas de recontrôle après la préparation, et on a vu que celle-ci, en particulier lors de la stérilisation par irradiation, est susceptible de modifier significativement les propriétés physico-chimiques du polymère.

 Il est donc important de savoir que les caractéristiques physico-chimiques annoncées du produit peuvent ne pas correspondre aux propriétés réelles du produit que l’on va implanter.

 

6. L’usure du polyéthylène.

6-1 . Mécanisme.

C’est un phénomène complexe défini comme une perte de substance au niveau de contact entre les deux matériaux du couple de frottement, relevant de deux mécanismes :

- la dégradation du polymère provoquant une altération de ses propriétés physico-chimiques, et donc une diminution de sa résistance mécanique au frottement (Mode 1).

- une perte de substance par action mécanique sans altération des propriétés physico-chimiques (Mode 2).

On décrit différents types d’usure qui sont :

- l’abrasion par frottement l’un sur l’autre de 2 ou 3 matériaux de duretés différentes (usure à 2 ou 3 composants).

- l’adhésion résultant du frottement de 2 matériaux de même dureté avec développement de phénomènes chimiques (microwelding).

- la fatigue : résultant du roulement de deux matériaux l’un sur l’autre avec apparition d’un point de contrainte provoquant une fissure de fatigue.

-  la corrosion, phénomène thermique résultant dans la formation de produits de dégradation (oxyde par exemple).

6-2 . L’usure observée du polyéthylène.

L’usure des cupules cotyloïdiennes des arthroplasties totales de hanche est une phénomène constant, qui semble se développer à partir de la 7 ème année après implantation (Figure 6). Elle se manifeste par l’excentration de la bille fémorale dans la cupule cotyloïdienne sur la radiographie de face. Il s’agit donc d’une usure linéaire sur une incidence. Les mesures de l’usure volumétrique ont montré que l’usure linéaire donnait une bonne évaluation de l’usure globale [8] (Figure 7). Elle a été chiffrée à 0,2 mm/an lorsque la bille fémorale est en acier inoxydable [9].

 

Figure 6. Montre l’usure linéaire chiffrée sur la radiographie d’une cupule cotyloïdienne d’une prothèse totale de hanche (en ordonnée), en fonction des années postopératoire (en abscisse).

Figure 7. Montre l’usure linéaire d’une prothèse totale de hanche telle qu’elle peut apparaître sur une radiographie de face, sous la forme d’une excentration de la bille fémorale dans la cupule cotyloïdienne. Cette usure est évaluée par la distance séparant le centre de la bille fémorale du centre de la cupule cotyloïdienne (b)

 

L’observation des spécimens récupérés après fonctionnement “ in vivo ” (Figures 8 et 9) a montré [10] que l’usure était :

- soit une abrasion (frottement d’une surface métallique éraillée sur le polyéthylène, interposition de fragments de ciment entre les 2 éléments du couple de frottement). Il s’agirait alors d’une usure de Mode 1.

- soit une délamination plus ou moins profonde, qui résulterait du frottement sur un polyéthylène ayant subi des phénomènes de dégradation. On en rapproche des fractures de fatigue. Dans ces deux derniers cas, l’usure se produirait selon le Mode 2, c’est-à-dire par action mécanique sur un polyéthylène  ayant subi auparavant des phénomènes de dégradation.

 

 

Figure 8. Cupule en polyéthylène provenant d’une PTH ayant fonctionné plus de 10 ans. Noter d’une part l’excentration de la bille dans la cupule traduisant l’usure par abrasion, d’autre part l’encoche formée par le col dans le rebord de la cupule.

 

Figure 9. Usure par délamination d’un médaillon rotulien d’une prothèse fémoro-patellaire (a) et d’une prothèse de genou unicompartimentale interne du genou  après 12 ans d’utilisation (b) Cette usure résulte du roulement entre 2 surfaces non congruentes.

 

6-3. Mécanismes de l’usure.

L’usure est un phénomène multiparamétrique, complexe. Interviennent la nature des matériaux en contact, et l’environnement dans lequel ils travaillent.

6-3-1. Le type des matériaux en présence

détermine des conditions de frottement, chiffrées par le coefficient de frottement.

Le coefficient de frottement du métal (acier inoxydable) sur l’UHMWPE est d’environ 0.05 à 0.10 selon les conditions de lubrification, alors qu’il n’est que de 0 .01 dans une articulation normale. Le coefficient de friction du polyéthylène avec l’alumine ou la céramique de zircone est inférieur à celui du couple polyéthylène/métal.

Ce coefficient de friction dépend également du fini de surface et de la rugosité de la tête fémorale. Ceux-ci peuvent altérés par une blessure instrumentale lors de l’implantation par exemple.

La résistance à l’usure d’un matériau dépend également de ses propriétés physico-chimiques.

L’observation « princeps »  est l’amélioration de la résistance à l’usure du polyéthylène soumis à de fortes doses de radiations avec une proportionnalité entre la dose d’irradiation et la résistance à l’usure [11, 12] (Figure 10) . Il y a de nombreuses constatations "in vitro". Plus récemment, des séries cliniques de prothèse totales de hanche confirment la supériorité du polyéthylène gamma-irradié sur le polyéthylène ayant subi une stérilisation de surface en terme d’usure.

Or le polyéthylène subit des transformations induites par les rayons, à savoir le cross-linking. La description de ce phénomène remonte à la fin des années 90. Le mécanisme par lequel le cross-linking améliore la résistance à l’usure reste encore mal connu.

Le cross-linking consiste à l’établissement de liaisons chimiques entre deux chaînes de monomère, essentiellement par le biais des liens vinyls doubles situés en fin de chaîne (Figure 11). Ces liaisons se produisent au sein de la phase amorphe du polymère. Elles nécessitent une irradiation à fortes doses, bien supérieures à celles requises pour la stérilisation du polymère.

Des faisceaux d’électrons accélérés sont en général utilisés pour initier ce processus, délivrant des doses 100 fois supérieures par unité de temps par rapport au rayonnement gamma classique. La dose finalement délivrée au polyéthylène est 2 à 3 fois supérieure à celle de l’irradiation classique dans un temps beaucoup plus court.

L’irradiation provoque des ruptures de chaînes avec formation de radicaux libres, rendant le matériau très sensible à la dégradation notamment en présence d’oxygène. C’est pour cela qu’un traitement supplémentaire du matériel irradié est indispensable, en général par chauffage au point de fusion, afin d’éliminer les radicaux libres. Après ce traitement, le matériau ne peut plus subir de dégradation oxydative "in vivo", c’est-à-dire qu’il n’est plus sujet au vieillissement.

 

Figure 10 . Amélioration de la résistance à l’usure gravimétrique du polyéthylène irradié en fonction de la dose d’irradiation. Ce phénomène culmine pour des doses de 9 Megarads. Le nombre de particules produites serait également très réduit par rapport à un polyéthylène conventionnel (tableau présenté par Ries, Marcus et Sauer, AAOS, San Francisco 2001, 10 millions de cycles, sérum bovin, température 37°C, simulateur de hanche tridirectionnel).

                           

Figure 11. Réticulation ou pontage : les chaînes de polymère sont reliées par des liaisons de covalence

Enfin la taille des matériaux a une influence sur les phénomènes d’usure. Le diamètre de la tête fémorale semble être proportionnel à la quantité d’usure volumétrique [8, 13].

La mouillabilité d’un matériau détermine sa capacité à être lubrifié par un film de liquide synovial. Elle améliore le coefficient de friction entre les deux matériaux. L’alumine a une excellente mouillabilité.

 

6-3-2. Les conditions de fonctionnement sont également très importantes.

Le type de la charge et son rythme d’application doivent être prises en compte.

Par exemple, le glissement ou le pivotement de 2 surfaces sphériques l’une contre l’autre ne produit pas le même type d’usure que le roulement : dans le premier cas, on assiste à des phénomènes d’abrasion alors que dans le deuxième cas se produit plutôt une usure par adhésion [14]. C’est ce qui explique peut-être les différences constatées entre la taille des particules d’usure produites au niveau des prothèses de genou, et celle provenant de l’usure des cupules cotyloïdiennes dans les prothèses de hanche.

Les contraintes mécaniques supportées par l’implant peuvent être excessives si la congruence des pièces est mauvaise. Des zones d’hyperpression peuvent ainsi apparaître entre les condyles fémoraux et l’insert en polyéthylène d’une prothèse de genou mal dessinée.

La température ambiante : lorsque la friction a lieu, une augmentation locale de température peut survenir et provoquer une modification de la structure chimique des couches superficielles du matériau.

La lubrification est un élément essentiel intervenant dans la friction. Ce phénomène a bien été pressenti par J. Charnley qui individualisa deux types de lubrification : la lubrification hémodynamique (interposition d’un film entre les deux surfaces de glissement) et la lubrification “ limite ”, par réaction chimique entre les deux surfaces de frottement et production de substances lubrifiantes [1].

L’environnement chimique joue également un rôle. On a vu les conséquences de la présence d’oxygène sur un polyéthylène ayant déjà subi des phénomènes de dégradation. L’oxygène entretient la dégradation sous forme d’oxydation, y compris si la dégradation n’était pas initialement de type oxydative. Enfin, la structure du polymère est probablement modifiée par l’imbibition du liquide synovial, visible sous la forme d’une couleur jaunâtre sur les spécimens extraits après implantation pendant une longue période (Figure 12).


 Figure 12 . usure d’un plateau en polyéthylène d’une prothèse de genou après 11 ans d’utilisation. Noter l’imbibition de liquide synovial donnant une couleur jaunâtre au polymère.

L’usure est donc un phénomène complexe. Il n’existe pas actuellement de standard international permettant de tester l’usure des pièces prothétiques (conditions de charge, lubrification, etc…). en général, les conditions les plus généralement admises dans la littérature sont les cycles de charge à 2000 N répétés 5 millions de fois, en présence de sérum bovin [15, 16].

Mc Kellop, a essayé de schématiser les différents scénarios à l’origine de l’usure [17] :

-Dans le scénario 1, il s’agit de l’usure normale et attendue de deux surfaces prévues pour frotter l’une contre l’autre. cette usure comprend l’usure par abrasion des prothèses totales de hanche, générant des particules de petite taille.

-Dans le scénario 2 : l’usure résulte du frottement l’une contre l’autre des 2 surfaces du couple de frottement mais d’une manière qui n’était prévu initialement. C’est par exemple ce qui se produit lorsque après disparition complète du polyéthylène, la bille fémorale vient frotter sur la cupule métallique enveloppant le polymère.

-Dans le scénario 3 : l’usure est générée par interposition entre les surface du couple de frottement d’un troisième élément qui n’était pas prévu (fragment de ciment…). C’est ce qu’on appelle l’usure à trois composants.

-Dans le scénario 4 ; l’usure est générée par le frottement de deux surface n’appartenant pas au couple de frottement, comme c’est le cas lorsque le col de la tige fémoral vient en conflit avec le rebord du polyéthylène.  Ce dernier type d’usure se fait plutôt par délamination (Figure 13).

Figure 13. L’examen de cette cupule usée montre la coexistence de plusieurs scénarios d’usure : l’aspect dépoli au fond de la cupule traduit l’usure par abrasion survenant dans le scénario 1 dans toutes les prothèses totales de hanche à long terme. Par contre, la délamination du rebord de la cupule provient d’une conflit entre le rebord de la cupule et le col de la tige dans les mouvements extrêmes, pouvant donner lieu à un libération de particules métalliques.

 

D’une façon générale, il faut rappeler que l’usure d’une pièce de polyéthylène ne peut être interprétée sans connaître les caractéristiques physico-chimiques du matériel implanté. La plupart du temps, ces caractéristiques données concernent le polymère brut avant sa préparation et sa stérilisation, mais ne sont pas forcément celles du matériel finalement implanté.

6-4. Les débris d’usure du polyéthylène.

6-4-1. La réaction ostéolytique.

Quel qu’en soit le mécanisme, l’usure du polyéthylène aboutit à la libération dans la cavité articulaire de débris d’usure en grande quantité [18-21]. Ces débris ont une forme et une taille variable en fonction du mécanisme de l’usure (abrasion, adhésion…) [17]. Ces débris peuvent déclencher dans certaines conditions des réactions inflammatoires dans le site receveur, aboutissant à la libération de substances ostéolytiques [20, 22-28]. Dans les membranes de descellement des implants prothétiques, des macrophages ont été isolés, contenant des débris biréfringents de taille inférieure au microns. Ces cellules sont logiquement suspectées d’être à l’origine des réactions ostéolytiques. A l’évidence, le polyéthylène, substance inerte par excellence lorsqu’il est massif, devient actif biologiquement dans certaines conditions sous la forme de particules [18].

Il semble que ces réactions soient plus particulièrement provoquées par des débris de petite taille, expliquant le fait qu’elles soient plus fréquentes au niveau de la hanche qu’au niveau du genou [19]. Il semble que la concentration de ces particules doivent dépasser un certain niveau pour que la réaction d’ostéolyse puisse exister [29, 30], expliquant le fait que ces réactions d’ostéolyses sont plus fréquentes lorsqu’une usure macroscopiquement visible est présente [30].

6-4-2. migration des particules d’usure.

Ces réactions ostéolytiques se développent logiquement à proximité du site d’accumulation des particules, c’est-à-dire au voisinage de la cavité articulaire. Charnley avait depuis longtemps des réactions ostéolytiques du calcar, dénommées "phénomène de cavitation" [31]. Ces réactions sont appelées ostéolyses de proximité (Figure 14).

L’observation clinique a montré que ces réactions d’ostéolyses pouvaient également se développer à distance de la cavité articulaire, y compris sur des implants non descellés [22, 25, 26].

                       

  

Figure 14. Montre deux types d’ostéolyse bien différents : l’ostéolyse de proximité développée au voisinage de la cavité articulaire (a) et l’ostéolyse à distance développée à distance de la cavité articulaire et supposant une migration des particules d’usure aux interfaces de fixation (b).

 

La théorie de la migration des particules de polyéthylène aux interfaces de fixation a été développée. Ces interfaces ont été considérés comme des expansions de la cavité articulaire où pouvaient circuler des flux de liquide synovial, d’où le concept de l’ “ effective joint space ” étendu aux interfaces de fixation [17]. Des travaux histologiques expérimentaux et sur pièce d’autopsie ont récemment objectivé cette migration de particules aussi bien à l’interface os/ciment qu’à l’interface métal/ciment (Figure 15), voire dans la couche de ciment elle-même en cas de fissures ou de vacuoles [32, 33].

 

Figure 15. Travaux expérimentaux chez le mouton montrant la diffusion des particules (corps biréfringents) aussi bine à l’interface métal-ciment (a) qu’à l’interface os-ciment (b) autour des implants cimentés non descellés.

 

La membrane fibreuse qui peut parfois se développer autour d’implants prothétiques a été accusée de favoriser la migration des particules d’usure [34]. En fait, d’autres études expérimentales arrivent à des conclusions opposées. Il semble en fait que, plus que le type du tissu, c’est son mode de connections avec l’implant ou le ciment qui détermine la rapidité de migration des particules. Ainsi, lorsqu’il existe une micro-indentation du ciment dans l’os, ou au contraire, une repousse de l’os dans les anfractuosités d’une surface métallique poreuse, la migration des particules semble plus difficile. En effet, ce type d’interface multiplie considérablement la surface de contact entre le vivant et l’inerte et augmente donc considérablement le trajet des particules, perdues dans un véritable labyrinthe.

Il est donc plus exact de parler de susceptibilité des surfaces lisses à la migration des particules, plutôt que d’incriminer le type du tissu biologique (osseux ou fibreux) [35].

La diffusion des particules de polyéthylène a également été mise en évidence à distance du site d’implantation dans les ganglions, le foie ou la rate des organismes receveur [36, 37].

6-4-3. Les formes cliniques de l’ostéolyse.

L’ostéolyse aux produits d’usure peut prendre une forme aiguë avec formation de géodes corticales à l’emporte-pièce, qui s’élargissent tant que la production de débris d’usure persiste, mais qui ne sont plus évolutives après remplacement des matériaux usés par un nouveau couple de frottement. Cet aspect radiographique est appelé “ granulome à corps étrangers ”. II peut être aussi déclenché par des particules d’usure métalliques.

 

L’ostéolyse peut aussi évoluer de manière subaiguë avec résorption osseuse progressive et formation d’une membrane fibreuse autour de l’implant. Il est en fait très difficile de savoir si cette membrane a une origine mécanique (micromobilité de l’implant) [38], et si elle favorise ensuite la migration des particules d’usure, ou si elle a une origine biologique (membrane de résorption) [39]. dans ce dernier cas, la migration des particules précéderait la formation de la membrane, ce qui suppose qu’elles soient capables de migrer dans les travées osseuses. Des travaux expérimentaux ont mis en évidence une telle migration [33].

6-4-4. Le mécanisme de l’ostéolyse.

Il est mal connu. Il a été étudié par des cultures de cellules, montrant la libération de diverses substances chimiques comme les prostaglandines E2,  l’interleukine 1 b  et d’autres cytokines de l’inflammation en présence de particules de polyéthylène (tumor necrosis factor, interleukine 1a) [18, 40]. Une toxicité des particules de polymère sur les macrophages a été démontrée. En fait , la concentration de ces produits dans le liquide synovial des sujets implantés apparaît élevée par rapport à des sujets témoins, que les implants correspondants soient descellés ou non [41]. D’autres études ont montré des concentrations plus élevées d’interleukines 1b dans les membranes entourant les implants comportant une surface de frottement en polyéthylène, en particulier lorsqu’il y avait une ostéolyse. Par contre les concentrations de Prostaglandines E² ne semblent pas influencées par la présence ou non de polyéthylène [42]. Les médiateurs de la résorption osseuses semblent libérés à partir des macrophages. Ils activeraient les ostéoclastes, ou les fibroblastes (interleukines 1a et 1b). Il n’est aussi pas impossible que les macrophages puissent jouer un rôle direct dans la résorption osseuse [43, 44].

Les études animales et les cultures de cellules indiquent que le système immunitaire ne semble pas jouer un rôle prépondérant dans la réaction biologique aux débris de polyéthylène [45].

 

Conclusion.

Le polyéthylène est un produit remarquable, utilisé avec succès dans le couple de frottement des implants articulaires, grâce à d’excellentes propriétés mécaniques. Malheureusement, ce produit peut être altéré au cours de sa préparation, en particulier lorsqu’il est stérilisé par irradiation. Les standards internationaux ne concernent que le produit brut et ne protègent donc pas de l’utilisation d’un produit déficient.

Dans l’organisme, le polyéthylène risque de subir une oxydation. De toute façon, il finit par s’user malgré l’utilisation de couples de frottement performants. Les différents paramètres de l’usure ne sont pas tous contrôlés. La réaction de l’organisme aux produits d’usure est très complexe, susceptible de grandes variations d’un individu à l’autre, d’un produit à l’autre, voire d’une hanche à l’autre chez un même individu. De nombreuses recherches sont en cours dans le but d’élucider les mécanismes du descellement d’origine biologique, et pour finalement le contrôler.

L’examen des explants humains est riche d’enseignement, mais  l’interprétation de ces observations doit être critique dans la mesure où les caractéristiques exactes du produit implanté ne sont le plus souvent pas connues. 

 

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