Étude de la dégradation in-vitro d'alliages Fe-Mn-C pour des applications de stents cardiovasculaires

Étude de la dégradation in-vitro d’alliages Fe-Mn-C pour

des applications de stents cardiovasculaires

Thèse

Essowè Mouzou

Doctorat en génie des matériaux et de la métallurgie

Philosophiae doctor (Ph. D.)

Québec, Canada

Étude de la dégradation in-vitro d’alliages Fe-Mn-C pour

des applications de stents cardiovasculaires

Thèse

Essowè Mouzou

Sous la direction de :

III

Résumé

Parmi les aciers, les alliages Fe-Mn-C présentent un meilleur compromis entre une forte résistance à la traction (Rm ³ 1000 MPa) et une bonne ductilité (A(%)» 40%) dû à un mode de déformation basé à la fois sur

le glissement de dislocations et un maclage intense (effet TWIP). À cette combinaison de propriétés mécaniques s’ajoute le fait que les alliages Fe-Mn-C ne sont pas résistants à la corrosion surtout dans un environnement riche en ions chlorure (Cl-_{), ce qui fait d’eux des matériaux potentiellement utilisables pour des}

applications de stents biodégradables. En effet, la tendance à la corrosion de ces alliages pourrait être exploitée efficacement pour des applications biomédicales. Cependant le contrôle de la dégradation reste un élément primordial pour les métaux biodégradables. Étant à l’origine conçus pour l’industrie de l’automobile il n’existe aucun standard ni protocole pour effectuer les tests de dégradation in-vitro pour cette catégorie d’alliages.

Dans ce contexte, l’objectif de cette thèse est d’étudier le comportement à la dégradation in-vitro d’alliages Fe-Mn-C à effet TWIP dans différentes solutions pseudo-physiologiques dans des conditions semblables au comportement du matériau une fois implanté dans l’artère.

Étant donné que lors du déploiement, le matériau utilisé comme stent subit une déformation plastique, et qu’une fois déployé, sa dégradation dans l’artère se fait dans un environnement riche en CO2, l’étude a

également porté sur l’influence de la déformation plastique ainsi que l’effet d’un environnement riche en CO2

sur la vitesse de dégradation.

Les résultats obtenus montrent que le pourcentage de déformation plastique n’a pas d’influence significative sur la vitesse de dégradation. Par contre, le pourcentage de Mn dans l’alliage, la présence d’une atmosphère riche en CO2, la nature et la quantité d’ions présents dans les solutions pseudo-physiologiques ou encore la

présence de protéines telle que l’albumine ont une grande influence sur la nature des produits de dégradation formés ainsi que la vitesse de dégradation des alliages Fe-Mn-C.

IV

Abstract

Among steels, Fe-Mn-C alloys achieve the best compromise between high ultimate strength (UTS³1000 MPa) and good ductility (e(%) ³ 40%) with a deformation mode based on both the dislocations glide and twinning induced plasticity effect (TWIP effect). At this combination of mechanical properties it can be add the fact that Fe-Mn-C alloys are low corrosion resistant in rich chloride ions (Cl-_{) environment. This good combination of}

mechanical and low corrosion properties makes them potentially useful materials for biodegradable stents applications. In fact their tendency to be low corrosion resistant can be exploited efficiently for biomedical applications by controlling their degradation behavior.

However, Fe-Mn-C alloys are initially designed for the automotive industry in order to get lighter body metals which are able to absorb energy in case of impact. So there is no standard or protocol to perform in-vitro degradation tests for this class of alloys for use as biodegradable stents.

This thesis was therefore devoted to studying the degradation behavior of some Fe-Mn-C alloys with TWIP effect in pseudo-physiological solutions. When deploying the stent into arteries they undergo severe plastic deformation, and once deployed, degradation occurs in a CO2-rich environment, therefore this study also

examined the influence of plastic deformation and CO2 gas pressure effect on the degradation behavior in

order to have experimental conditions that are closer to what happens in the artery.

The results obtained show that the plastic deformation has no significant effect on the degradation rate, on the other hand the percentage of Mn, the presence of CO2 partial pressure, the presence and quantities of

carbonate and phosphate ions in the solution or the presence of albumin have a great influence on the formation of degradation products and therefore the degradation rate of the Fe-Mn-C alloys.

V

Table des matières

Résumé III

Abstract IV

Table des matières V

Table des figures VIII

Liste des tableaux XI

Abréviations et anglicismes XII

Remerciements XIV

Avant-propos XVII

1.

Introduction ... 1

1.1.

Maladies cardiovasculaires ... 1

1.2.

Athérosclérose, définition, traitement ... 1

1.3.

Stents permanents : caractéristiques et complications cliniques ... 4

1.4.

Matériaux biodégradables ... 5

1.4.1.

Quel matériau pour un stent biodégradable ? ... 5

1.4.2.

Polymères pour stents biodégradables ... 6

1.4.3.

Métaux pour stents biodégradables ... 7

1.5.

Problématique, stratégie, objectifs et structure de la thèse ... 15

1.5.1.

Problématique ... 15

1.5.2.

Stratégie : choix de l’alliage ... 16

1.5.3.

Objectifs ... 17

1.5.4.

Structure de la thèse ... 18

2.

Alliages Fe-Mn-C à effet TWIP comme matériaux pour des applications de stents cardiovasculaires ... 19

2.1.

Caractéristiques mécaniques et microstructurales des aciers à effet TWIP ... 19

2.1.1.

Composition chimique et microstructure ... 19

2.1.2.

Propriétés mécaniques ... 21

2.2.

Étude de la résistance à la corrosion des aciers TWIP ... 23

2.3.

Étude de la dégradation in vitro des aciers TWIP ... 25

2.4.

Biocompatibilité ... 25

2.5.

Conclusion ... 26

3.

In vitro degradation behavior of Fe-20Mn-1.2C alloy in three different pseudo-physiological solutions ... 28

3.1.

Résumé ... 29

3.2.

Abstract ... 30

3.3.

Introduction ... 31

3.4.

Materials and methods ... 32

3.4.1.

Substrate material ... 32

3.4.2.

Degradation test ... 32

3.4.3.

Characterization ... 35

3.5.

Results ... 36

VI

3.5.1.

Degradation products characterization ... 45

3.6.

Discussion ... 45

3.7.

Conclusions ... 48

3.8.

Acknowledgements ... 49

4.

CO2-rich atmosphere strongly affects the degradation of Fe-Mn-C alloy for biodegradable metallic implants ... 50

4.1.

Résumé ... 51

4.2.

Abstract ... 52

4.3.

Introduction ... 53

4.4.

Materials and methods ... 53

4.5.

Results ... 54

4.5.1.

Optical microscopy ... 54

4.5.1.

Degraded samples characterization ... 55

4.6.

Discussion ... 57

4.7.

Conclusions ... 59

4.8.

Acknowledgements ... 59

5.

Plastic deformation influence on the degradation behavior of Fe-12Mn-1.2C in Hanks’ modified solution ... 60

5.1.

Résumé ... 61

5.2.

Abstract ... 62

5.3.

Introduction ... 63

5.4.

Materials and methods ... 64

5.4.1.

Base material ... 64

5.4.2.

Microstructural and mechanical characterization ... 64

5.4.3.

Degradation test ... 66

5.4.4.

Cytotoxicity tests ... 67

5.5.

Results and discussions ... 68

5.5.1.

Optical microscopy and XRD results ... 68

5.5.2.

TEM characterization ... 72

5.5.3.

Microhardness and mechanical properties ... 73

5.5.4.

Degradation behavior ... 74

5.5.5.

Cytotoxicity test ... 78

5.6.

Discussion ... 79

5.7.

Conclusion ... 82

5.8.

Acknowledgements ... 83

6.

Discussion générale ... 84

6.1.

Influence des différents facteurs sur le comportement à la dégradation ... 84

6.1.1.

Composition des solutions pseudo-physiologiques ... 85

6.1.2.

Effet de la composition de l’atmosphère ... 87

6.1.3.

Effet de la nature du test (statique, dynamique ou potentiodynamique) ... 88

VII

6.2.

Propriétés mécaniques ... 94

6.3.

Tests de viabilité cellulaires ... 97

6.3.1.

Structure des artères ... 98

6.3.2.

Résultats ... 99

6.4.

Limites de la thèse et perspectives ... 104

7.

Conclusion ... 106

8.

Annexe : Électrodéposition de l’alliage Fe-Mn-C pour des applications de stent cardiovasculaires ... 107

8.1.

Introduction ... 107

8.2.

Quelques notions sur l’électrodéposition ... 107

8.2.1.

Principe de l’électrodéposition ... 107

8.3.

Objectifs et hypothèses ... 112

8.3.1.

Objectif général ... 112

8.3.2.

Objectifs spécifiques ... 112

8.3.3.

Hypothèses ... 113

8.4.

Matériel et méthodes ... 113

8.5.

Résultats et discussions ... 115

8.5.1.

Influence de la densité de courant ... 115

8.5.2.

Morphologie du dépôt ... 118

8.6.

Conclusions et perspectives ... 119

VIII

Table des figures

Figure 1.1: Évolutions successives de la plaque d'athérome dans une artère (source image [2]) et occlusion de l'artère

par un caillot sanguin ( source image [3]). ... 2

Figure 1.2 : Cathéter à ballonnet d'angioplastie et technique d'angioplastie (source image [5]). ... 2

Figure 1.3: Stent (source image [14]) et procédure de positionnement d'un stent (source image [15]). ... 4

Figure 1.4: Diagramme de phase Fe-Mn donnant les fractions volumiques des phases en fonction du pourcentage du Mn [66]... 14

Figure 2.1: Effet de la température et de la composition chimique sur l'EFE de l'austénite en corrélation avec le mécanisme de déformation dans les aciers à haute teneur en Mn (Grajcar et al [81]); TRIP (transformation induced plasticity); TWIP (Twinning induced Plasticity); DG (Dislocations Glide); SIP (Slip-Induced Plasticity); EFE (Énergie de faute d’empilement). ... 20

Figure 2.2: Diagramme de phase après trempe à température ambiante en fonction des teneurs (%m) en Mn et C (Schumann, 1972 [84]) ... 20

Figure 2.3: Lignes iso-EFE dans le diagramme carbone/manganèse (%m) des aciers à 300 k [76,82]. les traits indiquent les limites supérieures des domaines de transformation martensitique thermique et mécanique [85] ... 21

Figure 2.4: Diagramme allongement/résistance à la traction pour différentes gammes d'aciers [85]. ... 22

Figure 2.5: Exemple de différents modes de déformation en fonction de l'EFE pour les alliages Fe-Mn-C [88]. ... 22

Figure 2.6: Courbes de traction à température ambiante (25 ºC) et à 400 c pour l’alliage Fe-22Mn-0,6C [84]. ... 23

Figure 2.7: tests de viabilité cellulaire des aciers TWIP et TWIP-1Pd [80]. ... 26

Figure 3.1: Microstructure of the as-received material (a) optical micrograph after 2% Nital etching (×200); (b) SEM micrograph of sample structure after 2% Nital etching (×1000). ... 36

Figure 3.2: XRD pattern after 14 day immersion of: (a) AS-REC Fe-20Mn-1.2C; Commercial Hanks' (CH); Modified Hanks' (MH) and Dulbecco's phosphate buffered saline (DPBS); (b) degradation products deposited at the bottom; (c) degradation products after ultrasound. ... 37

Figure 3.3: SEM sample surface after 14 day immersion in CH : (a) general view (×200); (b) view of MnCO3 (x2000); (c) degraded steel surface (×2000); (d) EDS of (a) and (b) and C1 point in C; (e) cross section (×5000); (f) EDS of E1, E2 and E3 points in (e). ... 39

Figure 3.4 : SEM micrographs after 14 day immersion in MH: (a) general view (×200); (B) close view of precipitation layer (×2000); (c) view of the detached steel surface (×200); (d) EDS of b and C in (a); (e) cross section (×5000); (f) EDS of E1, E2 and E3 in (e). ... 41

Figure 3.5 SEM micrographs after 14 day immersion in DPBS: (a) general view (×200); (b) Close view of precipitation layer (×2000); (c) detached steel surface (×200); (d) EDS of B and c in (a); (e) cross section (×5000); (f) EDS of E1, E2, and E3 points in (e). ... 42

Figure 3.6: FTIR analysis of sample surfaces after degradation respectively in CH, MH, and DPBS test solutions. ... 44

Figure 4.1: Microstructure: (a) Optical micrograph of as-cast material with dendritic structure (×100); (b) optical micrograph of recrystallized material (×1000). ... 55

Figure 4.2 SEM micrographs in MH: (a) general view in H.A (5% CO2; ×200); (b) close view in H.A (×5000); (c) EDS spectrum of H.A (5% CO2 sample; (d) general view in L.A (0.04% CO2; ×200); (e) close view in L.A (×5000); (f) EDS spectrum of L.A (0.04% CO2) sample. ... 56

Figure 4.3:(a) XRD pattern of samples in as-received condition, L.A (0.04% CO2) and H.A (5% CO2) conditions after 14 day immersion test; (b) FTIR analysis of samples in L.A (0.04% CO2) and H.A (5% CO2) conditions after 14 immersion test. ... 57

IX

Figure 5.2: (a) XRD patterns for HS00, HS25 and HS50 before degradation tests, (b) XRD texture indexes for an

austenite reference ((Fe, C); JCPDS 31-0619), HS00, HS25 and HS50. ... 71

Figure 5.3:TEM analysis of the investigated conditions: (a) bright field image of HS00; (b) corresponding diffraction pattern in [110]γ zone axis; (c) dark field image obtained with the spot arrowed in (b) showing nano-precipitates; (d) bright field image of HS25; (e) bright field image of HS50; (f) magnified bright field image showing dark fringes compatible with precipitates presence. . ... 73

Figure 5.4. (a) Microhardness plots for all the investigated conditions in the load ranges of 50 – 300 gf; (b) tensile curves of the investigated conditions. ... 74

Figure 5.5: (a) to (c). SEM and EDX investigations of HS00 surface after the static degradation test. Micrographs taken (a) at 500X, (b), at 5000X and (c) EDX analyses of the surface represented in figure 5a. ... 75

Figure 5.6: (d) to (f). SEM and EDX investigations of HS25 surface after the static degradation test. Micrographs taken (d) at 500X, (e) at 5000X and (f) EDX analyses of the surface represented in figure 5d. ... 76

Figure 5.7: (g) to (i). SEM and EDX investigations of HS50 surface after the static degradation test. Micrographs taken (g) at 500X, (h), at 5000X and (i) EDX analyses of the surface represented in figure 5g. ... 76

Figure 5.8 : Calculated degradation rate (DR, mm/year) on the basis of mass loss after 14 day static immersion in Hanks’ Modified solution of different cold rolled state of Hadfield steel. ... 77

Figure 5.9 : Released Fe and Mn ions after 14 day static immersion test in Hanks’ modified solution ... 77

Figure 5.10: Viability of cultured ECs and (b) SMCs. The culture medium, as described in the Materials and Methods part, was put in contact with Hadfield steel in the as-rec condition (HS00) and with the reference material, that is AISI316L stainless steel. ... 78

Figure 6.1: Coupe histologique de l'artère après recouvrement du stent par les cellules endothéliales (Source image [173]). ... 88

Figure 6.2: Courbes potentiodynamique de l'alliage Fe-20Mn-1.2C dans les solutions de: (a) DPBS+ Albumine; (b) Hanks commerciale (CH); (c) Hanks modifiée (MH). ... 90

Figure 6.3: Visualisation en 2D et 3D des échantillons au Dektak (profilomètre à stylet) après le test potentiodynamique dans: la solution de DPBS (a) et (b); la solution de Hanks' commerciale (c) et (d); la solution de Hanks' modifiée (e) et (f). ... 91

Figure 6.4: Images au microscope électronique à balayage (MEB) de la surface d'un échantillon de Fe-20Mn-1,2C après le test de dégradation: (a) potentiodynamique; (b) statique dans la solution de DPBS. ... 92

Figure 6.5: Images au MEB de la surface des échantillons après le test d'immersion statique sous incubateur: (a) alliage Fe-12Mn-1,2C; (b) alliage Fe-20Mn-1,2C; (c) alliage Fe-21Mn-1C. ... 94

Figure 6.6: Dessein montrant les dimensions des éprouvettes et leur direction de prélèvement. ... 95

Figure 6.7: Courbes de Traction rationnelle des éprouvettes du groupe A ... 95

Figure 6.8: Courbes de Traction rationnelle des éprouvettes du groupe B. ... 96

Figure 6.9: Structure d’une artère (source image [179]) ... 98

Figure 6.10: Test de viabilité cellulaire de l’alliage Fe-20Mn-1,2C avec les cellules musculaires lisses au bout de 24 et 48 h d’incubation. ... 100

Figure 6.11: Mesure de l'activité métabolique des Cellules endothéliales cultivées en présence d'aciers inoxydables et Hadfield. L'activité métabolique des CEs a été considérablement diminué à partir du jour 1 jusqu'au jour-5, périodes d'incubation en présence de l'acier inoxydable ne donne pas d'effet significatif sur l'activité métabolique CEs. * P <0,05 avec une voie Annova suivie d'un test post de Tukey (n=3). ... 102

Figure 6.12: Le comptage des cellules de CEs en présence d'aciers inoxydables et Hadfield. La prolifération cellulaire a été considérablement diminué à partir du jour 1 jusqu'au jour-5 périodes d'incubation en présence de l'acier Hadfield. * P <0,05 avec une voie Annova suivie d'un test post de Tukey (n = 3). ... 102

X

Figure 6.13: L'adhérence des cellules endothéliales sur la surface du polystyrène au jour-1 (A) et au jour 5 (D); acier inoxydable à jour-1 (B) et le jour-5 (E); et de l'acier Hadfield au jour-1 (C) et le jour 5 (F). ... 103

Figure 6.14: Diagramme de phase après trempe à température ambiante en fonction des teneurs (%m) en Mn et en C (source d’image [80]). ... 105

Figure 8.1 Schéma du dispositif expérimental de l’électrolyse. ... 108

Figure 8.2 : Exemple de différence de potentiel redox entre deux métaux et le fer, l'un plus réducteur que le fer et l'autre plus oxydant [188]. ... 110

Figure 8.3 : Modification de la surtension des électrodes par modification de la densité de courant ou de la température [188]... 111

Figure 8.4 : Modification du potentiel standard par addition d'agents complexant [188]. ... 112

Figure 8.5 : Dispositif expérimental et principaux paramètres utilisés pour l’électrodéposition de l’alliage Fe-Mn ... 114

Figure 8.6 : Pourcentage massique %m des éléments (Mn; Fe; O) en fonction de la densité de courant J(ma/cm2_{) à}

pH=2 ... 116

Figure 8.7 Pourcentage massique %m des éléments (Mn; Fe; O) en fonction de la densité de courant J(ma/cm2_{) à pH=3}

... 117

Figure 8.8 : Tendance générale de la variation du %m de Mn en fonction de la densité du courant. ... 117

Figure 8.9 : Codéposition de l’alliage Fe-Mn à pH=2, J=70 mA/cm2 _{et à T=25° C : (a) photo du dépôt ; (b) Image MEB du}

dépôt ; (c) composition chimique du dépôt ... 118

Figure 8.10 : Codéposition de l’alliage Fe-Mn à pH=2, J=70 mA/cm2 _{et à T=80° C : : (a) photo du dépôt ; (b) Image MEB}

XI

Liste des tableaux

Tableau 1.1: Caractéristiques mécaniques et de dégradation d’un stent biodégradable ... 6

Tableau 1.2: Propriétés mécaniques du magnésium et alliages de magnésium utilisés comme matériaux biodégradables 8

Tableau 1.3 : Propriétés mécaniques de quelques alliages de Fer utilisés comme métaux biodégradables ... 11

Tableau 2.1 : Quelques résultats de la littérature sur la corrosion des aciers TWIP ... 24

Table 3.1: Solutions denominations and their preparation on the basis of commercial products used; (*) salts were bought in small doses, each one corresponding to the precise amount for the needed volume of water ... 33

Table 3.2: Composition of the commercial salts used for the preparation of solutions ... 33

Table 3.3 : Ionic composition (mg/L), compared to that of human plasma, of the commercial salts used for the preparation of the solutions; (*) albumin is present in human plasma, but it is not present in solution 2 (DPBS), it was add as an additional element. ... 34

Table 3.4: Atomic Absorption Spectroscopy (AAS) results of iron and manganese ion concentrations in the liquid-rich part after 14 day immersion in CH, MH and DPBS ... 44

Table 3.5: Summary table comparing EDS and XRD results for CH, MH and DPBS samples ... 45

Table 4.1: Chemical composition of Fe-21Mn-1C alloy ... 54

Table 5.1: Chemical composition of Fe-12M-1.2C alloy ... 64

Tableau 6.1 : Composition chimique de quelques solutions pseudo-physiologiques communément utilisées pour les tests de dégradation in-vitro ... 86

Tableau 6.2: Comparaison des valeurs de vitesse de dégradation dans les conditions statique et potentiodynamiques de l'alliage Fe-20Mn-1,2C dans 3 solutions pseudo-physiologiques. ... 90

Tableau 6.3: Comparaison des valeurs de vitesse de dégradation (mm/an) dans les conditions statiques et potentiodynamiques pour le Fe et quelques alliages de Fe dans la solution de Hanks’ modifiée. ... 92

Tableau 6.4: caractéristiques mécaniques moyennes déterminées à partir des courbes de traction des éprouvettes des groupes A et B. ... 96

Tableau 6.5: Comparaison des caractéristiques mécaniques de quelques biométaux. ... 97

XII

Abréviations et anglicismes

AAS/SAA : Atomic absorption spectroscopy / Spectroscopie atomique à absorption

ASTM : American society for testing and materials /Société Américaine pour les essais et les matériaux CR : Corrosion rate/ Taux (vitesse) de corrosion

CTT-Fe : Controlled thermal treatment of iron / Traitement thermique contrôlé du fer DES : Drug eluting stent / stent à élution médicamenteuse

DG : Dislocations glide / Glissement de dislocations

DPBS : Dulbecco phosphate buffered solution / solution saline tamponnée à base de phosphate DR : Degradation rate / Taux (vitesse) de dégradation

ECs/CEs: Endothelial cells/ Cellules endothéliales

EBSD: Electron backscatter diffraction / Diffraction d’électrons rétrodiffusés EDS: Electrons diffraction spectroscopy / Spectroscopie des électrons diffractés E-Fe: Electroformed iron/ Fer obtenu par électroformage

E-MEM: Eagle’s minimum essential medium / Formulation d’une solution pseudo-physiologique FTIR: Fourier Transform Infrared Spectroscopy / Infrarouge à transformé de Fourrier

H.A: High atmosphere / atmosphère élevée HF: Hadfield steel/ Acier Hadfield

HUVEC: Human Umbilical vein endothelial cells/ Cellules endothéliales du cordon ombilical humain L.A: Low atmosphere/ Faible atmosphère

LBB: Laboratoire des Biomatériaux et Bioingénérie

CH/HC: Commercial Hanks’ solution / Solution commerciale de Hanks’ MH/HM: Modified Hanks’ solution/ Solution de Hanks’ modifiée OM/MO: Optical microscopy / Microscopie optique

PLLA: Poly-L-Lactique acide / Acide poly-L-lactique

PTCA: Percutaneous transluminal coronary angioplasty / Angioplastie Coronarienne Transluminale Percutanée SBF: Simulated body fluid / Fluide corporel simulé

SEM/MEB: Scanning electron microscopy/ Microscope électronique à balayage SFE/EFE: Stacking fault energy / Énergie de faute d’empilement

XIII

XIV

Remerciements

À Dieu Tout Puissant, Maitre du temps et des circonstances, que mon âme Te bénisse et n’oublie aucun de Tes bienfaits !

Permet moi en ces circonstance particulières de dire merci à ces hommes et femmes que tu m’As permis de rencontrer durant ces cinq années de thèse.

Je remercie d’abord mon directeur de thèse, le professeur Diego Mantovani, qui a bien voulu m’accepter comme étudiant au sein de son laboratoire. Il m’a accepté tel que je suis, avec mes pas chancelants et hésitants de débutant il a su me rassurer et m’encourager pour aller jusqu’au bout ! Dans le cadre de cette thèse, il m’a appris le savoir-faire et le savoir être en m’offrant de nombreuses opportunités qui m’ont permis d’interagir avec les hommes et les femmes d’ici et d’ailleurs. Merci Diego de m’avoir impliqué : dans l’enseignement et l’encadrement des étudiants du cours des matériaux de l’ingénieur, dans l’organisation et la participation active dans des congrès tant nationaux qu’internationaux qui m’ont laissé les plus beaux souvenirs de ces cinq années de thèse et probablement de ma vie ! Tu m’as appris à travailler et à collaborer avec les membres de mon équipe et ceux des autres équipes de recherche, ta bonne humeur, ton humour, tes conseils durant les moments difficiles de mon projet m’ont permis d’apprécier tes qualités humaines et ton sens élevé de leadership !

Je tiens à remercier les membres du jury d’évaluation de ma thèse : le professeur Gaétan Laroche pour avoir tenu la présidence de ce jury et de celui de mon examen doctoral. Ton regard dans les couloirs du département, du laboratoire ou lors de mes soutenances m’a inspiré des sentiments de bien être, merci pour ce regard rassurant, apaisant et inspirant. Je voudrais dire merci au professeur Hendra Hermawan pour ses heures de discussions, d’échanges, pour son assistanc et son accompagnement tout au long de la thèse. Un grand merci à Nicolas Giguère et Sofiène Amirah. Je les remercie pour le temps qu’ils ont consacré à corriger ma thèse et pour la pertinence de leurs commentaires qui m’ont permis d’améliorer le contenu et la forme de ce manuscrit. Je remercie également les professeurs Ausonio Tuissi, Frédéric Prima, Dominique Dubé, Gianni Barucca, Carlo Alberto Biffi et Edouard Ghali pour leur accompagnement et leur assistance tout au long de cette thèse.

Je remercie les organismes subventionnaires : le Gouvernement Canadien et Togolais qui de concert m’ont accordé la bourse du Programme Canadien des Bourses de la Francophonie (PCBF). À travers ces deux gouvernements je tiens spécialement à remercier le Professeur Komi Paalamwé Tchakpélé qui m ‘a parrainé ainsi que Mme Jeanne Gallagher et Mr. Tony Toufic gestionnaires du PCBF pour leur soutien et leurs conseils

XV

tout au long de la préparation du voyage et de la réalisation de la thèse ; je tiens aussi à dire merci au Conseil de Recherche en Sciences Naturelles et en Génie du Canada (CRSNG), aux Instituts de Recherche en Santé du Canada (IRSC), au Fonds de Recherche du Québec - Nature et Technologie (FRQNT) pour le financement de ce projet, l’Association des Étudiantes et des Étudiants de l’Université Laval Inscrits aux Études Supérieures (AELIÉS) et le bureau des bourses et de l’aide financière de l’Université Laval pour leur participation aux frais de déplacement lors des congrès.

A l’issue de la rédaction de cette thèse, je suis convaincu que les résultats sont loin d'être le fruit d’un travail solitaire. En effet, je n'aurais jamais pu réaliser ce travail doctoral sans le soutien d'un grand nombre de personnes dont la disponibilité, la générosité, la bonne humeur, la rigueur et l'intérêt manifestés à l'égard de ma recherche m'ont permis de progresser dans les différentes étapes aussi délicates les unes que les autres. C’est pourquoi je remercie vivement les professionnels de recherche Carlo Paternoster, Ranna Toulei, Pascale Chevalier, Stéphane Turgeon qui ont été des pierres d’angle dans la construction de l’édifice, ainsi que Lucie Levesque, Bernard Drouin, Andrée-Anne Guy-Bégin, Marie-France Côté, Jean Lagueux, qui ont contribué de diverses manières à la finalisation de la thèse.

Je tiens également à dire merci à mes collègues étudiants et post-docs du Laboratoire des Biomatériaux et Bioingénérie (LBB) du Québec à l’hôpital Saint-François d’Assise (Agung Purnama, Afghany Mostavan, Malghorzata Sikora-Jasinska, Sergio Loffredo, Camillus Sunday Obayi, Yingshao Su, Carolina Bortolan, Leticia Marin, Sebastien Champagne, Devi Paramitha, Sebastien Meghezi, Betul Celebi Saltik, Ivan Rodriguez, Gad Sabbatier, Dawit Seifu,Vanessa Montano Machado, Éléonore Michel, Daniele Pezzoli, Maxime Cloutier, Mahrokh Dorri, Caroline Loy, Erica Rosella, Syafiquah Saidin, Livia Angeloni, Dimitria Camasao, Clayton Campelo, Linda Bonilla, Juliana Vaz, Fernanda Bombaldi, Renata Bombaldi, Farid Anooshehpour, Ibrahim Bilhem, Marie Leroy, Oleksander Bondarenko, Nina Bono, Michel Bocourt Povea, Giovana Genevro, Ludivine Hugoni, Olivier Lesage, Audrey Lainé, Sergio Piranha, Myriam Laprise-Pelletier, Morgane Laurent, Gagnon Jessie, Lucia Giampetruzzi, Mathieu Maisani, Maryam Mavadat, Juliana Valencia…), aux techniciens (Vicky Dodier, Daniel Marcotte, Jean Frenette, André Ferland, Nathalie Moisan, Maude Larouche, Géneviève Bruneau) aux secrétaires (Ginette Cadieux, Andrée Lord, Martine Demers et Anne Rousseau)et à mes collègues (François Chevarin, Ramzi Ishak, Geoffroy Red-Mullet, Simon Gélinas, Frank Armel Tchitembo Goma, Mahdi Amiriyam, Jean-François Boulanger, Amin Molavi, Saba Mousavi Nasab, Kevin Turgeon, Majid Heidari, Behzad Majidi, Deniz Bas, Moussa Javani, Maryam Sadeghi, Nabil N. Sorour, Adèle Gomy, Kamran Azari…) du département du génie des mines, des matériaux et de la métallurgie de l’Université Laval. Ils m’ont aidé, encouragé, soutenu et surtout éclairé sur des questions diverses de caractérisation, de chimie de biologie, mais également sur des sujets variés de la vie quotidienne. Je remercie également les amis du Québec rencontrés hors du laboratoire notamment les amis résident au pavillon

XVI

Parent, les amis de l’association des étudiants catholiques de l’université Laval, à ceux de la communauté de l’Emmanuel de la paroisse Saint Thomas d’Aquin, aux étudiants de l’association des boursiers et boursières du programme canadien des bourses de la Francophonie (AB-PCBF), aux amis de l’association des étudiants togolais de Québec, aux québécois et aux québécoises et à tous ces milliers de visages que j’ai eu la chance de rencontrer durant mes cinq années de thèse ! Merci à tous pour l’hospitalité et ces beaux sourires qui m’ont remonté le moral durant les mois rigoureux de l’hiver québécois !

Aux collègues de la faculté de sciences de l’université de Lomé, à toi mon grand ami de toujours Samuel Tchakpele et à tous les amis du Québec et du Togo, je vous dis merci pour tout ce que nous avons partagé ensemble !

Enfin à mon cousin Ani Tagba, à mon frère Fidèle Gnazou, à ma mère Kagninam Ani et à mon père Pilouziwé Mouzou qui dorment dans la joie de l’éternité merci pour la vie et l’amour que vous m’avez donné.

À vous tous j’ai voulu que vous sachiez par ces mots à quel point votre soutien a été d’une grande aide pour moi !

Merci, Élabalè, Akpé !!! Essowè Mouzou

XVII

Avant-propos

Ce projet de thèse a été effectué à l’université Laval (Québec, Canada) en collaboration avec l’Institut de Recherche de Chimie de Paris (Chimie Paris Tech-CNRS) en France et l’Institut d’Énergie et d’Interphases du Centre National de Recherche de Lecco en Italie.

Il a été consacré à l’étude de la dégradation in-vitro des alliages Fe-Mn-C en vue de leur utilisation comme matériaux biodégradables pour des applications de stents cardiovasculaires.

Les tests de dégradation ainsi que les techniques de caractérisation sont aussi importants que le choix des alliages utilisés pour effectuer ces tests. Le choix, la fabrication, les tests in-vitro ainsi que les techniques de caractérisation sont le fruit de l’expertise de chacun des laboratoires impliqué dans ce travail.

Le Laboratoire de Biomatériaux et Bioingénérie (LBB) de l’université Laval a développé les dispositifs

expérimentaux et protocoles pour les tests statiques et potentiodynamique utilisés pour la détermination du comportement à la dégradation d’alliages métalliques pour applications cardiovasculaires. Plusieurs tests de dégradation ont été effectués à cet effet pour déterminer la vitesse de dégradation ainsi que le comportement à la dégradation des alliages Fe-Mn-C dans des solutions pseudo-physiologiques. Le comportement à la dégradation a été étudié grâce aux techniques de caractérisation tels que la diffraction des rayons X (DRX), la spectroscopie infrarouge à transformé de fourrier (FTIR), la spectroscopie atomique par absorption (AAS), la microscopie optique (OM) ainsi que la microscopie électronique à balayage (MEB) équipée d’un spectromètre de rayons X à sélection d’énergie (EDS).

L’Institut de recherche de chimie de Paris possède en son sein une équipe de métallurgie structurale qui se

charge de la conception de matériaux métalliques innovants partant de l’application finale (cahier de charges) pour construire de nouveaux alliages en utilisant tous les outils dont dispose le métallurgiste (stratégies de formulation chimique, méthodes d’élaboration, traitements thermomécaniques). Son expertise dans le domaine des alliages a été déterminante pour le choix et la fourniture de l’alliage Fe-20Mn-1,2C.

L’Institut d’Énergétique et d’interphases du centre national de recherche de Lecco en Italie est un

institut hautement interdisciplinaire, avec une forte expertise dans les sciences fondamentales telles que la chimie, la physique, la science des matériaux et en génie. La grande expertise technologique, combinée à un vaste parc d'instruments scientifiques, ont favorisé la conception et la fabrication de l’alliage Fe-21Mn-1C qui a servi à l’étude de l’influence du CO2 sur la vitesse de dégradation.

XVIII

Ainsi l’expertise et la contribution de chacun des laboratoires a permis à ce projet d’aboutir aux résultats dont voici le résumé :

Chapitre 1 présente le contexte et la problématique lié aux complications cliniques suite à l’implantation d’un

stent permanent. Il présente l’évolution successive de la technique de traitement non invasive de l’athérosclérose, les raisons qui ont motivées la conception des matériaux biodégradables pour des applications cardiovasculaires et les difficultés rencontrées pour aboutir au matériau qui répond le mieux aux cahiers de charge d’un stent biodégradable.

Chapitre 2 consacré à la revue de littérature sur les alliages Fe-Mn-C à effet TWIP, la raison qui a motivé leur

choix comme matériaux pour des stents biodégradables. Il définit l’objectif et la stratégie de la thèse.

Les chapitres 3, 4, 5 présentent les résultats scientifiques et discussions qui ont aboutis à des publications

scientifiques.

Chapitre 3 Étude du comportement de l’alliage Fe-20Mn-1,2C dans trois solutions pseudo-physiologiques afin

de déterminer l’influence de certains ions sur la vitesse de dégradation et faire le choix de celle qui convient le mieux pour la suite de l’étude.

Les montages expérimentaux, la caractérisation et la rédaction de cet article sont le fruit d’un travail collectif et concerté entre Essowè Mouzou et les différents co-auteurs sous la supervision finale du Prof. Diego Mantovani. Les expériences ont étés réalisés par Essowè Mouzou avec l’aide de Carlo Paternoster (Post doc), Ranna Tolouei (Post doc) et Pascale Chevalier (Professionnelle de recherche). Les figures de l’article ont été réalisées par Essowè Mouzou et Carlo Paternoster. La 1ere _{version de l’article a été rédigée par Essowè}

Mouzou ensuite Carlo Paternoster a aidé dans la structure, la cohérence et les différents co-auteurs ont participé à la révision finale de l’article.

Ce chapitre a fait l’objet du 1er _{article dont voici l’historique :}

Auteurs : Essowè Mouzou, Carlo Paternoster, Ranna Tolouei, Agung Purnama, Pascale Chevalier, Dominique Dubé, Diego Mantovani.

Histoire de l’article :

Journal : Materials Science and Engineering C Date de soumission : 18 juillet 2015

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Révisé le 26 octobre 2015 Accepté le 28 décembre 2015 En ligne le 30 décembre 2015

Chapitre 4 Étude de l’influence d’une atmosphère riche en CO2 sur la vitesse de dégradation.

L’alliage Fe-21Mn-1C ayant servi aux différents tests a été fabriqué par l’équipe de l’Institut d’Énergétique et d’interphases du centre national de recherche de Lecco en Italie sous la supervision de Prof. Ausonio Tuissi. Les tests de dégradation ont été faits par Essowè Mouzou avec l’aide de Ranna Tolouei (Post doc) et Carlo Paternoster (Post doc). Lors de la rédaction de cet article, les figures et la 1ere version ont été réalisés par Essowè Mouzou, Pascale Chevallier et Ranna Tolouei ont conseillé dans la structure et la cohérence de l’article. Les autres co-auteurs ont participé à la révision de l’article avec les conseils et suggestions finales du Prof. Diego Mantovani.

Ce chapitre 4 a fait l’objet du 2ème _{article dont voici l’historique :}

Histoire de l’article : Journal : Materials Letters

Date de soumission : 02 avril 2016 Date de révision : 19 mai 2016 Accepté le : 04 juin 2016

Accessible en ligne le : 07 juin 2016

Chapitre 5 Effet de la déformation plastique sur la vitesse de dégradation de l’acier Hadfield (Fe-12Mn-1,2C)

dans la solution modifiée de Hanks’.

L’acier Hadfield utilisé dans cet article a été fabriqué par l’entreprise Polstar Metals. Les tests de dégradation statique et potentiodynamique ont porté sur des échantillons à différents niveaux de déformations plastiques dans une solution de Hanks’. Les expériences ont étés réalisés par Essowè Mouzou avec l’aide de Carlo Paternoster (Post doc), Ranna Tolouei (Post doc). Glenn Cassar et Joseph Buhagiar du département de la métallurgie et des matériaux de l’ingénieur de l’université de Malte ont aidé à la caractérisation de la texture des échantillons en utilisant la technique de la diffraction d'électrons rétrodiffusés (EBSD). Pascale Chevalier

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(Professionnelle de recherche), Carlo Paternoster (Post doc) et Ranna Tolouei (Post doc) ont conseillé dans la structure et la cohérence de l’article. Les autres co-auteurs ont participé à la révision de l’article avec les conseils et suggestions finales de Prof. Diego Mantovani.

Ce 5ème _{a fait l’objet d’un troisième article dont voici l’historique:}

Histoire de l’article : Journal : Materials Science Date de soumission :

Après la présentation des résultats aux chapitres 3, 4 et 5, un lien avec la problématique posée aux chapitres 1 et 2 a été fait au chapitre 6 avec une discussion générale qui expose aussi bien les forces que les limites de l’étude. Le chapitre 7 est consacré à la conclusion et le chapitre 8 aux annexes.

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1. Introduction

1.1. Maladies cardiovasculaires

L’expression « maladies cardiovasculaires » regroupe toutes les pathologies touchant l’appareil circulatoire constitué du cœur et des vaisseaux sanguins qui alimentent les poumons, le cerveau, les reins et autres parties du corps.

Selon les statistiques de l’OMS, les maladies cardiovasculaires constituent la première cause de mortalité dans le monde. En 2012 elles représentaient à elles seules 17,5 millions de décès soit 31% du taux de mortalité mondial. Avec 25% de décès aux États-Unis, 31% en France et 33% au Canada en 2012, elles sont supposées rester la principale cause de mortalité dans le monde jusqu’en 2030 selon les prévisions de l’OMS. Longtemps qualifiées de maladies de pays riches, elles touchent aujourd’hui les pays à revenu faible ou intermédiaire et font plus de victimes dans ces pays car selon l’OMS, 80% de personnes souffrant de ces maladies meurent faute de soins [1].

Parmi les pathologies des maladies cardiovasculaires, l’athérosclérose reste incontestablement la principale cause à l’origine des maladies cardiovasculaires avec 7.4 millions de décès [1] soit 42% du taux de mortalité dû aux maladies cardiovasculaires. Elle se manifeste par une insuffisance coronarienne correspondant à la diminution du flux sanguin, suite à un rétrécissement des artères coronaires par une plaque fibreuse d’athérome.

1.2. Athérosclérose, définition, traitement

De façon générale, le terme « sclérose » désigne toute dégénérescence fibreuse d’un tissu ou d’un organe. Dans le cas de l’artère, la paroi interne est constituée d’une monocouche très fragile de cellules endothéliales. L’athérosclérose commence par une altération de cette couche suivie d’une infiltration de lipides (notamment le cholestérol), de glucides, du sang et des produits sanguins, du tissu adipeux et de dépôts calcaires. Cette accumulation de divers produits se durcit et s’épaissit en une plaque d’athérome (Figure 1.1) conduisant à un rétrécissement de la paroi artérielle voir à une occlusion éventuelle par un caillot sanguin (Figure 1.1). Les facteurs de risque à l’origine de l’athérosclérose sont liés à l’âge, à l’hérédité et à un mode de vie sédentaire marqué par le tabagisme, l’obésité et une alimentation riche en sels, en gras et en sucres.

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Figure 1.1: Évolutions successives de la plaque d'athérome dans une artère (source image [2]) et occlusion de l'artère par un caillot sanguin ( source image [3]).

L’athérosclérose est lente et progressive. Plusieurs méthodes sont utilisées pour soigner ce rétrécissement de la paroi artérielle. Parmi celles-ci on peut citer les traitements médicamenteux, la chirurgie par pontage coronaire et toutes les techniques de chirurgie non invasives telles que l’angioplastie par ballonnet, l’artériectomie et la pose du stent. Toutes ont pour but de restaurer la lumière de l’artère. Le traitement préventif consiste à empêcher l’apparition ou l’évolution de la plaque d’athérome par l’adoption d’un mode de vie sain qui élimine les facteurs de risque. Les traitements médicamenteux peuvent aussi être administrés dans le but de limiter le taux de cholestérol sanguin (utilisation de statines) et favoriser la dissolution des caillots lors d’une obstruction. On peut aussi recourir à l’utilisation d’antiagrégants et d’anticoagulants plaquettaires pour fluidifier le sang. Lorsque la maladie a déjà atteint la phase critique on a plutôt recours à une opération chirurgicale par pontage coronaire ou à un traitement par des méthodes non invasives.

Le traitement de l’athérosclérose par des méthodes non-invasives a connu plusieurs évolutions successives ces quarantes dernières années. La première innovation s’est déroulée à la fin des années 1970 avec l’utilisation de l’angioplastie percutanée par Andreas et al [4]. C’est une technique qui consiste à introduire un ballonnet à l’intérieur de l’artère malade, à le gonfler pour écarter la plaque d’athérome à l’origine du rétrécissement (Figure 1.2).

Figure 1.2 : Cathéter à ballonnet d'angioplastie et technique d'angioplastie (source image [5]).

Caillot sanguin

Plaque d’athérome fissurée

Cathéter de dilatation non inflaté Cathéter de dilatation inflaté Plaque

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La technique permet de rétablir la lumière du segment de l’artère et une fois que cette lumière est restaurée on retire le ballonnet. Elle a constitué une avancée notable dans le traitement de l’athérosclérose mais elle présente un certain nombre de limites telles que l’occlusion brutale de l’artère et un taux élevé de resténose. L’occlusion de l’artère est soit immédiate soit différée, en général dans les premières 24 heures. Par ailleurs l’angioplastie provoque un traumatisme local de l’artère par dissection étendue. L’artère va cicatriser d’abord grâce à une agrégation plaquettaire puis à une prolifération des cellules intimales et musculaires lisses venant de la média. Dans 50 à 60% des cas environ [6], cette "cicatrisation" va dépasser son but recréant un obstacle dans la lumière de l’artère au cours des 6 mois suivant l’angioplastie. On parle alors de resténose [7,8] . Ce phénomène est le principal problème posé par l’angioplastie et aucun progrès n'a jusqu'à présent été réalisé pour en diminuer la fréquence. La resténose survient de façon quasi constante dans les six premiers mois suivant l'angioplastie. Le traitement consiste en général en une nouvelle angioplastie mais le risque d'une deuxième resténose est toujours élevé. Au cours des années 1990, devant le pourcentage élevé de problèmes liés à l’angioplastie nécessitant une chirurgie en urgence, le traitement a connu une nouvelle innovation avec la mise en place du stent (stent nu ou stent de 1ère _{génération) qui diminue le risque de}

resténose et empêche un retour brutal de l’artère.

Dans les artères, la pose d’un stent (Figure 1.3) s’effectue après une angioplastie coronarienne transluminale percutanée (PTCA), opération durant laquelle un cathéter, muni d’un ballonnet serti d’un stent, est introduit généralement par incision dans l’artère fémorale. Une fois le cathéter positionné au niveau de la lésion, le ballonnet est gonflé venant écraser la plaque d’athérome. Le ballonnet est par la suite dégonflé et le cathéter retiré. Ensuite le stent qui est un monté sur un ballon, est acheminé jusqu'à l'obstruction. On procède au gonflage du ballon pour déployer le stent qui va alors se plaquer contre la paroi de l'artère. Le ballon est ensuite dégonflé et retiré laissant le stent en place sous forme d’échafaudage qui maintient l’artère ouverte

(Figure 1.3). Cette technique a été introduite en 1986 par Sigwart et al [9] pour soulager les patients souffrant

d’obstruction vasculaires et en 1991 par O’Laughlin et al [10] et Mullins et al [11] pour traiter les malformations congénitales. La validité du concept général des stents n’est devenue effective qu’à la suite de la publication des résultats des études de STRESS (Stent Restenosis Study) et de BENESTENT (Belgium-Netherland Stent). Ces études montrent la supériorité des procédures qui utilisent des stents par rapport à celles basées sur l’angioplastie par ballonnet en termes de réduction de la resténose et d’interventions répétées [8,12]. L’adoption d’un régime médicamenteux d’appoint, l’amélioration du design et des techniques d’implantation ont contribué à l’utilisation du stent comme la technique non chirurgicale la plus efficace dans le traitement de l’athérosclérose [13].

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Figure 1.3: Stent (source image [14]) et procédure de positionnement d'un stent (source image [15]).

1.3. Stents permanents : caractéristiques et complications cliniques

La plupart des stents utilisés à ce jour sont des implants permanents constitués en majorité d’alliages résistants à la corrosion tels que l’acier inoxydable 316L, le nitinol (Ni-Ti) et les alliages de cobalt chrome (Co-Cr). La pose de stents permanents a permis d’éviter le retour brutal de l’artère et de baisser le taux de resténose artérielle dans 20 à 30% des cas [8,12]. Cependant elle n’a pas permis d’éliminer complètement le risque de resténose car la présence permanente du stent est à l’origine d’une nouvelle forme de resténose, liée cette fois à la croissance du tissu intra-stent (resténose intra-stent) [16]. Cette croissance est le résultat de la formation de la thrombose (dénudation endothéliale, dissection de la média et exposition des composants sub-intimales) et surtout de la prolifération et de la migration des cellules musculaires lisses (hyperplasie néointimale) [17,18]. En plus de la resténose intra-stent, les stents permanents ont d’autres inconvénients qui limitent leur utilisation. Ces inconvénients comprennent le disfonctionnement endothélial à long terme, une faible endothélisation, une certaine thrombogénicité élevée, un risque d’allergie permanente, des réactions inflammatoires localisées, un comportement mécanique inadéquat aux frontières de la paroi contenant le stent et la difficulté du stent à s’adapter à la croissance de l’artère dans le cas des enfants atteint de malformation congénitale [6]. Tous ces inconvénients sont le résultat de l’interaction entre le stent et le milieu biologique hôte. Des progrès ont été alors accomplis pour améliorer aussi bien le design que les caractéristiques de la surface afin d’augmenter la biocompatibilité. L’utilisation des stents actifs (DES, stents de 2e _{génération) et}

des antiagrégants et anticoagulants plaquettaires par exemple, a permis de diminuer le taux de resténose binaire (définit comme étant une sténose > 50 % au site dilaté lors du contrôle angiographique) jusqu’à 0% dans certains cas [19]. Toutefois, un échec de la revascularisation et des complications à long terme, catastrophiques dans 45% des cas [20,21] ont été aussi observés. À ce jour, plusieurs études prouvent que la période de remodelage de l’artère malade ayant subi une implantation de stent est comprise entre 6 et 12 mois [22,23]. Le stent devrait donc servir d’échafaudage uniquement sur une période limitée allant de de 6 à

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12 mois, au-delà sa présence à l’intérieur de l’artère n’est plus absolument nécessaire. De là est née le concept d’un stent artériel temporaire c’est-à-dire biodégradable (stent de 3ème _{génération). L’idée est d’obtenir}

un stent ayant des propriétés mécaniques et une vitesse de dégradation (voir Tableau 1.1) qui lui permettent de servir d’échafaudage temporaire entre 6 et 12 mois avant de disparaitre progressivement permettant ainsi de réduire considérablement sinon éradiquer complètement tous les inconvénients liés à la présence des stents permanents de 1ère _{et 2}ème _{génération.}

1.4. Matériaux biodégradables

1.4.1. Quel matériau pour un stent biodégradable ?

Le stent biodégradable qui constitue la 3ème _{génération des stents dans le domaine de la cardiologie}

interventionnelle présente plusieurs avantages comparés aux stents de 1ere _{(stents nus) et 2}ème _{générations}

(stents actifs).

La fonction d’échafaudage est assurée par le stent uniquement durant la période de remodelage de l’artère. La dégradation et la disparition du matériau après la guérison de l’artère empêche la prolifération des cellules musculaires lisses, réduit la durée de la bithérapie antiagrégant plaquettaire (aspirine et ticlopédine par exemple), diminue le risque de complications hémorragique et facilite le retour de la vasomotricité [24]. Le stent biodégradable peut être utilisé dans des artères en croissance et constitue donc une solution adéquate en chirurgie pédiatrique pour le traitement des artères des enfants atteints de malformations congénitales. Le stent biodégradable présente de nombreux atouts, cependant le matériau utilisé pour sa conception doit posséder un certain nombre de caractéristiques (Tableau 1.1) pour remplir efficacement sa mission. Il doit par exemple avoir une résistance à la traction (Rm) et une ductilité (A%) appropriées pour faire face aux différentes contraintes lors du déploiement dans l’artère. Le matériau doit également avoir une vitesse de dégradation adaptée lui permettant de maintenir des propriétés mécaniques capables d’empêcher un retour brutal de l’artère durant la période nécessaire à son remodelage. Une période de 6 à 12 mois est nécessaire à l’artère pour une guérison complète [22,23] donc la vitesse de dégradation doit permettre au stent de disparaitre complètement 12 à 24 mois après son implantation par dissolution, absorption ou excrétion. Aussi bien le stent que ses produits de dégradation ne doivent pas être toxiques ou cancérigènes. Il est donc important d’utiliser des matériaux composés d’éléments chimiques tolérés ou assimilables par le corps humain. Toutes ces conditions limitent le choix des matériaux susceptibles d’être utilisés comme matériaux biodégradables pour des applications cardiovasculaires. À ce jour seuls certains polymères et alliages métalliques ont étés testés comme matériaux biodégradables. Dans les paragraphes suivants il sera décrit quelques-uns des matériaux ayant faits l’objet d’études dans le domaine

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Tableau 1.1: Caractéristiques mécaniques et de dégradation d’un stent biodégradable

Propriétés Mécaniques Taux de corrosion in vitro (mm/an) Taux de corrosion in vivo (mm/an) Limite d’élasticité (MPa) Résistance à la traction (MPa) Élongation maximale (%) Valeurs < 300 >300 >25 0,32-0,48 0,08-0,12

1.4.2. Polymères pour stents biodégradables

Les premiers matériaux étudiés comme matériaux biodégradables pour des applications de stents cardiovasculaires furent des polymères naturels synthétisés par l’organisme humain et donc biocompatibles. Le polymère le plus utilisé pour la fabrication des stents biodégradables est le PLLA (Poly-L-Lactique Acide). C’est un polymère produit naturellement par le métabolisme anaérobie du corps humain. Le PLLA a été utilisé pour la première fois par Stack et al [25] qui ont relevé une faible réaction inflammatoire et une résistance à la contrainte radiale trop faible au bout d’un mois d’implantation. Outre le PLLA, d’autres polymères biodégradables tels que le PLGA poly (acide lactique-co-acide glycolique), l’acide poly-lactique (PLA), le polycaprolactone ont été également testés dans des modèles de porcins. Des réactions inflammatoires aigües ont été relevées ainsi qu’une prolifération excessive des cellules musculaires lisses après implantation [26]. Malgré ces problèmes et dû aux propriétés intéressantes de ces matériaux, des études sont en cours pour améliorer leur propriétés. Ces polymères comme stents biodégradables sont actuellement en phase d’étude avancée et certains comme le PLLA du stent Igaki-Tamai [27] ou le BVS de Abott Vascular [13], le poly-dl-lactide de la société Biosensors [28] et celui en polycarbonate de la société Reva Medical (Reva Medical Inc, San Diego, Californie) sont déjà en phase clinique ou en utilisation. Toutefois ils présentent un certain nombre de limites liées à leurs propriétés intrinsèques. On note une absence de radiopacité et, comparés aux métaux, les polymères présentent une résistance à la contrainte radiale trop faible pour maintenir l’artère ouverte une fois le processus de dégradation entamé. Leur faible poids volumique impose la fabrication de stents plus épais ce qui nuit à la biocompatibilité et limite à la fois leur plasticité et leur utilisation dans des artères de petits calibres [6] notamment chez les enfants atteints de malformations congénitales.

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1.4.3. Métaux pour stents biodégradables

Du point de vue mécanique, les métaux possèdent de bonnes propriétés mécaniques ce qui fait d’eux les meilleurs candidats pour des applications de stents biodégradables. Parmi les métaux, le fer et le magnésium se sont révélés particulièrement intéressants à cause de leur présence dans le sang et de leurs effets bien connus sur le métabolisme humain [29,30]. Le zinc est aussi un des métaux qui suscite de plus en plus d’intérêt pour des applications cardiovasculaires [31] toutefois les paragraphes qui suivent seront consacrés au fer et au magnésium dont les études sont plus avancées.

1.4.3.1. Magnésium et alliages de magnésium (Mg-X)

Composition et description

Le magnésium et ses alliages furent d’abord utilisés comme implants biodégradables pour des applications orthopédiques [32,33]. L’utilisation du magnésium comme matériau biodégradable pour des applications de stent biodégradable est relativement récente [34]. Le magnésium est un oligoélément bien connu avec une concentration qui peut aller jusqu’à 7 à 10 mmol/L dans le sérum humain [35]. Cette présence dans le sérum humain en fait l’un des éléments métalliques les plus étudiés pour des applications de stents biodégradables. Mais les études in-vitro et in-vivo montrent que la vitesse de dégradation du magnésium pur est trop rapide en environnement physiologique, ce qui entraine une perte brusque de ses propriétés mécaniques et un dégagement excessif de dihydrogène gazeux 1 à 2 semaines après l’implantation [25,36,37]. Pour ralentir la vitesse de dégradation du magnésium et améliorer ses propriétés mécaniques, on a recours à des éléments d’alliages comme l’aluminium (Al), le zinc (Zn), le manganèse (Mn), le calcium (Ca), le lithium (Li), le néodyme (Nd), le zirconium (Zr) et l’yttrium (Y) [35,37]. Les premières études sur les alliages à base de magnésium ont étés menées par Heublein et al [38], qui ont utilisé l’alliage AE21 pour la production d’un stent biodégradable. Il est constitué de 2% d’aluminium et de 1% de terres rares (Ce, Pr, Nd). Ensuite la société Biotronik a développé un autre alliage connu sous le nom de AMS (Absorbable Metal Stent) qui contient plus de 90% de Mg et des éléments comme le zirconium (Zr), l’yttrium ainsi que des éléments de terre rares [39]. D’autres alliages ont été aussi développés, c’est le cas de AM60B (6% Al et 3% de Mn) [40] et de WE43 (4% Y, 0.6% Zr et 3.4% de terres rares) [30]. De nombreux autres alliages du magnésium ont étés conçus et les stents à base de ces alliages sont actuellement en phase clinique ou en voie d’être implantés. Cependant les tests in-vitro, in vivo et les essais cliniques relèvent un certain nombre de disfonctionnement liés à leurs propriétés mécaniques et au processus de dégradation comme décrit ci-dessous.

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Propriétés mécaniques du magnésium et alliages de magnésium

Le magnésium et ses alliages utilisés comme matériaux biodégradables sont constitués du Mg pur, des alliages de magnésium tels qu’AZ31, AZ91, AE21, WE43, AM60B contenant l’aluminium et les éléments de terres rares ainsi que ceux sans aluminium tels que le Mg-Ca, WE, MZ et WZ. L’addition des différents éléments d’alliages a pour but d’affiner la taille des grains, ralentir la vitesse de dégradation, former des phases intermétalliques capables d’augmenter la résistance à la traction et enfin faciliter la mise en forme lors de la fabrication de l’alliage [37]. Les alliages de magnésium sont très fragiles à la conception et ne pourraient pas résister à la déformation plastique. Ils subissent donc un traitement thermique afin d’augmenter leur ductilité. Une attention particulière est accordée à la conception ainsi qu’à la nature de la surface pour permettre une bonne répartition des contraintes lors du déploiement. Malgré la prise en compte de tous ces paramètres, les propriétés mécaniques restent faibles comparées à ceux du matériau de référence des stents permanents qu’est l’acier inoxydable 316L comme nous le révèle le Tableau 1.2

Tableau 1.2: Propriétés mécaniques du magnésium et alliages de magnésium utilisés comme matériaux biodégradables

Corrosion et biocompatibilité du magnésium

La dégradation des métaux en milieu aqueux est essentiellement un phénomène de nature électrochimique. Elle met en jeu deux types de réactions : une réaction cathodique qui est une réduction de l’eau, de l’oxygène, de l’ion hydrogène, chlorure ou de tout autre ion dépendamment du milieu, du pH ou des conditions atmosphériques ; l’autre type de réaction est la réaction anodique qui est une oxydation de l’ion métallique. Le magnésium réagit en milieu aqueux selon les équations cathodique (1.1) et anodique (1.2) suivantes : 2𝐻_#𝑂 + 2𝑒'_{⇄ 2𝑂𝐻}'_{+ 𝐻} # (1.1) Métal ou alliage État Métallurgique Module d’élasticité (GPa) Limite d’élasticité (MPa) Résistance à la traction (MPa) Allongement (%) Taux de corrosion potentiodynamique (mm/an) Mg Coulé [39] 41 20 90 13 407 WE43 Extrudé [39] 44 195 280 2 1,35

AM60B-F Moulé sous

pression [39] 45 - 220 6-8 8,97

AZ91 Coulé [32] - - 230 3 2,80

Mg-Zn Extrudé [41] 42 170 280 19 0,16

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𝑀_* ⇄ 𝑀_*#++ 2𝑒' _(1.2)

Le bilan de ces deux réactions cathodique et anodique conduit à la formation du dihydrogène gazeux et à la précipitation de l’oxyde de magnésium sur la surface du substrat selon l’équation (1.3) :

𝑀_*+ 2𝐻_#𝑂 ⇄ 𝑀_*(𝑂𝐻)_#+ 𝐻_# (1.3)

L’oxyde de magnésium en recouvrant la surface de l’échantillon sert de barrière entre le substrat et la solution. En présence d’ions chlorures comme c’est le cas dans la plupart des solutions pseudo-physiologiques la couche protectrice d’hydroxyde de magnésium se dissout selon l’équation :

𝑀*(𝑂𝐻)#+ 2𝐶𝑙'⇄ 𝑀*𝐶𝑙#+ 2𝑂𝐻' (1.4)

Comme cela a été précédemment mentionné, dans le cas des métaux biodégradables la vitesse de dégradation et la nature des ions libérés ont une incidence sur les propriétés mécaniques et la biocompatibilité. La concentration du magnésium dans le plasma humain est estimée entre 0,70 et 1,05 mmol/L [42]. Avec une masse du stent comprise entre 3 et 6 mg, la corrosion du magnésium dans l’artère ne pourrait en aucun cas entrainer une augmentation excessive de sa concentration [42]. L’excès de magnésium serait transformé par métabolisme en sels de chlorure, de sulfate ou de phosphate qui sont bien assimilés pour des concentrations inférieures à 0,5 mol/L.

Études expérimentales in-vitro, in-vivo et essais précliniques sur le magnésium

Les études in vitro ont pour but de déterminer le comportement à la dégradation afin de déceler des signes potentiels de fragilité, de toxicité ou d’incompatibilité cellulaire. La norme ISO 10993-5 :1999 [43] et les standards ASTM G31 [44], G59 [45] et F2129 [46] sont utilisés pour effectuer des essais de viabilité cellulaire, de corrosion statique et potentiodynamique. La méthode de corrosion dynamique a été développée au LBB par Levesque et al [39] pour tenir compte de la contrainte de cisaillement induite par le fluide biologique lors du déployement du stent à l’intérieur de l’artère. L’alliage AM60B a été utilisé pour le test de corrosion dynamique. L’expérience a montré que la contrainte de cisaillement aussi bien que son amplitude ont une influence majeure sur la nature et le taux de corrosion in vitro. En effet dans des conditions dynamiques l’alliage AM60B présente une vitesse élevée de corrosion uniforme mais aussi une corrosion localisée par endroit alors que dans les conditions statiques, la corrosion est seulement uniforme avec une vitesse plus lente. Heublein et al [38] ont mené une série d’études in-vitro et in-vivo ainsi que des essais précliniques avec l’alliage AE21. Ces études ont montré un taux élevé de corrosion dans une période comprise entre 60 et 90 jours après implantation avec une perte d’efficacité mécanique dans un intervalle compris entre 35 et 56 jours.

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Waksman et al [47] ont implanté dans l’artère coronaire des porcins le stent Magic (Bioabsorbable magnesium alloy stent) en même temps qu’un autre stent en acier inoxydable 316L. L’étude menée sur une période de trois mois montre que l’utilisation du stent à base de magnésium est efficace et sans danger avec un recul élastique et une hyperplasie intimale modérés. Il conduit également à une formation néointimale plus faible comparée à celle de l’acier inoxydable SS316L.

Des tests précliniques ont été effectués chez des patients adultes présentant une ischémie critique des membres inférieurs (CLI) [48]. Les résultats obtenus trois mois après implantation sont encourageants et suggèrent une utilisation du stent à base de magnésium pour traiter ce type d’accident cardiovasculaire. Le stent biodégradable à base de magnésium a été également utilisé pour ouvrir l’artère pulmonaire gauche d’un bébé prématuré [49] ainsi que pour traiter une sténose aorto-pulmonaire d’un bébé de 2 mois [50]. Il a été constaté une amélioration dès les premiers mois, mais une dégradation trop prononcée à partir du 3e _mois

entraine une nouvelle occlusion et une resténose 4 mois après implantation chez le patient traité. De plus une dégradation trop rapide entraine souvent un dégagement important de dihydrogène et une perte précoce des propriétés mécaniques.

D’autres types d’alliages, notamment les alliages en fer, qui présentent de meilleures propriétés mécaniques et une faible vitesse de corrosion, sont également en étude en vue de trouver un matériau dont la vitesse de corrosion convient le mieux au processus de remodelage de l’artère.

1.4.3.2. Fer et alliages de fer (Fe-X)

Le fer est un élément abondant dans le corps humain (35-45 mg/kg chez l’adulte). Sa concentration est évaluée à 447 mg par litre de sang humain. C’est un oligoélément qui intervient dans la synthèse des protéines, de l’ADN, de l’ARN, dans le transport des électrons, dans la respiration, la multiplication, la différentiation cellulaire et dans la régulation des gènes. La carence en fer entraine un disfonctionnement du corps et provoque l’anémie, c’est pourquoi 2 mg sont recommandés dans la consommation journalière pour garder la concentration en fer constante. Une corrosion rapide dans un temps limité d’un stent à base de fer dont la masse se situe entre 40 et 250 mg [42] ne pourra pas conduire à un excès fer dans l’organisme. Aussi, de nombreux travaux effectués sur la cytotoxicité des alliages de fer [51–53] montrent que les ions Fe2+ _libérés

lors de la corrosion diminuent le taux de prolifération des cellules musculaires lisses et favorisent l’activité métabolique des cellules endothéliales lorsque la concentration est inférieure à 10 µg/ml. Ces caractéristiques font du fer un des matériaux potentiels pour des applications de stents cardiovasculaires.