Étude des mécanismes de dégradation par méthode
électrochimique de métaux biodégradables pour leur
utilisation dans les voies urinaires
Mémoire
Sébastien Champagne
Maîtrise en génie des matériaux et de la métallurgie Maître ès sciences (M. Sc.)
Québec, Canada
Étude des mécanismes de dégradation, par méthode
électrochimique, de métaux biodégradables pour
leur utilisation dans les voies urinaires
Mémoire
Sébastien Champagne
Sous la direction de :
Hendra Hermawan, directeur de recherche
Diego Mantovani, codirecteur de recherche
iii
Résumé
Au Canada, jusqu’à cinq adultes sur 10 000 vont souffrir de trouble de l’obstruction des voies urinaires, une maladie du système urinaire qui contribuait, en 2008, au fardeau économique du Canada à une hauteur de 3,8 milliards de dollars. Pour soulager le patient, les urologues devront ouvrir les voies urinaires de façon mécanique à l’aide d’une endoprothèse. Idéalement, cette endoprothèse permettra l’écoulement de l’urine sans obstruction, sera résistante à la calcification et sera biodégradable. Les métaux biodégradables ont le potentiel pour la création de ce type d’endoprothèse. Ce potentiel a été partiellement établi dans ce projet en évaluant les propriétés de dégradation de plusieurs métaux (Mg pur, Mg-2Zn-1Mn, Zn pur, Zn-0,5Mg, Zn-1Mg et Zn-0,5Al) à l’aide de techniques électrochimiques dans l’urine artificielle à 37 °C et par voie de techniques avancées de caractérisation de surface. Basés sur la technique de polarisation, les métaux du groupe du Mg montrent une vitesse de dégradation plus rapide que le groupe du Zn. Il en ait de même avec le bruit électrochimique jusqu’à 12h d’inversion. Ensuite, l’inverse est obtenu. Du point de vue de l’impédance, le groupe du Mg montre une seule constante de temps alors qu’il y en a deux pour le groupe du Zn. En microscopie électronique, le groupe du Mg montre une couche d’oxyde non uniforme alors que pour le groupe du Zn, il y a formation de produit de dégradation en forme de fleur, sauf pour le Zn-0,5Al. L’analyse de surface confirme que les produits de corrosion sont composés majoritairement d’hydroxyde, de carbonate et de phosphate, de plus les métaux du groupe du Zn sont dépourvus de calcium. Parmi tous les métaux étudiés, l’alliage Zn-0,5Al présente une couche d’oxyde uniforme et possède peu d’affinité avec les ions présents dans l’urine artificielle, ce qui fait de lui le candidat le plus intéressant par sa faible tendance à la calcification.
iv
Abstract
In Canada, up to five in 10 000 adults suffered from acute urinary tract obstruction, a kidney-related disease that contributes to the economy burden of Canada by $3.8 billion in 2008. Urologists mechanically open the obstructed urinary tract using a stent which ideally maintains an excellent urine flow, be resistant to infection and encrustation, and be biodegradable. Biodegradable metals could have the potential for making this ideal ureteral stent. This potential was partially assessed in this work by conducting detailed electrochemical corrosion tests in artificial urine at 37°C and advanced surface characterization on biodegradable pure Mg, Mg-2Zn-1Mn, pure Zn, Zn-0.5Mg, Zn-1Mg and Zn-0.5Al alloys. Based on polarization measurement, the Mg group was found to exhibit a faster corrosion rate than the Zn group, but then experienced a slow down at longer period of immersion as indicated by electrochemical noise measurement. The impedance of the Mg group surfaces showed a one-time constant behaviour with low double layer capacitance compared to the two-time constant of those of the Zn group. The SEM observation showed the formation of non-uniform corrosion layer on the Mg group and the formation of flower-like precipitates on the surface of the Zn group except for Zn-0.5Al alloy. The EDS and XPS analysis confirmed the main composition of corrosion layer as hydroxide, carbonate and phosphate, without calcium content for the Zn group. Among all tested metals, the Zn-0.5Al alloy exhibits the most interesting behavior by showing a uniform corrosion layer with low affinity to the ions in the artificial urine, indicating a low tendency to encrustation.
v
Table des matières
RESUME ... III ABSTRACT ... IV LISTE DES TABLEAUX ... VIII LISTE DES FIGURES ... IX LISTE DES ABRÉVIATIONS ET DES SIGLES ... XI REMERCIEMENTS ... XII AVANT-PROPOS ... XIII CHAPITRE 1 ... 1 1. INTRODUCTION ... 1 1.1. TROUBLES UROLOGIQUES ... 1 1.1.1. Le système urinaire ... 1
1.1.2. Maladies du système urinaire ... 3
1.1.3. L’obstruction des voies urinaires ... 4
1.1.4. Endoprothèses urétérales ... 6
1.2. PROBLÉMATIQUE ET OBJECTIFS ... 10
1.2.1. Complications liées aux endoprothèses urétérales ... 11
1.2.1.1. Propriétés mécaniques ... 11
1.2.1.2. Prolifération bactérienne ... 12
1.2.1.3. Temps d’implantation ... 14
1.2.2. Objectifs du projet ... 15
1.2.2.1. Mécanismes et vitesse de dégradation ... 16
1.2.2.2. Analyse des produits de dégradation ... 16
CHAPITRE 2 ... 18
2. REVUE DE LITTÉRATURE ... 18
2.1. HISTOIRE DES DISPOSITIFS MÉDICAUX ET BIOMATÉRIAUX ... 18
2.2. HISTOIRE DES MÉTAUX BIODÉGRADABLES ... 20
2.3. ENVIRONNEMENTS BIOLOGIQUES ARTIFICIELS ... 23
2.3.1. Solutions physiologiques artificielles... 23
2.3.2. Urine artificielle ... 24
2.4. LE COMPORTEMENT EN CORROSION DU MAGNÉSIUM ... 25
vi
2.4.1.1. In vitro - Environnement biologique artificiel... 26
2.4.1.2. In vitro - Urine artificielle ... 28
2.4.1.3. In vivo ... 30
2.5. LE COMPORTEMENT EN CORROSION DU ZINC ... 32
2.5.1. Corrosion du zinc dans un environnement biologique ... 33
2.5.1.1. In vitro – Environnement biologique artificiel ... 33
2.5.1.2. In vivo ... 35
2.6. ÉLECTROCHIMIE ET CORROSION ... 37
2.6.1. Potentiel en circuit ouvert ... 39
2.6.2. Polarisation potentiodynamique ... 40
2.6.3. Spectroscopie d’impédance électrochimique ... 44
2.6.4. Bruit électrochimique ... 46
CHAPITRE 3 ... 51
3. MÉTHODE EXPÉRIMENTALE ... 51
3.1. MATÉRIAUX ... 51
3.2. TESTS ÉLECTROCHIMIQUES ... 52
3.2.1. Potentiel en circuit ouvert ... 53
3.2.2. Spectroscopie d’impédance électrochimique ... 53
3.2.3. Polarisation potentiodynamique ... 54
3.2.4. Bruit électrochimique ... 54
3.3. ANALYSE DE SURFACE ... 54
3.3.1. Microscopie électronique à balayage ... 54
3.3.2. Analyse dispersive en énergie par spectrométrie à rayons X ... 55
3.3.3. Spectroscopie de photoélectron X ... 55
CHAPITRE 4 ... 56
4. RÉSULTATS ET DISCUSSION ... 56
4.1. TESTS ÉLECTROCHIMIQUES ... 56
4.1.1. Potentiel en circuit ouvert ... 56
4.1.2. Spectroscopie d’impédance électrochimique ... 57
4.1.3. Polarisation potentiodynamique ... 62
4.1.4. Bruit électrochimique ... 66
4.2. CARACTÉRISATION DE SURFACE ... 70
4.2.1. Microscopie électronique à balayage ... 70
4.2.2. Analyse dispersive en énergie par spectrométrie à rayon X ... 70
4.2.3. Spectroscopie des photoélectrons X ... 73
vii
5. CONCLUSION ... 78
5.1. CONCLUSION ... 78
5.2. PERSPECTIVES ... 79
viii
Liste des tableaux
Tableau 1 : Endoprothèses métalliques présentent sur le marché. ... 9
Tableau 2 : Toxicité des métaux utilisés en tant que métaux biodégradables [41]. ... 21
Tableau 3 : Composition de solutions physiologiques artificielles de pH 7,4 [45]. ... 24
Tableau 4 : Composition chimique pour deux types d’urine artificielle [45]. ... 25
Tableau 5 : Type de corrosion et indice de piqûre [90]. ... 49
Tableau 6 : Composition des échantillons étudiés (% m). ... 51
Tableau 7 : Composition chimique de l’urine artificielle utilisée pour les tests de corrosion électrochimique. ... 53
Tableau 8 : Paramètres pour le test de spectroscopie d’impédance électrochimique... 54
Tableau 9 : Valeurs des composantes électriques (R en Ω cm² et CPE en µF)... 60
Tableau 10 : Paramètres de corrosion des tests de polarisation. ... 63
Tableau 11 : Composition élémentaire des couches d’oxydes par EDS. ... 71
ix
Liste des figures
Figure 1 : Système urinaire normal. ... 2
Figure 2 : Les causes d’obstruction des voies urinaires [7]. ... 4
Figure 3 : Endoprothèse double-J de différentes longueurs [10]... 6
Figure 4 : Radiographie d’une endoprothèse double-J en place [11]. ... 7
Figure 5 : Procédure de mise en place d’une endoprothèse extensible par ballon [12]. ... 8
Figure 6 : Endoprothèse urétérale extensible par ballon d’Allium Medical ™. ... 9
Figure 7 : Mise en place d’une endoprothèse thermo-extensible [12]. ... 10
Figure 8 : Migration d’une endoprothèse urétérale, a) migration distale, b) migration proximale [11]. ... 12
Figure 9 : Calcification de plusieurs endoprothèses [23]. ... 13
Figure 10 : Dégradation souhaitable des implants pour des applications, a) cardiovasculaire, b) orthopédique [41]. ... 22
Figure 11 : Mécanisme de dégradation de CP-Mg et ZM21 dans la solution de Ringer [49]. ... 27
Figure 12 : Image de SEM de différents échantillons de magnésium après leur dégradation dans l’urine artificielle en présence de bactéries [53]. ... 29
Figure 13 : Vitesse de dégradation de tous les spécimens, 7 et 14 jours d’immersion dans PBS et 30 et 60 jours d’implantation chez les rats [55]. ... 31
Figure 14 : Morphologie et composition chimique des produits de dégradation à la surface des implants de Mg et ZK60 après a), d) 1 semaine, b), e) 2 semaines et c), f) 3 semaines d’implantation dans la vessie des rats [54]. ... 32
Figure 15 : Vitesse de dégradation de différents alliages de zinc dans une solution de Hanks obtenue par perte de masse (a) et par extrapolation de Tafel (b) [57]. ... 34
Figure 16 : Résultats des analyses en SEM et EDS suite à l’implantation de fils de zinc chez les rats [61]. ... 36
Figure 17 : Potentiostat VeraSTAT 4, Princeton Applied Research. ... 39
Figure 18 : Résultats d’un test OCP sur des échantillons de titane montrant la stabilisation de la couche d’oxyde [66]. ... 40
Figure 19 : Extrapolation de Tafel, courbe et valeurs [68]. ... 41
Figure 20 : Polarisation potentiodynamique d’un alliage de chrome-cobalt, montrant les différentes régions de la courbe [71]. ... 43
Figure 21 : Circuit équivalent simple de la surface d’une électrode [80]. ... 46
Figure 22 : Montage d’une cellule électrochimique pour le test du bruit électrochimique utilisant trois électrodes [82]. ... 47
Figure 23 : Spectre de densité de puissance du bruit avec déviation dominé par le transfert de masse (a), (b), dominé par la diffusion du transfert de masse (c) et comparaison entre l’analyse FFT et MEM (d) [88,91]. ... 50
Figure 24 : Résultats des tests de potentiel en circuit ouvert. ... 56
Figure 25 : Graphique de Nyquist des résultats d’EIS... 57
Figure 26 : Graphique de Bode des résultats d’EIS, angle de phase (gauche) et impédance (droite). ... 58
Figure 27 : Circuits équivalents proposés, a) R(QR), b) R(Q(QR)), c) R(Q(R(QR))) et d) R(QR)(QR). ... 59
Figure 28 : Résultats des tests de PDP. ... 62
Figure 29 : Images de SEM après les tests de polarisation, a) Mg pur, b) Mg-2Zn-1Mn, c) Zn pur, d) Zn-0,5Mg, e) Zn-1Mg et f) Zn-0,5Al. ... 65
Figure 30 : Évolution de la vitesse de dégradation dans le temps. ... 66
Figure 31 : Images en SEM après le test de bruit électrochimique, Mg a) et b), Zn c) et d), Zn-0,5Al e) et f). ... 68
Figure 32 : Déconvolution des spectres XPS en haute résolution du magnésium pur. .... 74
x Figure 34 : Déconvolution des spectres XPS en haute résolution de Zn-0,5Al. ... 76
xi
Liste des abréviations et des sigles
ACMTS Agence canadienne des médicaments et des technologies de la santé
ASTM American society of testing materials
CE Contre électrode
CPEdl Élément à phase constante de la double couche
CPEol Élément à phase constante de la couche d'oxyde
Ecorr Potentiel de corrosion
EDS Analyse dispersive en énergie par spectrométrie des rayons X
EIS Spectroscopie d'impédance électrochimique
EN Bruit électrochimique
En Potentiel du bruit
FFT Transformation de Fourier rapide
HCP Hexagonale compacte
In Courant du bruit
MEM Méthode de l'entropie maximum
NACE National association of corrosion engineers
NPC Néphropathie chronique
OCP Potentiel en circuit ouvert
PBS Solution tampon de phosphate
PDP Polarisation potentiodynamique
PI Indice de piqûre
PIB Produit intérieur brut
PSD Densité spectrale de puissance
Rct Résistance au transfert de charge
RE Électrode de référence
Rn Résistance du bruit
Rs Résistance de la solution
Rsp Résistance de la solution à l'intérieur des pores
SCE Électrode au calomel saturée en KCl
SEM Microscopie électronique à balayage
WE Électrode de travail
xii
Remerciements
Je voudrais tout d’abord remercier mon superviseur M. Hendra Hermawan de m’avoir donné la chance de poursuivre mes études au sein de son équipe et de m’avoir permis de travailler sur un projet aussi stimulant. Je voudrais aussi le remercier pour ses conseils et pour toutes les opportunités qu’il m’a offertes pour participer à l’écriture d’article, en plus de m’encourager à aller présenter mes résultats à des conférences autant au niveau national, qu’internationale.
Je voudrais ensuite remercier M. Yingchao Su qui m’a servi de mentor au tout début de mon projet et qui m’a initié aux techniques électrochimiques.
Je voudrais aussi remercier Ehsan Mostaed et Maurizio Vedani de l’école polytechnique de Milan en Italie pour nous avoir fourni les métaux qu’ils ont développés dans leur laboratoire.
Je voudrais aussi remercier mes parents de toujours m’avoir poussé à poursuivre mes études et de m’avoir encouragé tout au long de ce parcours.
Je remercie mon amoureuse Morgane pour ses encouragements, sa gentillesse, sa compréhension, sa patience et sa capacité à m’endurer lors de cette longue période de rédaction. Je lui suis entièrement reconnaissant.
Je remercie le conseil de recherches en sciences naturelles et en génie du Canada (CRSNG) et le Programme de formation orientée vers la nouveauté, la collaboration et l’expérience en recherche (FONCER) en médecine régénératrice (NCPRM) pour leur soutien financier, ainsi que son coordonnateur de ce programme M. Gaétan Laroche.
xiii
Avant-propos
Ce mémoire est composé de cinq chapitres. Celui-ci est présenté sous la forme d’un mémoire traditionnel. Le premier chapitre est une introduction aux problèmes d’obstruction des voies urinaires et les inconvénients qu’apportent les endoprothèses urétérales couramment utilisées. Le deuxième chapitre est une revue de littérature à propos des métaux biodégradables et de leurs mécanismes de dégradation in vitro et in vivo. Il comprend aussi la présentation des techniques électrochimiques permettant l’analyse des comportements en corrosion. Le troisième chapitre présente les différents matériaux et les différentes techniques utilisées ainsi que les paramètres utilisés pour chacune de celle-ci. Le quatrième chapitre présente les résultats de chaque test ainsi que leur interprétation en se basant sur la littérature scientifique. Le dernier et cinquième chapitre est la conclusion du mémoire qui fait un résumé des objectifs et des résultats en plus d’offrir une ouverture et des suggestions pour la suite de ce projet.
1
CHAPITRE 1
1. Introduction
Le corps humain est un produit exceptionnel de l’évolution. Des millions d’années d’adaptation en ont fait une machine particulièrement bien adaptée pour permettre à l’homo sapiens d’être l’espèce dominante sur la planète. Il modifie l’environnement à l’échelle de la planète pour pouvoir la modeler pour qu’elle puisse répondre parfaitement à ses besoins. Sa capacité d’adaptation est telle qu’il est possible pour lui de repousser les limites de son corps. Par contre, peu importe son niveau de sophistication, comme toute machine, le corps humain lui aussi est susceptible aux bris, que ce soit la maladie, le dérèglement dans l’équilibre du corps ou bien l’attaque provenant d’une variété de microorganismes qu’il subit constamment. Ces problèmes peuvent avoir lieu sur l’un ou l’autre des systèmes du corps humain comme le système cardiovasculaire, le système digestif, le système reproducteur ou bien le système urinaire qui sera l’un des sujets centraux de ce mémoire.
1.1.
Troubles urologiques
En effet, le système urinaire est susceptible à subir plusieurs dysfonctionnements urologiques. Ceux-ci ont plusieurs niveaux de gravité, certains sont inoffensifs alors que d’autres peuvent aller jusqu’à entraîner la mort s’ils ne sont pas traités à temps. Pour bien comprendre qu’elles en sont les causes, les conséquences et les solutions de ces problématiques, il faut d’abord en connaître davantage sur le système urinaire, plus spécialement sur ses composantes et leur fonctionnement.
1.1.1.
Le système urinaire
L’anatomie générale du système urinaire est assez simple. Celui-ci est composé de quatre principaux organes. En partant du début du parcours de l’urine vers la fin de celui-ci, ils sont : les reins, les uretères, la vessie et l’urètre.
2
Figure 1 : Système urinaire normal.
Le système urinaire complet est représenté sur la Figure 1. L’urètre est un petit tuyau et l’étape ultime du système urinaire. Sa fonction principale est de permettre l’évacuation de l’urine accumulée dans la vessie vers l’extérieur du corps. Elle est de longueur variable d’un individu à l’autre et elle est généralement plus longue chez les hommes. Le parcours, lorsque l’on remonte l’urètre, mène directement à la vessie. La vessie est un sac élastique qui permet la rétention de l’urine. Elle peut contenir jusqu’à 300 à 400 ml d’urine sans inconfort [1]. Lorsque celle-ci doit être vidée, des signaux sont envoyés au corps pour l’avertir qu’il est temps d’évacuer. Son système d’excrétion est composé de deux sphincters. L’un qui travaille de façon autonome et qui s’ouvre lorsque la vessie est pleine. C’est donc à ce moment que l’envie d’uriner se fait sentir. Le deuxième est un contrôle manuel, qui permet aux individus de se retenir le temps de trouver un endroit pour se soulager. L’urine est acheminée à la vessie par de longs canaux creux d’environ 30 cm de longueur et de quelques millimètres de diamètre du nom d’uretères. L’urine est transportée dans les uretères par péristaltisme, c’est-à-dire un mouvement sinusoïdal qui
3 contracte l’uretère et fait descendre l’urine vers la vessie à une vitesse d’environ 20 à 30 mm/s [2]. Un mouvement semblable est utilisé par les intestins pour déplacer la nourriture à travers du système digestif. La tête du système urinaire, et l’organe indispensable est sans l’ombre d’un doute le rein. Au nombre de deux, les reins possèdent un immense pouvoir régulateur sur l’organisme. C’est un système de filtration d’une efficacité hors du commun. Ils filtrent le sang continuellement produisant 1 à 2 l d’urine par jours [3,4], pour retirer les toxines produites lors de la respiration cellulaire, comme l’urée. Ils ajustent la concentration de sodium et autres éléments essentiels dans le sang pour garder une concentration constante qui permet le bon fonctionnement de l’organisme en excrétant leur excès. À l’aide d’hormones, comme l’hormone antidiurétique, ils régulent le volume sanguin en ajustant la quantité d’eau en circulation ce qui permet de stabiliser la concentration d’ions dans le sang, ainsi que la pression artérielle en stimulant ou inhibant la réabsorption de l’eau à la sortie des reins [5].
1.1.2.
Maladies du système urinaire
Malheureusement, chacun de ces organes est peut être touché par la maladie. Ces maladies sont variées quant à leur prévalence ainsi qu’à leur niveau de dangerosité. Chaque année, les maladies du système urinaire sont responsables de plus de 800 000 décès annuellement et sont la 12e cause de mortalité sur la planète [6].
Ces diverses maladies entraînent le développement d’une néphropathie chronique (NPC), c’est-à-dire une diminution des fonctions rénales. Les causes de NPC sont assez variées. Comme plusieurs autres problèmes médicaux, le diabète et l’hypertension sont deux facteurs de risque qui augmentent considérablement la chance de développer un problème de fonction rénale. Leur impact relatif est beaucoup plus marqué dans les pays industrialisés de l’Amérique du Nord, de l’Europe, en plus du Japon et de l’Australie. La glomérulonéphrite est aussi une cause de NPC. Elle est une affection du glomérule, la composante du rein formé de capillaires sanguins qui filtre le sang et qui excrète l’urine. Les infections urinaires sont aussi une cause majeure de NPC [6].
4
1.1.3.
L’obstruction des voies urinaires
Figure 2 : Les causes d’obstruction des voies urinaires [7].
L’obstruction des voies urinaires est aussi l’une de ces maladies pouvant causer une NPC. Comme son nom l’indique, elle obstrue les voies urinaires et empêche l’écoulement normal de l’urine à l’intérieur de système urinaire. Selon l’Agence Canadienne des Médicaments et des Technologies de la Santé (ACMTS), en fonction du type d’obstructions, la prévalence de cette maladie varie chez les adultes de 5 sur 10 000 jusqu’à 5 sur 1 000 et, chez les enfants, elle est de 1 sur 1 500. De
5 plus, les hommes sont trois fois plus susceptibles que les femmes à développer une obstruction. Les causes sont assez variées. La majorité d’entre elles sont représentées sur la Figure 2. L’obstruction peut être partielle, l’urine peut s’écouler dans le système, mais seulement de façon limitée. Elle peut aussi être totale, donc aucun écoulement de l’urine n’est possible au niveau du site d’obstruction. Elle peut être d’origine intrinsèque, il est donc question d’une obstruction qui est à l’intérieur du système même ou extrinsèque, c’est-à-dire causé par un phénomène externe au système. Par exemple, la cause d’obstruction intrinsèque la plus connue du public est sans l’ombre d’un doute le calcul rénal. Le calcul rénal est mieux connu sous le nom de pierre aux reins. Les calculs rénaux sont causés par divers facteurs. Principalement, la prolifération bactérienne trop importante dans les voies urinaires, comme c’est le cas lors d’infections urinaires. Parfois, une alimentation trop riche en certains éléments comme l’acide oxalique et le magnésium entraîne l’augmentation de leur concentration dans le système urinaire [3,8]. Il s’en suit d’une sédimentation et de la formation d’une pierre de petite dimension, au départ, mais qui peut facilement prendre de l’ampleur, si elle n’est pas détectée et traitée à temps. Quant aux causes extrinsèques, elles diffèrent grandement selon les sexes. Chez la femme, pendant une grossesse, la croissance du fœtus à l’intérieur de l’utérus crée parfois une pression sur les uretères de la mère, ce qui peut entraver le cheminement de l’urine entre les reins et la vessie. Chez l’homme, les causes extrinsèques apparaissent plus souvent en vieillissant, à cause du phénomène de l’hypertrophie bénigne de la prostate. La prostate enflée exerce donc une pression sur l’uretère et cause un blocage. D’autres facteurs sont aussi présents à la fois chez l’homme et la femme, par exemple la présence de tissus cicatriciels et de différents carcinomes comme celui du pelvis rénal, de l’uretère ou de la vessie. Il existe toutes sortes de solutions pour traiter un problème d’obstruction des voies urinaires, mais elles sont extrêmement dépendantes de la sévérité de l’obstruction et de la cause. Par contre, une chose est certaine, c’est qu’il est indispensable de permettre l’écoulement de l’urine le plus rapidement possible [9], car si le rein affecté est engorgé d’urine trop longtemps, celui-ci peut perdre de son efficacité à filtrer le sang et il peut même perdre totalement cette capacité à le faire dans certain cas.
6
1.1.4.
Endoprothèses urétérales
L’une des façons les moins évasives pour permettre la réouverture des canaux pour permettre l’écoulement de l’urine est la pose d’une endoprothèse urétérale. La Figure 3 montre l’une des endoprothèses urétérales les plus utilisées pour soulager une obstruction de l’uretère, c’est-à-dire l’endoprothèse de forme double-J. Depuis sa mise en marché dans les années soixante-dix [10], elle est l’arme de prédilection incontestée de tous urologues qui cherchent à soulager son patient rapidement d’un problème d’obstruction. L’endoprothèse double-J est composée de deux bouts en forme de « J », d’où son nom, et d’un long canal creux qui les rattache. La Figure 4 montre une endoprothèse urétérale double-J en place dans l’organisme. La prothèse est insérée chez un patient à l’aide d’un fil guide qui est introduit par l’urètre. Ces endoprothèses sont mises en place à l’aide d’un fil guide et d’un ballon comme montré à la Figure 5. Le fil est introduit par l’urètre de la même façon que pour l’endoprothèse double-J. Autour de ce fil se retrouvent un ballon et l’endoprothèse. Une fois arrivée à destination, l’urologue gonflera le ballon ce qui augmentera le diamètre de la prothèse et rouvrira l’uretère bouché.
Figure 3 : Endoprothèse double-J de différentes longueurs [10].
Ensuite, le fil guide et le ballon sont retirés laissant l’endoprothèse en place. La Figure 6 montre une endoprothèse urétérale de ce type, commercialisée par Allium Medical. Il y a les endoprothèses thermo-extensibles. Celles-ci sont insérées à l’aide
7 d’un fil guide et d’une gaine d’accès. Une fois, la gaine en place, le fil est retiré pour faire place au système d’insertion. L’urologue injectera ensuite une solution stérile de 65 °C ce qui démarrera l’ouverture de l’endoprothèse. Elle prendra de l’expansion jusqu’à ce qu’elle soit bien ancrée au mur de l’uretère. Cette méthode d’implantation est représentée sur la Figure 7.
Figure 4 : Radiographie d’une endoprothèse double-J en place [11].
Les endoprothèses sont séparé en quatre grandes catégories en fonction du matériau à partir duquel elles sont fabriquées. La première comprend les endoprothèses faites de polymères, comme le polyéthylène, le polyuréthane, le silicone et l’acide poly (lactique-co-glycolique). La deuxième comprend les endoprothèses avec recouvrement. Ces recouvrements permettent d’obtenir des propriétés différentes de l’endoprothèse dites nues. L’héparine et le polyéthylène glycol sont deux exemples de recouvrement qui réduit les interactions entre l’endoprothèse et l’environnement qui l’entoure. La troisième catégorie regroupe les endoprothèses avec système de relargage de médicaments comme le triclosan pour
8 ses propriétés antibactériennes ou le kétorolac pour ses propriétés anti-inflammatoires.
Figure 5 : Procédure de mise en place d’une endoprothèse extensible par ballon [12].
Pour terminer, la quatrième catégorie est composée des endoprothèses métalliques faites de titane, d’acier inoxydable ou d’alliage de chrome et de cobalt [13]. Les endoprothèses urinaires possèdent un avantage marqué sur celles qui sont faites de polymères par leurs propriétés mécaniques élevées et leurs résistances accrues en compression externe. Le Tableau 1 répertorie les endoprothèses urétérales métalliques présentement sur le marché.
9
Figure 6 : Endoprothèse urétérale extensible par ballon d’Allium Medical ™.
Tableau 1 : Endoprothèses métalliques présentent sur le marché.
Nom Matériel Structure Mode
d’implantation Double-J Resonance® (Cook Medical, É-U) Alliage de nickel-cobalt-molybdène
Fil de métal enroulé serré avec bout
fermé typique en forme de « J » Gaine externe de 8 Fr Silhouette®
(Applied Medical, É-U)
Polyuréthane et métal
Endoprothèse de polymère renforcé par
une bobine de fil métal Guide et poussoir Passage™
(Prosurg, É-U)
Métal Métal plaqué or
Enroulement en spiral le long d’une
structure tubulaire Guide et poussoir Auto-extensible Memokath® 051 (Pnn Medical, Danemark) Alliage de nickel-titane
Endoprothèse métallique en spiral avec bouts allongés pour l’ancrage
Système thermo-extensible Ureteral stent Allium (Allium Medical, Israel) Métal et polymère
Structure de métal avec un design extensible radiale recouverte d’une mince couche de polymère
Appareil de déploiement de 10 Fr
10
Figure 7 : Mise en place d’une endoprothèse thermo-extensible [12].
1.2.
Problématique et objectifs
Il faut aussi savoir que l’implantation d’une endoprothèse urétérale n’est pas une chirurgie réparatrice, mais bien une chirurgie pour permettre un soulagement rapide de l’obstruction des voies urinaires pour permettre de diminuer la pression subie par le rein [14]. L’endoprothèse reste donc en place à l’intérieur du patient jusqu’à ce que celui-ci subisse un autre traitement qui permettra de corriger son problème d’obstruction.
11
1.2.1.
Complications liées aux endoprothèses urétérales
Les complications liées à l’implantation d’une endoprothèse urétérale sont assez variées, mais elles peuvent être regroupées sous trois grandes familles. Il y a les complications reliées aux propriétés mécaniques des matériaux utilisés dans la fabrication de la prothèse même, les complications dues à la prolifération bactérienne au niveau de la prothèse et des voies urinaires et pour finir, il y a les complications qui sont proportionnelles au temps d’implantation de la prothèse [15].
1.2.1.1. Propriétés mécaniques
Les propriétés mécaniques inadéquates de certaines endoprothèses peuvent causer des effets secondaires. Près de 80 % des patients vont souffrir d’inconfort à la suite d’une chirurgie d’implantation d’endoprothèse urétérale [12]. Une endoprothèse de mauvaise dimension, souvent trop imposante ou trop rigide apporte de l’inconfort au patient. Il n’est donc pas souhaitable pour un implant qui est censé soulager le patient d’entraîner des douleurs. La migration de l’endoprothèse est aussi une problématique qui est étroitement reliée à ses propriétés mécaniques. La Figure 8 montre deux radiographies mettant en évidence la migration d’une endoprothèse urétérale à l’intérieur du système urinaire. La Figure 8a) montre une migration distale de l’endoprothèse, c’est-à-dire une migration vers la vessie. La Figure 8b) montre une migration proximale. Celle-ci est moins fréquente, elle apparaît lorsque l’endoprothèse remonte au niveau du rein [15]. Une prothèse possédant des propriétés mécaniques moindres n’adhère pas aussi fortement à la paroi de l’uretère et il est donc plus fréquent pour celle-ci de se mouvoir à l’intérieur du patient lorsque celui-ci est actif physiquement ou simplement à cause des mouvements de péristaltisme de l’uretère [16].
La dernière complication qui peut être attribuable aux faibles propriétés mécaniques de l’endoprothèse est l’échec dû à la compression de la prothèse. En effet, lorsque la cause de l’obstruction est de source extrinsèque, 44 à 58 % des cas d’implantation sont voués à l’échec [17,18]. La pression externe liée à l’hypertrophie
12 de la prostate chez les hommes vieillissants ou la grossesse chez les femmes sont les causes les plus fréquentes pour ce genre de complication. Suivant une implantation, le patient reste toujours en attente de traitement pour guérir son obstruction, pendant ce temps, il est possible que la pression continue d’augmenter et que la force que subit l’endoprothèse continue de croître. Il est donc indispensable qu’elle puisse tenir l’uretère ouvert malgré ces attaques répétées [17,19,20].
Figure 8 : Migration d’une endoprothèse urétérale, a migration distale, b migration proximale [11].
1.2.1.2. Prolifération bactérienne
La prolification bactérienne est causée par une colonisation anormale du système urinaire par des bactéries. Lorsqu’il y a une grande prolifération et que cela devient gênant pour le patient, on parle maintenant d’une infection urinaire [21]. Ces infections courantes se produisent généralement après la prise d’antibiotique qui apporte un déséquilibre de la flore microbienne dans le système urinaire. Elles sont habituellement d’origine bactérienne, mais peuvent aussi être d’origine virale, fongique ou parasitaire. Ce type d’infection est très fréquent lors de l’implantation
13 d’une endoprothèse urétérale. Comme l’endoprothèse maintient l’uretère ouvert, les bactéries ont un accès facile pour avancer dans le canal urinaire. De plus, elles adhèrent plus facilement aux parois d’une prothèse qu’aux parois de l’uretère. Une infection de ce genre à lieu dans 42 à 90 % des implantations d’endoprothèse urétérale [12]. Différentes espèces de bactéries peuvent être responsables de ces infections. Le coupable numéro un est Escherichia coli (77 % des infections), suivi de Proteus mirabilis, Klebsiella pneumoniae, Enterococcus faecalis et Staphylococcus
aureus qui sont tous responsables d’environ 4 % des infections urinaires [22]. La
prolifération bactérienne augmente aussi les risques de calcification de l’endoprothèse. La calcification, parfois appelée incrustation, est la formation d’un dépôt calcaire à la surface de l’endoprothèse. Ce genre de déposition est représenté dans la Figure 9.
Figure 9 : Calcification de plusieurs endoprothèses [23].
Cette calcification se forme de façon similaire aux calculs rénaux et est de même composition. La formation de cristaux est favorisée par l’augmentation de la concentration de certains composés chimiques dans l’urine et par l’augmentation du pH de celle-ci. L’endoprothèse sert ensuite d’encrage pour le développement de
14 ces cristaux. La présence d’un nombre élevé de bactéries à l’intérieur du système urinaire, par leurs métabolismes, a pour effet d’aggraver ce genre de problème [24,25].
1.2.1.3. Temps d’implantation
La quasi-totalité des effets secondaires qu’apporte la présence d’une endoprothèse dans l’organisme peut être liée de près ou de loin avec le temps d’implantation de la prothèse. En effet, plus l’endoprothèse est présente longtemps dans l’organisme, plus le patient souffrira de complications et plus sévères elles seront. L’inconfort est proportionnel au temps d’implantation, car un léger inconfort devient rapidement accablant avec les jours qui passent et plus l’endoprothèse bouge à l’intérieur de l’uretère, plus celle-ci sera affectée et des signes d’inflammation peuvent se présenter. De la même façon, un temps d’implantation plus grand donne la chance à l’endoprothèse de se mouvoir davantage ce qui causera au fil du temps sa migration. La chance de contracter une infection des voies urinaires se voit aussi augmentée. Un temps d’implantation plus grand permet aux bactéries de se reproduire plus longtemps et celles-ci coloniseront plus fortement le système urinaire en continuant leur ascension vers les reins.
La calcification qui est un processus assez lent prend maintenant de l’ampleur. Selon Waters, 9,2 % des endoprothèses présentent des signes de calcification après moins de six semaines d’implantation. Lorsque le temps d’implantation est plus de douze semaines, 76,3 % des endoprothèses sont maintenant calcifiées [26]. De plus, la compression extrinsèque peut s’accroître si sa source n’a toujours pas été traitée. La problématique la plus importante qui découle du temps d’implantation de l’endoprothèse est le syndrome de l’endoprothèse oubliée [27]. Comme l’erreur est humaine, il n’est malheureusement pas rare qu’un patient ayant subi l’implantation d’une endoprothèse urétérale oubli complètement qu’il a subi une chirurgie et que celle-ci doit être retirée. Le patient qui ressentait de la douleur est soulagé très rapidement lorsque l’écoulement de l’urine est de retour à la normale. Le patient reprend donc ses habitudes journalières et ne se soucie plus de son problème. C’est souvent des années plus tard, quand l’endoprothèse sera
15 complètement calcifiée que le patient retournera voir le médecin qui ne pourra que considérer les dégâts. Une calcification aussi importante rend l’extraction de l’endoprothèse énormément compliquée et certaines prothèses se brisent complètement lors de l’extraction [28–30].
1.2.2.
Objectifs du projet
L’endoprothèse urétérale parfaite n’existe tout simplement pas. Celles actuellement offertes sur le marché possèdent toutes un ou plusieurs des inconvénients mentionnés ci-dessus. Par contre, ces inconvénients peuvent être surmontés si on conçoit des endoprothèses avec des propriétés optimales. Une endoprothèse possédant des propriétés mécaniques élevées et qui serait biodégradable s’avère toute indiquée comme étant une candidate possédant un grand potentiel.
Le choix du matériau s’arrête donc sur les métaux biodégradables. Les métaux biodégradables ont de meilleures propriétés mécaniques que les polymères tout en étant biodégradables, ce qui limite les risques provenant de l’implantation trop longue. Il existe encore trop peu d’étude sur le sujet des métaux biodégradables et encore moins pour leur utilisation en urologie. C’est pourquoi les objectifs de ce projet sont d’étudier le potentiel de dégradation de certains métaux dans un environnement urologique pour évaluer leur potentiel d’utilisation comme endoprothèse urétérale métallique et biodégradable.
D’une part, il est primordial d’en connaître davantage sur les mécanismes de dégradation et sur la vitesse de dégradation de ses métaux biodégradables. D’une autre part, l’analyse des produits de dégradation en surface de ces métaux doit être faite pour s’assurer que ceux-ci ne sont pas dangereux pour l’organisme et qu’ils ne favorisent pas non plus l’apparition d’autres complications comme la calcification.
16
1.2.2.1. Mécanismes et vitesse de dégradation
Pour chaque métal et environnement donné, il y a présence de différents mécanismes. Il est donc impossible de se fier aveuglément aux autres études pour déterminer les mécanismes présents dans une situation différente. Comme il est souvent le cas pour les études de dégradation, des tests électrochimiques seront effectués.
L’électrochimie permet d’obtenir des résultats rapides quant au processus de dégradation des matériaux. Quatre tests ont été retenus pour cette étude soit le test de potentiel en circuit ouvert (de l’anglais « Open Circuit Potential» ou OCP), le test de polarisation potentiodynamique (de l’anglais « PotentioDynamic Polarisation » ou PDP), la spectroscopie d’impédance électrochimique (de l’anglais « Electrochemical Impedance Spectroscopy » ou EIS) et la technique du bruit électrochimique (de l’anglais « Electrochemical Noise » ou EN). Ces techniques permettront de déterminer ce qui se produit à la surface des métaux. Elles permettent aussi à l’aide de l’extrapolation de Tafel d’obtenir une approximation de la vitesse de dégradation réelle du métal dans son environnement.
1.2.2.2. Analyse des produits de dégradation
Lorsqu’il y dégradation, il y aura nécessairement production de produits de corrosion. Ces produits peuvent avoir un effet sur leur environnement immédiat, dans ce cas précis, il est question du système urinaire. De plus, comme l’un des principaux problèmes vis-à-vis les endoprothèses urétérales est la calcification, il ne faut pas que les produits de corrosion favorisent le développement de sédiment à la surface de l’endoprothèse. L’analyse de ces produits sera faite à l’aide de plusieurs techniques de caractérisation des surfaces. La première sera l’analyse dispersive en énergie par spectrométrie des rayons X (de l’anglais « Energy Dispersive Spectroscopy » ou EDS), celle-ci permettra de déterminer la présence des différents éléments chimiques à la surface du métal. Pour observer l’aspect de ces produits, ainsi que les types de corrosion, la microcopie électronique à balayage (de l’anglais « Scanning Electron Microscopy » ou SEM) sera utilisée. Pour terminer,
17 une analyse plus poussée de la nature des produits de dégradation sera faite à l’aide de la spectroscopie des photoélectrons X à haute résolution (de l’anglais « X-Ray Photoelectron Spectroscopy » ou XPS).
18
CHAPITRE 2
2. Revue de littérature
Cette revue de littérature est divisée en cinq sections. Dans la première section, la présentation des métaux biodégradables sera faite. Cette section comprend une brève histoire de leur utilisation. Ils sont respectivement les métaux à base de fer, les métaux à base de magnésium et les métaux à base de zinc. Dans la deuxième section, il y aura une description des différentes solutions utilisées lors de tests in
vitro. Chacune de ces solutions a pour fonction de simuler un environnement
biologique précis. Les solutions présentées sont la solution de tampon de phosphate (PBS), la solution de Ringer, la solution de Hank et l’urine artificielle. Dans la troisième section, il sera question de faire l’état de ce qui est connu sur le magnésium, quelles sont ses caractéristiques physico-chimiques, quelles sont ses propriétés de corrosion de façon générale ainsi que dans un environnement biologique. Dans la quatrième section, la section sur le magnésium sera reprise pour faire l’analyse de ce qui est connu à propos du zinc. Dans la dernière section, il sera question des différentes techniques d’analyse électrochimique qui seront utilisées. Les techniques en question sont le potentiel en circuit ouvert (OCP), la spectroscopie d’impédance électrochimique (EIS), la polarisation potentiodynamique (PDP) et le bruit électrochimique (EN).
2.1.
Histoire des dispositifs médicaux et biomatériaux
Les endoprothèses urétérales sont des dispositifs médicaux permettant d’ouvrir mécaniquement l’uretère souffrant d’obstruction. Ces endoprothèses sont faites de divers matériaux, ces matériaux se nomment biomatériaux. Pour bien comprendre leur concept, il est important de connaître son histoire.
Les dispositifs médicaux et les biomatériaux sont au cœur de la chirurgie moderne. La majorité des chirurgiens entreront en contact avec l’un ou l’autre sur une base quotidienne. Pour mieux saisir un concept comme celui-ci, il est normalement plus
19 facile de commencer par le début et il n’y a pas de meilleur endroit pour débuter que par quelques définitions. De nos jours, la définition des biomatériaux va comme suit : « Ce sont des matériaux utilisés pour assister ou pour remplacer tout
ou une partie d’un organe déficient. » [31].
Pour les dispositifs médicaux, la définition est :
Un dispositif médical (appareil, système de livraison de médicament, prothèse, organe, etc.) fait d’un ou plusieurs biomatériaux, qui est introduit dans le corps humain à long terme pour remplacer un organe ou pour assister dans une fonction du corps ou pour traiter une maladie. Il peut être implanté dans le corps ou sous la peau (implant sous-cutané) ou sous la surface d’un l’épithélium. L’implant peut être temporaire (implant contraceptif) ou permanent (implant dentaire, lentille intraoculaire)[31].
Dans ces débuts, les biomatériaux étaient de simples dispositifs fabriqués à l’aide de ce qui était naturellement présent dans l’environnement immédiat des premiers hommes, par exemple le bois, les os ou bien les dents [31]. Le contraste est évident lorsque la comparaison est faite avec la complexité et l’énorme quantité de dispositifs utilisés aujourd’hui. En passant par de simples sutures de polymères et continuant vers des dispositifs d’une complexité grandissante comme les fixations pour les os, les prothèses totales de hanche ou bien les valves cardiaques. Les implants médicaux faits de différents biomatériaux ont permis de sauver d’innombrables vies et ils continueront de la faire au même rythme que l’espérance de vie de l’homme continuera de croire dans le futur. Avec ces vies plus longues, plusieurs personnes vont vivre plus longtemps que leurs tissus conjonctifs et ces tissus auront besoin d’être remplacés [32].
Dans leur histoire, les implants médicaux ont d’abord été créés dans le but d’être utilisés de façon permanente ou, du moins, de rester totalement inertes dans le corps jusqu’à ce que ceux-ci aient atteint leurs objectifs et qu’ils soient retirés par un chirurgien. De ce fait, les caractéristiques principales recherchées lors du choix d’un matériau pour la fabrication d’un nouvel implant médical sont, outre les propriétés mécaniques, la biocompatibilité et la capacité de ce même matériau à résister à la corrosion [33,34]. En effet, l’échec d’une implantation est souvent dû
20 à l’interaction entre le corps et l’implant. Cela entraîne un rejet de l’implant par le système immunitaire ou un empoisonnement causé par les produits de dégradation de l’implant [35]. De plus, une corrosion trop sévère peut compromettre l’intégrité mécanique de l’implant ce qui l’empêchera de remplir correctement ses fonctions [36].
Comme cela est mentionné dans leur définition, les dispositifs médicaux sont parfois utilisés de façon temporaire. Généralement, ces implants devront être retirés chirurgicalement une fois qu’ils ne sont plus nécessaires ou s’ils ne causent aucun inconfort au patient parfois ils sont laissés en place. Ces chirurgies sont coûteuses, ils nécessitent des ressources humaines et financières, en plus de provoquer de la morbidité pour les patients. De ce fait, l’idée de concevoir des implants biodégradables commença à germer dans l’esprit de plusieurs scientifiques [37].
Au milieu du 20e siècle, certains polymères plus modernes, comme l’acide poly
glycolique et l’acide poly lactique, ont fait leur apparition. Il sembla donc possible de les utiliser comme biomatériaux biodégradables [38]. L’utilisation la plus connue des polymères biodégradables est leur utilisation en tant que suture. Les premières sutures biodégradables ont été faites d’acide poly glycolique et ont été commercialisées en 1962 sous le nom de Dextron®. Depuis, les polymères biodégradables sont utilisés pour de plus gros implants comme supports orthopédiques [39]. Malheureusement, une des grandes faiblesses des polymères est leur propriété mécanique faible comparativement aux métaux. Ils sont donc peu adaptés lorsqu’un implant doit subir de grandes contraintes mécaniques [40].
2.2.
Histoire des métaux biodégradables
L’inhabilité des polymères biodégradables à être utilisée là où de fortes propriétés mécaniques sont nécessaires laisse la place aux métaux pour venir combler cette lacune. Par contre, ce n’est pas tous les métaux qui possèdent un potentiel de biodégradabilité. Certains sont très peu biocompatibles, voire toxiques, lorsqu’implantés à l’intérieur d’un patient.
21 Pour mieux saisir ce que sont les métaux biodégradables, en voici la définition :
Les métaux biodégradables sont des métaux dont on s’attend à ce qu’ils se dégradent graduellement in vivo, avec une réponse appropriée de l’hôte, et ce malgré la présence de produits de corrosion. Pour ensuite se dissoudre complètement, sans laisser aucun résidu derrière, une fois que leur mission d’assister la régénération des tissus est terminée [41].
Pour fonctionner de manière adéquate, le corps humain a besoin d’une grande variété d’éléments essentiels. Parmi ceux-ci, il y a quelques éléments métalliques. Le Tableau 2 répertorie les principaux éléments essentiels qui permettent au corps de maintenir correctement ses fonctions. Le Tableau 2 comprend à la fois les principaux éléments essentiels présents dans l’organisme, la masse contenue dans le corps, leur concentration relative dans l’organisme, leur toxicité s’il y a une trop grande consommation ainsi que la dose journalière assimilable par le corps. Les quatre éléments, le magnésium (Mg), le fer (Fe), le zinc (Zn) et le manganèse (Mn) sont présentement à l’étude pour leur potentiel d’utilisation en tant que métaux biodégradables. Le magnésium avec une dose journalière de 0,7 g est celui avec la dose la plus élevée parmi les éléments essentiels. Il est peu probable que le magnésium cause une quelconque toxicité lorsqu’il est utilisé comme implant biodégradable. La légèreté des implants, comme les endoprothèses, couplée à l’efficacité remarquable que possèdent les reins à filtrer le magnésium du sang sont de bons outils contre une éventuelle intoxication au magnésium [41].
Tableau 2 : Toxicité des métaux utilisés en tant que métaux biodégradables [41].
Élément essentiel
Présence dans le corps
Concentration
dans le sang Toxicologie
Limite quotidienne
Mg 25 g 0,73 - 1,06 mM Peut causer des nausées 0,7 g
Fe 4 - 5 g 5 - 17,6 g/L Lésions gastro-intestinales, choc et dommage au foie 10 – 20 mg Zn 2 g 12,4 – 17,4 µM Neurotoxique et à haute concentration limite le développement des os 15 mg Mn 12 mg < 0,8 µg/L Neurotoxique 4 mg
22 Le fer et le zinc possèdent des doses journalières similaires qui sont 10 à 20 mg et 15 mg respectivement. Ces doses sont assez basses lorsque comparées avec le magnésium. Heureusement, le corps est doté de différents mécanismes pour permettre de métaboliser une augmentation de la concentration de ces ions.
Les mécanismes de dégradation de ces métaux sont d’une importance capitale. La vitesse de dégradation doit être en harmonie avec la guérison des tissus auxquels l’implant porte assistance. Les comportements de dégradation souhaités pour des implants vasculaires et orthopédiques sont représentés à la Figure 10.
Figure 10 : Dégradation souhaitable des implants pour des applications, a) cardiovasculaire, b) orthopédique [41].
Le comportement en dégradation souhaitable n’est pas le même pour tous les types d’implants. Ils sont différents principalement au niveau de la vitesse à laquelle l’implant se dégrade. Dans une situation parfaite, l’implant garderait la totalité de ses propriétés mécaniques et ne subirait aucune dégradation jusqu’à ce que le tissu en réparation puisse se supporter lui-même. Ensuite, la corrosion s’accélérerait ce qui entraînerait une diminution graduelle des propriétés mécaniques de l’implant, ce qui augmenterait petit à petit la charge sur le tissu nouvellement formé. Ceci est un facteur attrayant pour les implants orthopédiques, car les os non stimulés perdent rapidement de leur densité et de leur force [42,43]. En effet, selon la loi de Wolff, l’os s’adapte à la force mécanique qu’il subit. Quand un implant supporte une grande partie de la charge mécanique, une ostéoporose s’installe dans l’os
23 implanté [44]. À la fin du cycle de dégradation, la totalité de l’implant est dégradée et le tissu complètement guérit. À ce jour, ceci est encore loin d’être le cas.
2.3.
Environnements biologiques artificiels
Pour être utilisés comme implants médicaux, les métaux doivent être étudiés de façon exhaustive, que ce soit d’un point de vue des propriétés mécanique ou bien de la dégradation. Lorsqu’il est question de l’étude de la dégradation, celle-ci doit être évaluée dans un environnement semblable à celui où l’implant sera mis en place. Différentes solutions simulant un environnement biologique sont utilisées pour ce genre d’étude. Celles plus souvent utilisées sont : la solution tampon de phosphate, la solution de Ringer et la solution de Hanks [45]. Ces solutions sont des substitues qui permettent de simuler le liquide interstitiel ou bien le sang. Il est évidemment difficile, voire même impossible, de répliquer parfaitement les liquides physiologiques que l’on retrouve dans le corps. Par contre, ces solutions de remplacement sont des candidats acceptables et sont généralement considérées comme adéquates pour l’utilisation lors de tests in vitro. Pour des tests visant une application précise, d’autres solutions existent, par exemple l’urine artificielle pour simuler l’environnement du système urinaire. Toutes les solutions biologiques doivent être tenues à la température normale du corps humain lors des études de dégradation soit 37 °C.
2.3.1.
Solutions physiologiques artificielles
Comme mentionné plus haut, les solutions physiologiques artificielles ont été inventées pour répliquer les solutions physiologiques réelles à des fins d’analyses
in vitro. Elles sont aussi utiles, car, grâce à elles, il n’est pas nécessaire de récolter
les fluides biologiques d’animaux ou d’humains. Elles sont donc plus simples à utiliser et beaucoup plus faciles à entreposer que leurs équivalents naturels. L’une des caractéristiques principales des fluides biologiques est leur capacité à maintenir un pH constant. Le corps possède plusieurs mécanismes permettant la régulation des fluides interstitiels à un pH d’environ 7,4. Il est possible de répliquer cette propriété à un certain niveau dans les solutions artificielles. La composition
24 chimique de la solution tampon de phosphate, de la solution de Ringer et de la solution de Hanks sont présentées dans Tableau 3 ci-dessous. Ces trois solutions artificielles sont communément utilisées pour faire les tests de dégradation in vitro pour les applications biologiques. Les principaux ions corrosifs dans ces solutions sont Cl-, PO43- et SO42-.
Tableau 3 : Composition de solutions physiologiques artificielles de pH 7,4 [45].
Composé Solution tampon
de phosphate Solution de Ringer Solution de Hanks
g/L g/L g/L NaCl 8,00 8,60 8,00 CaCl2 0,33 0,14 KCl 0,20 0,30 0,40 MgCl2 6H2O 0,10 MgSO4 7H2O 0,10 NaHCO3 0,35 Na2H2PO4 1,15 Na2HPO4 12H2O 0,12 KH2PO4 0,20 0,06 Rouge de phénol 0,02 Glucose 1,00
2.3.2.
Urine artificielle
Comme ce projet consiste à l’étude des comportements de dégradation de métaux pour des applications dans le système urinaire, il est important d’utiliser un environnement qui reflète le site d’implantation. Dans le système urinaire, cette solution est l’urine. L’urine est un liquide non toxique et naturellement disponible. Dans une journée, un adulte produira 0,8 à 2L d’urine [3]. Celle-ci pourrait être récupérée facilement, mais la composition chimique de l’urine est grandement variable d’un individu à un autre, selon leur niveau d’activité physique, de leur diète ou du temps dans la journée où celle-ci est récupérée [46]. Le niveau d’ions variable dans les différents échantillons rendrait difficile l’utilisation d’urine naturelle pour obtenir des résultats fiables pour faire des tests de corrosion. Pour obtenir des résultats précis et reproductibles, l’urine artificielle peut être utilisée
25 comme substitue. L’American Society of Testing Materials (ASTM) suggère deux recettes pour l’élaboration d’urine artificielle ; leur composition étant basée sur des échantillons d’urine naturelle [45]. Les principaux ions corrosifs de ces solutions sont Cl-, PO43- et SO42-. De plus, la solution ajustée à un pH légèrement acide de
6,0 en utilisant une solution d’ammoniac. Le Tableau 4 présente la composition chimique des deux recettes d’urine artificielle pour la fabrication d’un litre de solution.
Tableau 4 : Composition chimique pour deux types d’urine artificielle [45].
Urine artificielle 1 Urine artificielle 2
Masse (g) Masse (g) NaCl 6,170 CH4N2O 25,0 NaH2PO4 4,590 NaCl 9,0 C6H6Na2O7 0,944 Na2HPO4 2,5 MgSO4 0,463 KH2PO4 2,5 Na2SO4 2,408 NH4Cl 3,0 KCl 4,750 C4H7N3O 2,0 CaCl2 0,638 Na2SO3 3,0 Na2C2O4 0,043
2.4.
Le comportement en corrosion du magnésium
Le magnésium est le métal le plus léger parmi tous les métaux structuraux. Sa densité est de 1,7 g/cm³ et il possède une structure cristalline de type hexagonale compacte (HCP) [47]. Grâce à sa structure HCP, le magnésium possède une bonne affinité avec le zinc comme élément d’alliage. Les propriétés mécaniques et la résistance en corrosion du magnésium et de ses alliages dépendent énormément de leur microstructure et de leur impureté. Des grains plus petits résulteront à des propriétés mécaniques plus élevées et une dégradation plus lente pour la plupart des environnements [48].
En ce qui a trait aux impuretés, ce n’est pas tous les éléments qui ont les mêmes effets négatifs sur la performance en corrosion du magnésium. Les quatre éléments qui possèdent le plus d’influence sont le fer, le nickel, le cuivre et le cobalt. Chacun d’entre eux produira une augmentation de la vitesse de corrosion à des
26 concentrations plus faibles que 0,2 %. L’argent, le calcium et le zinc apporteront aussi des effets négatifs sur la corrosion à des concentrations allant de 0,5 à 5 %. Comme éléments d’alliages, le zinc et le manganèse peuvent aider à augmenter la limite de tolérance de certains éléments d’impuretés comme le fer et le nickel [47]. Le zinc augmentera la résistance du magnésium en raison du renforcement de la solution solide. Le manganèse, lui, permet de diminuer la taille des grains, augmenter la ductilité et améliore la résistance en traction des alliages de magnésium [49].
2.4.1.
Corrosion du magnésium dans un environnement
biologique
2.4.1.1. In vitro - Environnement biologique artificiel
Le comportement en corrosion des deux alliages de magnésium a déjà été étudié dans la solution de Ringer à l’aide de la technique de la polarisation potentiodynamique et de la spectroscopie d’impédance électrochimique [49]. Ces métaux et alliages étaient le magnésium pur (CP-Mg) et l’alliage de magnésium comprenant une concentration massique de 2 % de zinc et 1 % de manganèse (ZM21). Il faut conclure que l’alliage ZM21 possède une meilleure résistance à la corrosion que CP-Mg. Ceci est dû à la formation d’une couche de carbonate de calcium (CaCO3) cristalline plus uniforme sur ZM21 que sur CP-Mg. La Figure 11
résume les mécanismes de dégradation des deux alliages en question, ainsi que les échanges entraînant la formation de la couche de carbonate de calcium sur la surface.
27
Figure 11 : Mécanisme de dégradation de CP-Mg et ZM21 dans la solution de Ringer [49].
Les études sur la dégradation du magnésium pur ont déjà été faites dans presque tous les environnements biologiques artificiels, par exemple dans un liquide corporel artificiel (SBF) [50] ou dans la solution de Hank [51] pour n’en citer que quelques-uns.
Plus récemment, Zhang et al., en 2016, ont fait l’étude de la dégradation du magnésium pur et de l’alliage binaire Mg-6Zn dans une solution de SBF pour évaluer leur potentiel d’utilisation pour des applications en urologie [52]. L’équipe a effectué des tests de dégradation électrochimique, d’immersion en plus d’implanter les métaux dans le système urinaire de rats en plus de faire l’analyse des produits de corrosion en surface des métaux. De ces tests, il a été démontré
28 que le magnésium pur se dégradait plus rapidement lors des tests électrochimiques (8,3 ± 1,9 mm/année pour Mg et 5,4 ± 1,7 mm/année pour Mg-6Zn), mais qu’après immersion, c’est bien l’alliage Mg-6Zn qui présente une dégradation plus rapide, 5,7 ± 0,6 mm/année pour Mg contre 12.6 ± 0,2 mm/année pour Mg-6Zn. De plus, ils ont su montrer par EDS la présence de carbone (30 %), d’oxygène (46,21 %), de magnésium (5,35 %), de phosphore (12,32 %), de potassium (3,58 %) et de calcium (2,24 %) dans les produits de dégradation.
2.4.1.2. In vitro - Urine artificielle
L’objectif principal de ce projet étant de faire l’analyse de la dégradation de métaux dans l’urine artificielle à des fins d’utilisation dans le système urinaire, il est donc important de répertorier les études déjà existantes. La dégradation du magnésium pur ainsi que certains autres alliages (Mg-4Y, Mg-3Al-1Zn, MgY_Oxydé et Mg_Oxydé) a été étudiée dans l’urine artificielle en utilisant la méthode d’immersion statique sur une période de trois jours [53]. Des mesures de pertes de masse ont été prises après trois jours d’immersion dans l’urine. Les analyses en microscopie électronique à balayage présentées à la Figure 12 montrent une couche d’oxyde et la formation de fissures sur cette même couche à partir d’une seule journée. Une légère augmentation de moins de 10 % de la masse fut observée après trois jours d’immersion. De plus, une augmentation notoire du pH de la solution est aussi notée, la cause étant la formation d’hydrogène lors de la dégradation du Mg. Cette étude inclut d’autres méthodes d’analyse comme l’évolution du pH, de la concentration d’ions en solution et des tests antibactériens.
29
Figure 12 : Image de SEM de différents échantillons de magnésium après leur dégradation dans l’urine artificielle en présence de bactéries [53].
Zhang et al. ont poursuit leur étude sur l’utilisation des métaux pour leur utilisation comme implants biodégradables dans le système urinaire [54]. Cette
30 fois-ci, ils ont évalué le potentiel de dégradation du magnésium pur et un de ces alliages, le Mg-5,6Zn-0,5Zr (ZK60), en utilisant les techniques électrochimiques et le test d’immersion. Par contre, cette fois-ci, la solution utilisée est l’urine artificielle, rapprochant ainsi un peu plus leur test de la situation réelle. De la même façon, l’échantillon qui se dégrade plus rapidement n’est pas le même d’un test à l’autre, mais la tendance reste la même que lors de leur étude précédente [52]. Le magnésium montre une vitesse de dégradation plus grande que ZK60 lors du test de PDP avec 1,36 ± 0,14 mm/année pour Mg contre 0,96 ± 0,01 mm/année pour ZK60. Par contre, suite à l’immersion, la situation est inverse. La vitesse de dégradation du magnésium pur à 0,382 ± 0,013 mm/année est presque trois fois plus faible que celle de l’alliage ZK60 à 1,023 ± 0,012 mm/année. Les produits formés en surface des échantillons dégradés restent sensiblement les mêmes que leur précédente étude utilisant le PBS avec C, O, Mg, Ca, P et K comme principaux éléments.
2.4.1.3. In vivo
Les comportements de dégradation du magnésium pur ont été évalués sur des rats Wistar [55]. Des échantillons de magnésium ont été implantés dans les muscles des rats pendants 30 et 60 jours. La vitesse de dégradation a été déterminée par la méthode de perte de masse et les produits de corrosion ont été analysés par EDS. Après leur extraction, tous les échantillons étaient couverts d’une couche de produit de corrosion blanche. Les résultats de l’EDS montrent que les éléments sur la surface des échantillons sont : Mg, O, P, C et Ca. Ces résultats sont très similaires aux résultats obtenus sur du magnésium pur et ses alliages après des tests in vitro [55]. La Figure 13 montre les vitesses de corrosion des différents échantillons après leur extraction. Ils vont de 0,5 à 1 mm/année avec une vitesse de dégradation plus rapide dans les 30 premiers jours d’implantation. Elle montre aussi les vitesses de dégradation après immersion pendant 7 et 14 jours dans une solution de PBS tamponnée. Ces vitesses sont jusqu’à 10 fois plus rapides que lors de l’implantation in vivo.
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Figure 13 : Vitesse de dégradation de tous les spécimens, 7 et 14 jours d’immersion dans PBS et 30 et 60 jours d’implantation chez les rats [55].
Les recherches entreprises par l’équipe de Zhang comprennent aussi des tests in
vivo [52,54]. La première de ces études regroupe 20 rats Wistar qui ont été divisés
en deux groupes égaux, l’un recevant des échantillons de Mg et l’autre les échantillons Mg-6Zn. Les deux métaux sont aussi divisés également dans la deuxième étude, mais cette fois, seulement six rats Wistar furent utilisés. Tous les métaux se sont montrés non toxiques envers les cellules de la vessie où ils ont été implantés. Dans chacune des deux études, l’alliage de magnésium a montré une vitesse de dégradation plus rapide que le magnésium pur lors de l’implantation à l’intérieur des vessies de rats. De plus, une étude en EDS des produits après implantation a été faite, de même qu’une étude de la morphologie par SEM. Ces résultats sont présentés à la Figure 14.
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Figure 14 : Morphologie et composition chimique des produits de dégradation à la surface des implants de Mg et ZK60 après a), d) 1 semaine, b), e) 2 semaines et c),
f) 3 semaines d’implantation dans la vessie des rats [54].
2.5.
Le comportement en corrosion du zinc
Le zinc possède aussi une structure cristalline HCP et sa densité est de 7,14 g/cm³ [56]. Lorsqu’il est question de la microstructure, les alliages de zinc jusqu’à 1 % d’aluminium présenteront majoritairement une solution solide α-Zn grâce à la très grande solubilité de l’aluminium dans le zinc. Il y a aussi présence d’une petite concentration d’une phase eutectoïde qui se forme aux joints de grains, ceux-ci augmentent avec la concentration d’aluminium.
