Le titane commercialement pur et l'alliage alpha-bêta Ti-6Al-4V, désigné TC4 dans les normes chinoises, dominent le marché des implants orthopédiques et dentaires en raison de leur faible densité d'environ 4,5 g/cm³, de leur résistance spécifique élevée, de leur passivation spontanée et, dans le cas du titane non allié, de leur très bonne tolérance tissulaire. Plusieurs décennies d’expérience clinique ont néanmoins mis en évidence trois faiblesses récurrentes : la protection contre les contraintes provoquée par une inadéquation de module avec l’os, une résistance à l’usure insuffisante et la libération d’ions liée à la corrosion à l’intérieur du corps. Chaque mode de défaillance a une cause physique différente et nécessite une contre-mesure différente.
Premier problème : protection contre les contraintes causées par un module élastique incompatible
Le module d'élasticité du Ti-6Al-4V est d'environ 110 GPa, tandis que le module du tissu osseux se situe globalement entre environ 10 et 30 GPa pour l'os cortical et bien inférieur pour l'os spongieux. Un implant fabriqué à partir de Ti-6Al-4V est donc environ quatre à dix fois plus rigide que le tissu qu'il remplace. Une fois le dispositif implanté, il supporte la majeure partie de la charge, de sorte que l’os environnant est protégé du stimulus mécanique dont il a besoin pour se remodeler et se maintenir. À l'interface, les propriétés mécaniques ne correspondent pas et, comme le titane ne forme pas de liaison chimique continue avec l'os, la fixation repose sur un verrouillage mécanique plutôt que sur une véritable combinaison chimique.
Les conséquences pratiques sont progressives : une couche de tissu fibreux peut se former à l'interface, des micromotions persistent sous charge, la résorption osseuse s'accélère autour de l'implant et le dispositif finit par se desserrer. Ce type de descellement aseptique représente encore une part importante des interventions chirurgicales de révision dans les arthroplasties de la hanche et du genou. Réduire le module élastique de l'alliage ou augmenter la surface de contact avec l'os à travers des structures poreuses sont les deux réponses techniques acceptées.
Problème 2 : résistance à l'usure et inflammation induite par les débris-
Les alliages de titane ont un coefficient de frottement relativement élevé et une résistance limitée à l'usure par glissement. Dans un joint articulé, la surface métallique frotte de manière répétée contre une surface en polymère ou en céramique, et le film d'oxyde passif qui protège normalement le métal est rompu par contact par aspérités. Le film se reforme presque immédiatement, mais les débris créés lors de la rupture, associés aux particules métalliques libérées de la surface, produisent une réaction biologique dans les tissus environnants : inflammation persistante, prolifération inhibée des ostéoblastes, remodelage osseux désordonné et, à plus long terme, résorption osseuse autour du composant.
L'ostéolyse induite par les particules et le descellement aseptique associé sont donc déterminés par la performance à l'usure plutôt que par la résistance. C'est pourquoi le durcissement de surface par nitruration, oxydation anodique ou revêtements durs est jugé par le volume et la répartition de la taille des débris qu'il génère, et non par la seule dureté de surface, et pourquoi les couples d'articulation sont de plus en plus conçus de manière à ce qu'aucune surface de titane ne touche directement une autre surface métallique.
Troisième problème : Corrosion et libération d’ions dans les fluides corporels
Dans des conditions atmosphériques naturelles, l’alliage de titane réagit presque instantanément avec l’oxygène pour former un film d’oxyde dense. Ce film reste stable pendant une longue période et empêche toute réaction ultérieure entre le métal et l'air ou l'eau, de sorte que le titane et ses alliages présentent une excellente résistance à la corrosion en service normal. L'environnement physiologique est beaucoup plus agressif. Le liquide corporel est une solution de chlorure aérée maintenue à environ 37 degrés, et autour d'un site enflammé ou infecté, le pH local peut chuter dans la plage acide, tandis que les protéines et le peroxyde d'hydrogène modifient davantage la chimie de la surface.
Lorsque l'alliage est exposé à cet environnement pendant de longues périodes, le film d'oxyde de surface a tendance à se décoller ou à se dissoudre localement, les performances en fatigue du composant se détériorent et des éléments d'alliage tels que l'aluminium et le vanadium sont progressivement libérés dans le corps. Les deux éléments sont associés à des problèmes de cytotoxicité, et l’aluminium en particulier peut interférer avec la formation d’apatite à la surface des os. Pour les implants à long-cela a poussé le développement vers une chimie sans vanadium-et sans aluminium-, ainsi que vers des revêtements barrières qui maintiennent le substrat hors de contact direct avec les fluides corporels.
Stratégies d'atténuation : conception d'alliages et modification de surface
Deux approches complémentaires sont utilisées pour améliorer les performances globales des applications des alliages de titane médicaux.
Conception de la composition des alliages et contrôle de la microstructure.Les alliages bêta métastables et quasi-bêta avec un module d'élasticité inférieur, tels que Ti-13Nb-13Zr, Ti-12Mo-6Zr-2Fe et Ti-15Mo, réduisent le décalage de rigidité tout en conservant une résistance élevée. Le traitement thermomécanique et le traitement thermique sont utilisés pour contrôler la taille des grains, la fraction de phase et la texture, car ces variables régissent la résistance à la fatigue et la sensibilité aux entailles ainsi que le module.
Modification des surfaces.L'oxydation anodique et l'oxydation par micro-arc, l'oxydation thermique, les revêtements d'hydroxyapatite ou de phosphate de calcium, les couches de céramique pulvérisées au plasma, les revêtements de nitrure de titane et de carbone de type diamant-, ainsi que le sablage combiné à la gravure à l'acide sont tous appliqués sur les surfaces en titane et en alliage de titane. La modification de surface conserve les propriétés mécaniques et biologiques favorables du substrat tout en améliorant considérablement les performances cliniques, c'est pourquoi elle attire désormais de plus en plus l'attention dans le domaine biomédical.
La sélection des matériaux pour les implants s'exprime normalement à travers des spécifications reconnues : titane non allié selon ASTM F67 ou ISO 5832-2, Ti-6Al-4V corroyé selon ASTM F1472 ou ISO 5832-3, Ti-6Al-4V ELI interstitiel extra-faible selon ASTM F136, Ti-13Nb-13Zr selon ASTM F1713, Ti-12Mo-6Zr-2Fe sous ASTM F1813 et Ti-15Mo sous ASTM F2066.
Comparaison des modules et des spécifications
| Matériel | Module d'élasticité approximatif | Caractéristique clé | Spécification typique |
|---|---|---|---|
| Ti-6Al-4V (TC4) | environ 110 GPa | Un puissant outil alpha-bêta, à moindre coût | ASTM F1472, OIN 5832-3 |
| Ti-6Al-4V ELI | environ 110 GPa | Interstitiels très-faibles, meilleure résistance à la fatigue et à la rupture | ASTM F136 |
| Ti-13Nb-13Zr | environ 79 GPa | Proche-bêta, faible module, sans vanadium | ASTM F1713 |
| Ti-12Mo-6Zr-2Fe | environ 74 à 88 GPa | Alliage bêta combinant faible module et haute résistance | ASTM F1813 |
| Ti-15Mo | environ 102 GPa | Alliage bêta avec une bonne résistance à la corrosion | ASTM F2066 |
Les valeurs de module sont des chiffres typiques de la littérature pour l'état recuit ou traité en solution et varient en fonction du contenu de la phase et de l'historique du traitement. L'évaluation d'un matériau candidat doit donc combiner l'analyse chimique, l'examen de la microstructure, les tests de fatigue dans un fluide corporel simulé et les tests de corrosion électrochimique, car les performances du corps - dépendent de la combinaison de la chimie du substrat et de l'état de surface plutôt que du module seul.
Foire aux questions
Q : Pourquoi le Ti-6Al-4V provoque-t-il une protection contre les contraintes ?
Son module élastique d'environ 110 GPa est environ quatre à dix fois supérieur à celui de l'os, de sorte que l'implant supporte la charge et que l'os environnant perd le stimulus mécanique dont il a besoin, se résorbe et finit par se desserrer.
Q : Quels éléments d’alliage du titane médical sont préoccupants ?
Aluminium et vanadium. Lorsque le film d'oxyde se décompose, ils peuvent être libérés dans les tissus et entraîner des problèmes de cytotoxicité. C'est pourquoi les alliages sans vanadium-sans aluminium-sont préférés pour les implants-à long terme.
Q : Le titane est-il résistant à la corrosion à l’intérieur du corps humain ?
Le film d'oxyde dense est stable dans des conditions ordinaires, mais un fluide corporel riche en chlorure - à la température du corps et à un pH localement réduit peut le dissoudre ou le dépouiller localement, dégradant les performances de fatigue et libérant des ions.
Q : Comment un implant en titane est-il fixé à l'os ?
Principalement par emboîtement mécanique et topographie de surface, car aucune liaison chimique continue ne se forme avec l'os ; des traitements de surface sont utilisés pour améliorer le contact et l’apposition osseuse.
Q : Quels traitements de surface améliorent les performances cliniques ?
Oxydation anodique, oxydation par micro-arc, oxydation thermique, revêtements d'hydroxyapatite et de phosphate de calcium, couches de carbone de type nitrure de titane ou diamant-et grenaillage avec gravure acide.
Q : Le module d’un alliage d’implant peut-il être réduit ?
Oui. Les alliages bêta tels que Ti-13Nb-13Zr, Ti-12Mo-6Zr-2Fe et Ti-15Mo réduisent le module à environ 74 à 102 GPa, contre environ 110 GPa pour le Ti-6Al-4V.
