ETUDE IN VITRO DE FIBROBLASTES GINGIVAUX SUR L'ALLIAGE NICKEL – TITANE : INFLUENCE DES ETATS DE SURFACES

Vincent Comte

Description

Niveau: Supérieur

• mémoire

MINISTERE DE LA JEUNESSE, DE L'EDUCATION NATIONALE ET DE LA RECHERCHE ECOLE PRATIQUE DES HAUTES ETUDES Science de la Vie et de la Terre MEMOIRE présenté par Vincent COMTE pour l'obtention du diplôme de l'Ecole Pratique des Hautes Etudes ETUDE IN VITRO DE FIBROBLASTES GINGIVAUX SUR L'ALLIAGE NICKEL – TITANE : INFLUENCE DES ETATS DE SURFACES soutenu le18 mars 2003 devant le jury suivant : Jean-Marie EXBRAYAT - Président Xavier RONOT - Rapporteur Michèle LISSAC - Examinateur Laurence PONSONNET - Examinateur Patrick EXBRAYAT - Examinateur Thierry ASLANIAN- Examinateur Sonia PELLISSIER - Examinateur Laboratoire de Dynamique Cellulaire - EPHE UMR CNRS 525 Institut Albert Bonniot, 38706 LA TRONCHE cedex directeur EPHE : Dr Xavier RONOT () Laboratoire d'Etude des Interfaces et de Biofilms en Odontologie – EA 637 Faculté d'Odontologie, rue Guillaume Parradin, 69372- LYON cedex08 directeur de stage : Pr Michèle LISSAC () RESUME Depuis l'avènement des alliages à mémoire de forme (AMF), l'utilisation de leurs propriétés innovantes semble être de plus en plus courante dans le domaine médical. Les applications biomédicales de l'alliage nickel-titane (NiTi), un des AMF les plus intéressants de nos jours, émergent : agrafes d'ostéosynthèses, stents vasculaires, implants ossiculaires. Le domaine odontologique exploite également les propriétés de mémoire de forme et de superélasticité du NiTi en orthodontie, endodontie et pourquoi pas dans un avenir proche en implantologie.

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Sujets

• Mémoire
• Lissac

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• Publié par: profil-nechor-2012
• Publié le: 01 mars 2003
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Extrait

MINISTERE DE LA JEUNESSE, DE L’EDUCATION NATIONALE ET DE LA RECHERCHE     ECOLE PRATIQUE DES HAUTES ETUDES Science de la Vie et de la Terre     MEMOIRE     présenté par Vincent COMTE   pour l’obtention du diplôme de l’Ecole Pratique des Hautes Etudes  

ETUDEIN VITRODE FIBROBLASTES GINGIVAUX SUR L’ALLIAGE NICKEL – TITANE: INFLUENCE DES ETATS DE SURFACES

          soutenu le18 mars 2003 devant le jury suivant :   Jean-Marie EXBRAYAT - Président Xavier RONOT - Rapporteur Michèle LISSAC - Examinateur Laurence PONSONNET - Examinateur Patrick EXBRAYAT - Examinateur Thierry ASLANIAN- Examinateur Sonia PELLISSIER - Examinateur     Laboratoire de Dynamique Cellulaire - EPHE UMR CNRS 525 Institut Albert Bonniot, 38706 L A T RONCHE cedex directeur EPHE : D r Xavier RONOT ([e-mail])   Laboratoire d’Etude des Interfaces et de Biofilms en Odontologie – EA 637 Faculté d’Odontologie, rue Guillaume Parradin, 69372- L YON cedex08 directeur de stage : P r Michèle LISSAC ([e-mail]) RESUME   Depuis l’avènement des alliages à mémoire de forme (AMF), l’utilisation de leurs propriétés innovantes semble être de plus en plus courante dans le domaine médical. Les applications biomédicales de l’alliage nickel-titane (NiTi), un des AMF les plus intéressants de nos jours, émergent : agrafes d’ostéosynthèses, stents vasculaires, implants ossiculaires. Le domaine odontologique exploite également les propriétés de mémoire de forme et de superélasticité du NiTi en orthodontie, endodontie et pourquoi pas dans un avenir proche en implantologie. Ainsi, l’objectif de notre étude est de deux sortes : le premier est une caractérisation physico-chimique de l’état de surface de l’alliage nickel-titane afin de pouvoir identifier les interactions entre la cellule et son substrat. Pour

cela nous avons réalisé une mesure de la rugosité de surface de nos échantillons, une analyse de la composition chimique superficielle par diffraction des rayons X et analyse XPS, enfin une analyse de la mouillabilité et les calculs de l’énergie de surface de nos échantillons. Le second objectif est de mieux connaître le comportement du tissu gingival humain au contact de l’alliage NiTi. Et en particulier de mieux comprendre l’influence de la topographie de surface de cet alliage sur le comportement de fibroblastes. Nous avons observé les propriétés d’adhésion, de croissance et de synthèse de ce type cellulaires au contact des échantillons métalliques de rugosité croissante, et ceci en comparaison avec des matériaux de référence (titane commercialement pur, alliage Ti-6Al-4V et acier 316L). Les résultats de notre étude nous ont amenés aux conclusions suivantes. Le NiTi a une biocompatibilitéin vitro comparablecelle du titane commercialement pur pour une rugosité de à surface lisse. La topographie et la nature chimique du matériau induisent de nombreux phénomènes sur le comportement cellulaire. L’énergie libre de surface apparaît être un facteur dominant. De plus il existerait un « seuil de rugosité limite », au dessus duquel différents paramètres cellulaires sont altérés. Pour les études à venir, il serait intéressant de quantifier les protéines impliquées dans l’adhésion cellulaire en fonction de la rugosité du substrat. De plus, nous avons introduit le terme de « seuil de rugosité » concernant le comportement des fibroblastes sur des NiTi rugueux, nous essayerons donc de connaître plus précisément la valeur limite du Ra pour obtenir un comportement optimum à la fois des fibroblastes, mais aussi d’autres types cellulaires présents sur les sites d’implantations tels que les ostéoblastes et les cellules épithéliales.

TABLE DES MATIERES   REVUE DE LA LITTERATURE   A – MATERIAUX I : l’alliage à mémoire de forme (amf) nickel-titane I – 1) historique des AMF I – 2) principe général I – 3) propriétés physico-chimiques II : caractéristiques fondamentales des AMF II – 1) transformation martensitique II – 1 - 1) températures de transformations II – 1 - 2) hystérésis II – 2) caractéristiques macro- et microscopiques II – 3) effet mémoire de forme II – 4) comportement caoutchoutique de la phase martensitique II – 5) superélasticité de la phase austénitique B – TISSUGINGIVAL I – histologie I – 1) aspect macroscopique I – 2) structure histologique I – 2 - 1) épithélium I – 2 - 2) membrane basale I – 2 - 3) chorion gingival C – LABIOCOMPATIBILITE   I : généralité sur la biocompatibilité I – 1) définition de la biocompatibilité I – 2) facteurs intervenant sur la biocompatibilité I – 2 - 1) composition chimique du matériau I – 2 - 2) propriété physique du matériau

 

 

 

 

I – 3) les biomatériaux I – 3 - 1) définition des biomatériaux I – 3 2) les biomatériaux dentaires - II : biocompatibilité du NiTi II – 1) biologie des composants du NiTi II – 1 - 1) le nickel II – 1 - 2) le titane II – 2) corrosion et état de surface du NiTi II – 3) biocompatibilité du NiTiin vitro II – 4) biocompatibilité du NiTiin vivo II – 4 - 1) test d’implantation sous-cutanée ou intra-musculaire II – 4 - 2) test d’implantation endo-osseux II – 4 - 3) implantation endo-osseuse chez l’homme II – 5) application du NiTi en médecine II – 5 - 1) applications orthopédiques II – 5 - 2) applications dentaires II – 5 - 3) applications cardio-vasculaires II – 5 - 4) applications diverses D – ADHESIONCELLULAIRE I : adhésion cellules / surface artificielle I – 1) mécanismes moléculaires de l’adhésion cellules / biomatériaux I – 2) influence de la topographie de surface I – 3) influence de l’énergie de surface II - protéines impliquées dans les contacts focaux II – 1) protéines de la région cytoplasmique II – 2) protéines transmembranaires II – 3) protéines extracellulaires ABRÉVIATIONS

  s : contrainte (MPa) e : déformation (%) µW/cm : microohm par centimètre µg : microgramme µl : microlitre Å : angström Af :austenite finish temperature: température austenite finale AMF : alliage à mémoire de forme As :austenite start temperature: température austenite de départ cm : centimètre cos : cosinus °C : degré Celsius DMEM :Dulbecco’s Modified Eagle’s Medium DO : densité optique Ec : énergie cinétique El : énergie de liaison

g/cm 3 : gramme par centimètre cube Gpa : gigapascal Gy : Gray H : hystérésis HRC :hardness Rockwell C(dureté Rockewell C) IgG : immunoglobuline G IP : iodure de propidium KDa : kilodalton Kg : kilogramme KV : kilovolt LB : lame basale M : molaire MEC : matrice extracellulaire Mf :martensite finish temperature: température martensite finale mJ/m² : millijoule par mètre carré   ml : millilitre mm : millimètre Mpa : mégapascal Ms :martensite start temperature: température austenite de départ NGS :Normal Goat Serum(sérum de chèvre normal) NiTi : alliage nickel-titane nm : nanomètre OW : Owens & Wendt PBS :Phosphate Buffer Saline(tampon phosphate) ppm : partie par million RGD : séquence aminée Arginine-Glycine-Aspartine SiC : carbure de Silicium Sin : sinus TA6V : alliage Ti-6Al-4V Ticp : titane commercialement pur U : unité V : Volt VO : Van Oss W : travail W/cm.°C : Watt par centimètre par degré Celsius Wa : travail d’adhésion XPS :X-ray Photoelectron Spectroscopy(spectroscopie de photoélectrons X) ANALYSE BIBLIOGRAPHIQUE   A – MATERIAUX   I – l’alliageà mémoire de forme (AMF) nickel-titane

  I – 1) historique des alliages à mémoire de forme (AMF)   Les premières recherches concernant l’effet de mémoire de forme remontent aux années 30. D’après OTSUKA et WAYMAN (1998), OLANDER découvre en 1932 le comportement de pseudoélasticité de l’alliage Au-Cd. GRENINGER et MOORADIAN (1938) observent la formation et la disparition d’une phase martensitique en faisant varier la température d’un alliage Cu-Zn, mais pour eux, cette découverte reste une curiosité de laboratoire. Le phénomène d’effet mémoire, régi par le comportement thermoélastique de la phase martensite, est rapporté 10 ans plus tard par KURDJUMOV et KHANDROS (1949) ainsi que par CHANG et READ (1951). Dans les années 60, BUEHLERet coll. (1963) de l’U.S. Naval Laboratory mettent en évidence l’effet mémoire de forme d’un alliage équiatomique de nickel et de titane ; cet alliage est nommé Nitinol (Nickel-Titanium Naval Ordonance Laboratory). Cette découverte peut être considérée comme une avancée importante dans le domaine des matériaux à mémoire de forme. Depuis ce temps, de nombreuses recherches sont menées pour élucider les mécanismes du comportement fondamental de ces alliages à mémoire de forme.   Nous retrouvons aujourd’hui les AMF dans l’industrie automobile, aérospatiale mais également dans de nombreux domaines médicaux. Les premières exploitations du potentiel du NiTi comme matériau implantaire sont rapportées par JOHNSON et ALICANDRI en 1968 (CASTLEMAN et coll., 1981). L’utilisation du NiTi pour des applications médicales est décrite pour la première fois dans les années 70 (CUTRIGHT et coll., 1973 ; IWABUCHI et coll., 1975 ; SIMON et coll., 1977). Dans les années 80, il est testé pour des applications en orthopédie et orthodontie, et c’est seulement au milieu des années 90 que des applications médicales sont commercialisées. L’utilisation du NiTi en tant que biomatériau est fascinante du fait de ses propriétés de mémoire de forme et de superélasticité que l’on ne retrouve dans aucun alliage métallique conventionnel.   I – 2)principe général   L’alliage métallique à mémoire de forme NiTi peut exister dans deux structures cristallographiques (phases) différentes dépendantes de la température. Ces phases sont appelées martensite (basse température) et austénite ou phase mère (haute température). Les phases austénitiques et martensitiques du NiTi ont de nombreuses propriétés qui les différencient. Quand le NiTi martensite est chauffé, il commence à changer en austénite. La température à laquelle ce phénomène débute est appelée As : « austenite start temperature » (température austénite de départ). La température à laquelle ce phénomène est complet s’appelle Af : « austenite finish temperature » (température austénite finale). Quand le NiTi austénite est refroidi, il commence à changer en martensite. La température à laquelle ce phénomène débute est appelée Ms : « martensite start temperature » (température martensite de départ). La température à laquelle toute la structure cristallographique se retrouve en phase martensite s’appelle Mf : « martensite finish temperature » (température martensite finale) (BUEHLER et coll., 1967).   La composition et les traitements métallurgiques ont un impact important sur les températures de transition. D’un point de vue des applications pratiques, le NiTi peut avoir trois formes différentes : martensite, superélastique (une forme où les deux phases coexistent) et austénite. Quand le matériau est dans sa forme martensite, il est tendre, malléable et peut être facilement déformé (un peu comme de l’étain mou). Le NiTi superélastique est très élastique (telle une gomme), et le NiTi austénite est entièrement résistant et dur (comparable à du titane). Le matériau NiTi peut développer toutes ses propriétés, leur expression spécifique dépend de la température à laquelle il est utilisé.   I - 3) propriétés physico-chimiques   L’alliage NiTi possède des propriétés caractéristiques qui en font un alliage d’exception. Les tableaux suivants récapitulent les principales propriétés du NiTi et les comparent à d’autres alliages utilisés en orthopédie.

    II – caractéristiquesfondamentales des AMF   II – 1)transformation martensitique   Les propriétés pseudo-élastiques des alliages à mémoire de forme sont liées à l’existence d’une transformation de phase à l’état solide : la transformation martensitique. Historiquement, le terme de transformation martensitique est associé à la transformation des aciers. Par extension, il a été généralisé à un grand nombre d’alliages dont les transformations possèdent certaines caractéristiques typiques de la transformation martensitique des aciers. GUENIN (1988) nous propose la définition suivante : « La transformation martensitique est une transformation displacive du premier ordre présentant une déformation homogène du réseau cristallographique, constituée principalement par un cisaillement ». Le terme de transformation displacive signifie que les déplacements relatifs des atomes sont faibles (de l’ordre du dixième d’une distance interatomique). Le terme de déformation homogène signifie qu’il n’y a pas, durant la transformation, de variation de la composition chimique et de degré d’ordre atomique, car le mouvement des atomes est coopératif (c’est-à-dire que chaque atome se déplace vers sa nouvelle position grâce au déplacement des atomes voisins).   II – 1 – 1)températures de transformation   La transformation martensitique est caractérisée par quatre températures de transformations :   ®à température décroissante, la phase mère (austénitique) se transforme en martensite : Ms (Martensite Start) : température en dessous de laquelle la martensite apparaît spontanément. Mf (Martensite Finish) : température en dessous de laquelle toute l’austénite est transformée en martensite. La transformation commence donc à la température Ms, devient complète à la température Mf. Entre ces deux températures, les deux phases coexistent.   ®Inversement, à température croissante, la martensite se transforme en austénite : As (Austenite Start) : température en dessus de laquelle l’austénite apparaît spontanément. Af (Austenite Finish) : température en dessus de laquelle toute la martensite est transformée en austénite. La différence de température entre Mf et As s’appelle hystérésis, et la différence entre Ms et Mf s’appelle l’étalement.   Ces températures de transformation de phase sont très sensibles à la composition ainsi qu’à « l’histoire » mécanique et thermique de l’alliage étudié.   II – 1 – 2)hystérésis   Nous remarquons une différence entre Mf et As (également entre Ms et Af), cette différence de température représente l’hystérésis (H). Elle est généralement définie par le décalage de température entre les courbes de chauffage et de refroidissement ; elle est, en principe, mesurée pour 50 % de fraction transformée (PATOOR et BERVEILLER, 1994). Cette différence peut être de 20 à 30°C (BUELHER et coll., 1967). En pratique, il se peut qu’un alliage destiné à être complètement transformé par la chaleur corporelle (Af < 37°C) requiert un refroidissement d’environ +5°C pour se retransformer complètement en martensite (Mf).   II – 2)caractéristiques macro- et microscopiques   La transformation martensitique peut donner lieu à la coexistence possible des deux phases, et donc de l’existence d’une interface austénite/martensite : c’est le plan d’habitat (plan d’accolement des

deux phases).   La déformation homogène du réseau (le cisaillement) entraîne une corrélation parfaite entre les phases mère et martensitique. Ces transformations se produisent alors très rapidement (à la vitesse du son dans les solides), car il n’existe pas de mouvement à longue distance des atomes, et aucune modification de l’ordre atomique n’est observée. A l’échelle de l’œil nu ou du microscope optique, le plan d’habitat est invariable en dimension et en orientation, et ne peut pas être relié simplement à un plan cristallographique. La transformation martensitique peut alors se décrire comme un cisaillement homogène d’environ 20 % parallèlement au plan d’habitat (MULLER, 1988).   La microstructure de la martensite est conditionnée par le changement de forme et par la différence de volume qui existe entre elle et la phase austénitique. Il s’ensuit des contraintes internes lors de l’apparition de domaine martensitique au sein de l’austénite. Elles peuvent être relaxées en partie par l’organisation de plusieurs domaines de martensite formant un groupement auto-accomodé afin de minimiser la déformation globale induite. Ces domaines appelés variantes correspondent à des cisaillements équivalents du point de vue cristallographique mais orientés dans différentes directions (en général, 24 variantes pour un monocristal de phase mère cubique). En l’absence de contraintes externes, ces variantes sont équiprobables et la distribution des groupements auto-accomodés permet au matériau de conserver sa forme initiale. La formation de la martensite n’entraîne alors que des déformations élastiques donc réversibles (JORDAN et coll., 1997).   II – 3)effet mémoire de forme     L’effet mémoire de forme est décrit par MULLER en 1988 comme étant : « le recouvrement de forme d’un objet au chauffage après déformation en phase martensitique. » Dans le cas de l’utilisation de la mémoire de forme, le matériau initialement austénitique possède une forme donnée. Il est refroidi à une température inférieure à Mf et devient totalement martensitique. Il est important de noter que la forme est macroscopiquement inchangée. Une contrainte externe est appliquée dans cet état martensitique et l’échantillon prend une autre forme. C’est donc la déformation physique et non pas la transformation martensitique, qui fait changer l’échantillon de forme. Lors de l’application de cette contrainte, il y a déformation élastique de la martensite, puis réorientation des plaquettes de martensite. Les plaquettes de martensite, associées à une déformation, orientées dans la direction de la contrainte, croissent au dépend de l’austénite. Cet état martensitique se maintient lorsque la contrainte cesse. En effet, la martensite est stable à cette température (Mf) et une déformation subsiste. Il suffit alors de réchauffer le matériau au-delà de Af, pour que la transformation inverse (martensite® austénite) se produise et que l’échantillon retrouve sa forme initiale. L’alliage fournit alors soit un déplacement, soit un travail ou les deux à la fois, convertissant ainsi l’énergie thermique en travail mécanique avec un rendement de l’ordre de 10 %.   II – 4)comportement caoutchoutique de la phase martensitique   Dans l’état martensitique et sous l’effet d’une contrainte, les différentes variantes de martensite peuvent se déplacer et ainsi induire une déformation macroscopique. Cette déformation, obtenue par l’application d’une contrainte externe sur le matériau à l’état martensitique, provoque la réorientation des variantes par déplacement des interfaces intervariantes. Ainsi, lorsqu’une contrainte est appliquée sur un groupe de variantes, elles vont croître, au détriment de leurs voisines, de façon à adapter la microstructure à la contrainte externe. Lorsque la contrainte est relâchée, une réversion partielle de la déformation (les variantes défavorisées augmentent à nouveau au détriment de celles qui ont été initialement allongées) vient se superposer au mécanisme classique de l’élasticité. Ceci se traduit sur la courbe contrainte/déformation par une déformation permanente nettement inférieure à celle obtenue lors d’un retour linéaire élastique. Cet effet, lié au déplacement alterné des interfaces entre variantes, est qualifié d’effet caoutchoutique ou encore de pseudoélasticité.

  II – 5) superélasticité de la phase austénitique   La transformation martensitique peut être induite de deux façons différentes : thermiquement ou mécaniquement. Cette formation de martensite induite sous contrainte, à l’origine de l’effet superélasticité, n’a pas lieu systématiquement et dépend beaucoup de la température. En effet, d’après MULLER (1988), à un certain domaine de température où la phase austénitique est « stable » (T > Mf), la transformation martensitique peut être induite par une contrainte appliquée à température constante (au lieu d’être induite par le refroidissement, comme nous l’avions vu jusqu’à présent). En fait, l’effet mémoire et la superélasticité sont assez semblables par nature, les deux étant liés à la transformation martensitique directe et inverse.   Pour la propriété de superélasticité, la contrainte est appliquée sur un matériau complètement austénitique. La superélasticité se manifeste par la récupération complète de la forme de l’échantillon lorsque la contrainte cesse, bien que celle-ci ait dépassé la limite d’élasticité de l’austénite.   Lors de l’application de la contrainte, on observe d’abord la déformation élastique de Laus puis, à partir d’un taux de contrainte (dépendant de la température), il y a formation de martensite induite sous contrainte au niveau du premier plateau. Lorsque la contrainte cesse, la martensite n’étant plus stable dans ce domaine de température, un retour à l’état austénitique par transformation inverse est observé via un second plateau, puis la déformation élastique de l’austénite est récupérée avant de retrouver l’état initial.   Il n’y a donc pas eu de déformation plastique du matériau. Lorsque l’échantillon est déformé, dans chaque grain, les plaquettes de martensite, associées à une déformation, orientées dans le sens de la contrainte appliquée, se développent au détriment des autres. C’est leur croissance préférentielle qui réalise la déformation macroscopique. Lors de la transformation inverse, toutes ces plaquettes retournent à l’austénite et la forme initiale est retrouvée.     B – TISSUGINGIVAL   I – histologie   La cavité buccale comporte plusieurs tissus très différenciés et spécialisés. C’est aussi dans la cavité buccale que l’on observe la seule structure minéralisée de l’organisme, la dent, qui traverse un revêtement conjonctivo-épithélial.   I – 1)aspect macroscopique   La gencive présente une couleur rose, légèrement plus intense que celle de la muqueuse buccale proprement dite. Cette couleur varie d’un individu à un autre et d’une zone gingivale à une autre en fonction de la pigmentation, de l’épaisseur de l’épithélium, de son degré de kératinisation et de la vascularisation sous-jacente. Le contour marginal, qui suit le collet des dents, a un trajet festonné. A ce niveau, la gencive s’amincit progressivement ; les papilles gingivales comblent les espaces interdentaires. Nous distinguons : - Une zone gingivale périradiculaire, adhérente à la corticale externe de l’os alvéolaire : c’est la gencive adhérente. - La gencive adhérente est séparée de la muqueuse buccale par la ligne muco-gingivale. Toutefois, au niveau du palais, la muqueuse étant adhérente au plan osseux sous-jacent, elle ne présente pas de limites anatomiques avec la gencive proprement dite. - Une zone péricervicale : la gencive marginale qui est séparée des dents par un sillon : le sulcus.

- Le sulcus a une profondeur de 1 à 1,5 mm ; au fond, la jonction gingivo-dentaire est assurée par l’attache épithéliale ou épithélium de jonction.   Le bord de la gencive libre porte le nom de bord marginal. Il présente un trajet festonné qui suit le contour du collet des dents. Entre deux dents voisines, la portion de gencive libre qui comble l’espace compris entre le point de contact intermédiaire et les collets constitue la papille interdentaire.   Les rôles de la muqueuse buccale sont les suivants : - assurer des fonctions de protection et d’interaction des tissus musculaires et osseux sous-jacents ; - intervenir dans le processus de régulation thermique et hydrique ; - jouer un rôle informatif dans la transmission des sensations.   I – 2)structure histologique   I – 2 – 1)épithélium   L’épithélium gingival est un épithélium malpighien pluristratifié qui se renouvelle en permanence. Il présente plusieurs couches cellulaires. La couche germinative interne, c’est-à-dire qui se situe du côté basal, est constituée d’une assise de cellules de forme cuboïde ou cylindrique. C’est au niveau de l’assise germinative que se situent les mitoses qui sont à l’origine du renouvellement cellulaire de l’épithélium.   La couche épineuse qui surmonte la couche germinative est composée de plusieurs assises de cellules polyédriques qui ont tendance à s’aplatir au fur et à mesure que l’on se rapproche de la zone superficielle. Par comparaison avec les cellules basales, les cellules de couche épineuse sont caractérisées par : - une augmentation de la taille cellulaire, du nombre et de l’épaisseur des tonofilaments intracytoplasmiques et du nombre de desmosomes ; - un élargissement des espaces intercellulaires ; - une diminution du nombre de mitochondries.   Au dessus de la couche épineuse, les couches superficielles de l’épithélium varient en fonction de la kératinisation progressive ou de l’absence de kératinisation. L’involution cellulaire qui aboutit à la desquamation se fait selon 3 modes : la non-kératinisation ; la parakératinisation et l’orthokératinisation.   Epithélium non-kératinisé : cet épithélium évolue vers la desquamation sans kératinisation préalable dans la zone dépourvue de sollicitations externes (face interne du sulcus).   Epithélium kératinisé : lorsque l’épithélium est kératinisé, la couche épineuse est surmontée d’une couche granuleuse dont les cellules sont caractérisées par la présence, dans le cytoplasme, de l’accumulation de grains de kératohyaline et de corps d’Odland. En se rapprochant de la zone apicale, les cellules s’aplatissent, le cytoplasme est envahi de microfilaments alors que le nombre de mitochondries diminue considérablement. L’évolution de la couche granuleuse vers la desquamation se fait suivant 2 modes, selon que la couche externe est orthokératinisée ou parakératinisée.   I – 2 – 2)membrane basale   La membrane basale, ou lame basale (LB), est localisée à l’interface entre l’épithélium et la zone conjonctive. Elle est constituée de protéines fibrillaires (collagène de type IV, fibronectine, laminine) enrobées d’un substrat polysaccharidique. La LB comporte une lamina lucida du côté épithélial et une lamina densa du coté conjonctif. La lamina densa est constituée de fines fibrilles qui se dégagent en éventail de la LB et se terminent librement dans le conjonctif sous-jacent. D’autres fibrilles de collagène, issues du tissu

conjonctif, viennent s’accrocher directement sur la LB. La lamina lucida contient un matériel finement granulaire. La cohésion entre les cellules épithéliales et la LB est assurée par des tonofibrilles issues des hémi-desmosomes des cellules épithéliales à ce niveau.   Il importe de rappeler que la membrane basale constitue un ensemble en continuité avec les protéines de membrane cellulaire (intégrines), elles-mêmes associées aux protéines du cytosquelette (microfilaments surtout). De plus, le trajet de la lame basale est sinueux de telle sorte que conjonctif et épithélium présentent entre eux des interdigitations. Ce trajet se retrouve sur tout le pourtour gingival sauf à la face interne du sulcus où il est rectiligne.   I – 2 –3)chorion gingival   Le chorion gingival est un tissu conjonctif fibreux. Les cellules de base sont des fibroblastes répartis généralement le long des fibres de collagène. Ils ont une forme en fuseau ou en étoile avec de longs prolongements qui se dégagent du cytoplasme. Le noyau, arrondi ou ovalaire, occupe la partie centrale de la cellule. Les fibroblastes sont responsables du renouvellement du collagène et de la synthèse des fibres qui forme la structure du chorion. Outre les fibroblastes, le chorion gingival est caractérisé par la présence de cellules du système immunitaire. Ces cellules sont présentes en dehors de tout processus pathologique, et s’observent principalement au niveau marginal. Leur présence est liée aux multiples traumatismes qui apparaissent sur la gencive, et à l’environnement septique de la cavité buccale. Cet état sub-inflammatoire induit la présence des cellules immunitaires. La matrice intercellulaire du chorion est constituée principalement de deux types de fibres : le collagène et l’élastine. Ces protéines regroupées en faisceau, ainsi que la fibronectine et des glycosaminoglycanes forment un tissu orienté qui permet de maintenir une certaine cohésion et une adhésion entre la gencive, l’os alvéolaire et la dent.   La vascularisation et l’innervation du chorion gingival prolongent les structures vasculaires et nerveuses du desmodonte. Sur les faces externes de la gencive adhérente, vascularisation et innervation sont issues d’éléments intra-osseux qui proviennent de l’os alvéolaire et aboutissent sous forme de structures terminales dans le conjonctif gingival.     C – LABIOCOMPATIBILITE   I – généralitésur la biocompatibilité   I – 1)définition de la biocompatibilité   La récente prise de conscience (depuis environ 30 ans) qu’il n’y a pas de matériau complètement inerte dans le corps humain a conduit à définir le concept de biocompatibilité. En effet, la biocompatibilité des matériaux prothétiques humains a longtemps été réduite à l’absence de processus de corrosion et de dégradation. La biocompatibilité apporte les bases d’une appréciation de la sûreté et de l’efficacité à long terme d’un matériau dans la situation thérapeutique envisagée. L’étude de compatibilité biologique d’un matériau consiste à étudier les mécanismes interactifs existants entre un biomatériau et le milieu biologique environnant.   Plusieurs définitions permettent de clarifier le mot biocompatibilité : Lors d’une conférence de consensus réunie en Grande Bretagne par WILLIAMS en 1992, la biocompatibilité a été définie comme « la capacité d’un matériau à être utilisé avec une réponse appropriée de l’hôte pour une application spécifique ». EXBRAYAT propose en 1998 une définition plus détaillée : « la biocompatibilité d’un matériau est l’ensemble des interrelations entre ce matériau et le milieu environnant, et leurs conséquences

biologiques locales ou générales, immédiates ou différées, réversibles ou définitives ». Mais il précise la difficulté d’appréhender la biocompatibilité à la fois expérimentalement et cliniquement.   De plus, la biocompatibilité d’un matériau est régie par deux mécanismes : à la fois les effets du matériau sur le milieu, mais aussi les effets du milieu sur le matériau. Il faut suivre l’évolution de l’un et l’autre, sans oublier leur interface. Ces interactions se manifestent non seulement autour du matériau mais également à distance, suivant les éléments relargués. Elles se manifestent à court, moyen ou long terme suivant le type de matériau. Ces interactions peuvent être intenses ou modérées, brèves ou permanentes ou bien apportant soit une cicatrisation complète soit une nuisance chronique. Ces multiples facettes de la biocompatibilité, nécessitent de se doter d’outils d’évaluation capables de les appréhender. Mais selon HILDEBRAND et coll. (1998), nous ne disposons d’aucun critère quantitatif, représentatif en valeur absolue de la biocompatibilité d’un matériau. Il est cependant possible de faire des évaluations de façon comparative avec un matériau de référence utilisé couramment en clinique.   I – 2)facteurs intervenant sur la biocompatibilité   I – 2 – 1)composition chimique du matériau   Les constituants d’un matériau influencent sa biocompatibilité, soit directement s’ils sont présents en surface, soit secondairement s’ils sont relargués. Ainsi la composition d’un biomatériau doit être connue pour tenter d’identifier le ou les éléments responsables des effets biologiques observés au niveau cellulaire. Cependant, la biocompatibilité d’un corps n’est pas la somme des biocompatibilités de ses constituants. D’autres paramètres tels que l’état de surface et la structure du matériauinfluencent la notion de biocompatibilité. Toute expérimentation sur ce sujet passe par la connaissance précise de la composition des matériaux testés. Les informations disponibles des fabricants sont souvent limitées ; et les conditions de fabrication, de stockage et de stérilisation peuvent influencer la composition superficielle du matériau, capitale pour sa biocompatibilité.   La connaissance de la composition chimique d’un matériau avant implantation ne reflète qu’approximativement sa composition après une exposition à un fluide biologique ou après un contact cellulaire. Concernant plus particulièrement les implants métalliques à base de titane, la composition de leur surface diffère généralement de la partie massive du matériau par la présence d’une couche d’oxydes de stoechiométrie variable (TiO, TiO2 ou Ti2O3) (OSHIDA et coll., 1992 ; KUPHASUK et   coll., 2001) qui se forme au contact de l’air, du milieu biologique et notamment avec les molécules d’eau. Cette couche oxydée en surface évolue au cours du temps et son épaisseur varie également.   Les implants métalliques, les céramiques et les polymères peuvent subir un processus de corrosion ou de dégradation libérant des ions ou des substances d’effets peu connus. Le relargage et la diffusion de ces produits peuvent être à l’origine de pathologies systémiques (réactions allergiques). Ceci a été montré chez l’animal (WATAHA et coll., 1991 ; DORAN et coll., 1998) et chez l’homme (JACOBS et coll., 1991), avec des ions métalliques tels que le nickel, le chrome, le cobalt, l’aluminium et le vanadium.   I – 2 – 2)propriétés physiques du matériau   Les caractéristiques physiques influençant la biocompatibilité sont nombreuses. La principale est la topographie du matériau. L’architecture superficielle conditionne la relation des cellules avec la surface du matériau. Elle peut être lisse ou rugueuse afin d’augmenter la surface de contact et créer des zones d’ancrage biologique. Mais dans tous les cas, la topographie du matériau a une influence directe positive ou négative,in vivoetin vitro morphologie des, sur l’adhésion, la migration, l’orientation, la cellules et la synthèse des protéines matricielles. Les matériaux sont rarement utilisés dans leur état brut, c’est-à-dire dans leur état de filetage à la sortie de l’usinage. Ils subissent des traitements de surface additifs (recouvrement par hydroxyapatite) ou soustractifs (attaque par sablage d’alumine, par acide ou polissage mécanique sur