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Journal Français d'Ophtalmologie
Vol 21, N° 7  - août 1998
p. 515
Doi : JFO-08-1998-21-7-0181-5512-101019-ART82
Les matériaux pour implants intraoculaires.
 

Partie I. ­ Les implants intraoculaires en polyméthylmétacrylate etˆmodifications de surface.L.P. WERNER1J.M. LEGEAIS1(Paris)1Service d'OphtalmologieHôtel-Dieu, 1, place du Parvis Notre Dame, F-75181 Paris Cedex 04

Tirés à part : à l'adresse ci-dessus

27 mars 1998. 28 mai 1998.

Les matériaux pour implants intraoculaires. Partie I. ­ Les implants intraoculaires en polyméthylmétacrylate et modifications de surface.

I. INTRODUCTION

1. HISTORIQUE DES IMPLANTS EN PMMA

2. PMMAˆ: LE POLYMERE

3. INTERACTIONS BIOMATERIAU-TISSU

II. LES IMPLANTS EN PMMA ET LEURS TRAITEMENTS DE SURFACE

1. PMMAˆ: LES MODIFICATIONS DE SURFACE

1.1.ˆTraitement de surface

1.2.ˆRecouvrement par dépôt

1.3.ˆLes Greffages

III. CONCLUSION

Héparine. Implant intraoculaire. Passivation. Phacoémulsification. Plasma froid. Polyméthylméthacrylate. Téflon AF. Traitement de surface

The materials for intraocular lenses. I ­ Rigid intraocular lenses.

I. INTRODUCTION

1. HISTORY OF INTRAOCULAR LENSES

2. PMMA: THE POLYMER

3. BIOMATERIAL-TISSUES INTERACTIONS

II. PMMA INTRAOCULAR LENSES AND THEIR SURFACE TREATMENTS

1. PMMA: SURFACE TREATMENTS

1.1.ˆSurface treatment properly said

1.2.ˆCoating with a deposit

1.3.ˆGrafting of new molecules

III. CONCLUSION

Cold plasma. Heparin. Intraocular lens. Phacoemulsification. Polymethylmethacrylate. Surface passivation. Surface treatment. Teflon AF

I.ˆINTRODUCTION

1.ˆHistorique des implants en PMMA

Pendant plus de 30 ans les implants intraoculaires ont été fabriqués en polyméthylmétacrylate (PMMA) qui reste le matériau le plus connu et le mieux documenté dans cette application. L'histoire des implants intraoculaires débute dans les années 1940, quand Ridley [1] remarque que des fragments de Plexiglas (Polyméthylméthacrylate ­ PMMA) sont bien tolérés dans les yeux des aviateurs britanniques, après traumatisme oculaire perforant. On peut artificiellement séparer les implants rigides en 4 générations d'après Apple et al.[2].

Génération Iˆ: de 1949 à 1954. C'est surtout l'aire de l'implant original conçu par Ridley. Il s'agit d'un Implant de chambre postérieure biconvexe en PMMA sans anse. Les résultats cliniques sont médiocres, du fait des limitations des techniques de fabrication, de l'instrumentation chirurgicale et des connaissances en physiologie oculaire de l'époque.

Génération IIˆ: de 1952 à 1962 (Fig.ˆ1). Les implants de chambre antérieure s'imposent. En 1952, A. Baron place le premier cristallin artificiel de chambre antérieure. Initialement les implants sont pourvus d'un support rigide avec 3 ou 4 pieds d'appui, puis avec des anses souples en Supramid (1956). Les complications sont liées soit au contact des implants avec l'endothélium cornéen, soit aux processus de dégradation hydrolytique des haptiques (Fig.ˆ2).

Génération IIIˆ: de 1963 à 1970. Les implants à support irien («ˆiris-supportedˆ») sont développés et deviennent les implants de référence comme les implants de Binkhorst dit B2 et B4. Ils seront responsables de la première cause de kératoplastie transfixiante dans les années 1970-80 qui entraînera leur abandon (Fig.ˆ3).

Génération IVˆ: de 1975 jusqu'à aujourd'hui. Les haptiques sont d'abord fabriquées en propylène puis en PMMA (Fig.ˆ4). Le design des implants de chambre antérieure ou postérieure s'est développé parallèlement aux techniques chirurgicales. Les implants en PMMA représentent encore environ 45ˆ% des implants posés en France.

2.ˆPMMAˆ: le polymère

Le Polyméthylméthacrylate (PMMA) est un dérivé polyacrylique commercialisé sous les noms de Plexiglas, Perspex, Diakon, Lucite, etc. (Fig.ˆ5). Les propriétés optiques et physico-chimiques du PMMA en font le matériau standard pour la fabrication d'implants intraoculaires. Il est amorphe, transparent et incolore. Son indice de réfraction est de 1,49 à 1,50 et il transmet 92ˆ% de la lumière incidente. L'incorporation de chromophores dans sa structure (pour le filtrage des rayons UV) est possible et il est facilement coloré. Le PMMA est rigide à la température ambiante. Sa température de transition vitreuse, température au-delà de laquelle il devient flexible, est de 105oˆC. Sa densité spécifique est de 1,19 g/cm3. Le PMMA est relativement hydrophobe, avec un angle de contact de 70o et un indice d'absorption d'eau de 0,25ˆ% (après 24 heures d'immersion à 20o). Il est insoluble dans l'eau et les hydrocarbures aliphatiques. Il résiste bien aux huiles, aux graisses et aux solutions basiques et acides dilués [27, 28].

Les procédés de fabrication de la partie optique de l'implant en PMMA incluent le tournage et le moulage. La fabrication par tournage utilise des feuilles de PMMA. Les implants sont découpés soit par rotation de la plaque de PMMA, soit par rotation d'un outil. L'épaisseur de la lentille est adaptée en fonction de la puissance optique souhaitée et les bords sont ensuite polis de manière à obtenir un état de surface satisfaisant. La fabrication par moulage se fait par injection ou par compression. Dans le premier cas, le PMMA est chauffé à une température de 160-200oˆC pour le fluidifier, puis il est injecté dans un moule avec une compression d'environ 140ˆkg/cm2. Les bords de l'implant sont polis après l'ouverture du moule. Dans le moulage par compression, le moule d'acier est rempli de PMMA et porté à une pression de 500ˆkg, il est ensuite chauffé à une température de

Fig.ˆ1. ­ Implant de chambre antérieure de type Mark 10.

Fig.ˆ2. ­ Implant de type Binkhorst 4 anses dit B4.

Fig.ˆ3. ­ Implant suturé à l'iris avec décompensation endothéliale inférieure débutante.

Fig.ˆ4. ­ Implant de chambre postérieure en PMMA avec anse en prolène. Implantation après extracapsulaire manuelle.

Fig.ˆ5. ­ Formule chimique du monomère du méthylméthacrylate.20oˆC et la pression est élevée jusqu'à 2ˆ600ˆkg. Après normalisation de la pression, le moule est refroidi par ventilation. Une technique plus récente est celle du «ˆcast-moldingˆ», où un mélange de monomère méthylméthacrylate et d'un initiateur de polymérisation sont injectés dans le moule. Ce procédé permet une meilleure reproductibilité de fabrication [29](Fig.ˆ6).

La stérilisation du PMMA doit être faite à basse pression et faible température. Ainsi, la stérilisation des implants en PMMA est fait à l'oxyde d'éthylène, avec l'observation d'une période de 7 à 14 jours (minimum), avant leur utilisation, pour obtenir un total dégazage.

3.ˆInteractions biomatériau-tissu

La biocompatibilité est définie comme la capacité du matériau implanté à exécuter sa fonction spécifique, sans déclencher des réactions inappropriées de la part de l'hôte [6]. Quand un matériau étranger est mis en contact avec un milieu biologique, le premier phénomène observable est l'adsorption de macromolécules, en général des protéines. L'adsorption protéique est un phénomène rapide et la couche déposée est de l'ordre de 100ˆnm. Les mécanismes semblent être dus à des interactions acido-basiques et dipôle-dipôle. Ils sont liés directement à l'énergie de surface du matériau, à sa structure chimique et à la répartition spatiale des sites de liaison à la surface du matériau. Cette couche de protéines est le médiateur des interactions cellulaires observées à l'interface matériau-tissu dans les minutes ou les heures suivantes [3].

L'extraction du cristallin avec la mise en place d'un implant provoquent une rupture de la barrière hémato-oculaire. L'adsorption protéique sur l'implant survient immédiatement. Le complément est ensuite activé par la voie alterne [4], avec attraction de polynucléaires et de monocytes à l'origine de macrophages et de cellules géantes, constituant une réaction à corps étranger dirigée contre l'implant [5, 6]. Kochounian et al.[7] ont identifié par Western Blot, les protéines adsorbées à la surface des implants en PMMA, 3 heures après incubation dans du plasma de lapins (in vitro) et 48 heures après implantation, chez le lapin, dans le sac capsulaire (in vivo). La couche de protéines est composée d'au moins 6 types différentsˆ: albumine, fraction C3 du complément, IgG, fibrinogène/fibrine, fibronectine et transferrine. Les types prédominants in vitro ont été l'albumine, l'IgG, la fibronectine et le fibrinogène. La fibronectine et la fibrine ont été les éléments prédominants in vivo. Pour les auteurs, un implant dont la surface ne favorise pas l'adsorption de protéines serait plus inerte.

En 1985, Wolter [8], en examinant 200 implants en PMMA explantés, dont 11 obtenus en post mortem, a mis en évidence la présence de dépôts cellulaires sur la surface de tous les implants. Les dépôts étaient constitués principalement par des macrophages, des cellules d'aspect fibroblastique et des cellules géantes. Dans la même étude, des cellules inflammatoires mononucléaires présentes au niveau de l'iris et du corps ciliaire ont été observées dans tous les cas d'implantation considérés comme des succès chirurgicaux. Shah et Spalton [9] ont étudié par microscopie spéculaire l'évolution naturelle de ces dépôts cellulaires sur des implants en PMMA, pendant la première année après l'implantation. Des petites cellules, rondes ou d'aspect fibroblastique, constituaient le type cellulaire prédominant pendant les premières semaines postopératoires (pic à 1 mois). Des cellules épithélioides et des cellules géantes, présentes initialement en petit nombre, deviennent prédominantes à 3 mois. Pour Wolter [8], tous ces types cellulaires sont en fait des macrophages, dérivés de monocytes circulants. Ils peuvent avoir une morphologie similaire aux cellules fibroblastiques, et fusionner entre eux avec formation de cellules géantes. Ces dernières essayent d'isoler le corps étranger inhibant ainsi la pérennisation des réponses tissulaires.

Plusieurs études immunocytochimiques sur les dépôts présents à la surface des implants ont été réalisées, leurs études morphomogiques ne pouvant les identifier. Saika et al.[10], en utilisant des anticorps monoclonaux anti-vimentine humaine, ont démontré que les cellules présentes sur un ICP en PMMA explanté 11 mois après la chirurgie de la cataracte étaient soit d'origine mésodermique, soit dérivées de l'épithélium cristallinien. De la fibronectine a été mise en évidence au niveau des dépôts cellulaires ou membranaires [11, 12]. Elle proviendrait du plasma, après rupture de la barrière hémato-oculaire, ou produite par les cellules épithéliales cristalliniennes ou les cellules macrophagiques. Une autre étude de Saika et

Fig.ˆ6. ­ Implant de chambre postérieure en PMMA avec anse en PMMA. Microscopie électronique à balayage.

Fig.ˆ7. ­ Implant en PMMA téfloné. Très forte hydrophobie du matériau traité entraînant la fragmentation de l'eau à sa surface.al.[13] suggère que l'adhésion et l'aplatissement des macrophages observés à la surface d'un implant est similaire au processus de phagocytose, qui requiert la présence de protéines d'adhésion telles que la fibronectine. L'activité phagocytaire et la production de fibronectine diminueraient lorsque les macrophages fusionnent pour former des cellules géantes [5].

Des réactions ont été également observées lorsqu'une suspension de PMMA en poudre a été injectée en sous-cutané chez le lapin [14]. Les examens histologiques ont mis en évidence une réaction cellulaire dirigée contre le matériau, considérée comme étant une réaction immunitaire de type IV. Cette étude ne tient pas compte du facteur forme du matériau. Les implantations sous forme de poudre étant toujours les plus réactionnelles pour un même polymère.

Une autre interaction est celle observée entre l'implant en PMMA et l'endothélium. Un contact entre l'implant et la face postérieure de la cornée provoque des pertes cellulaires significatives de cellules endothéliales par adhésion à la surface de l'implant [15]. Des études initiales concernant des implants à support irien, ont mis en évidence une perte de 34-70ˆ% de cellules endothéliales 1 semaine après la chirurgie de la cataracte [16]. Les techniques actuelles d'extraction extracapsulaire ou de phacoémulsification, avec mise en place d'implants de chambre postérieure et l'utilisation des substances viscoélastiques ont considérablement diminué ces pertes cellulaires [2]. Néanmoins, une réaction inflammatoire chronique dirigée contre l'implant en PMMA est associée à une perte de cellules endothéliales [17].

Diverses études ont démontré l'influence des propriétés de surface sur l'adhésion cellulaire. Ces études portent sur plusieurs facteurs, comme l'énergie libre d'interface (ELI), l'énergie de surface (ES) ou l'angle de contact (AC). Si l'ELI est pris comme critère de jugement, les matériaux plus hydrophiles, avec une basse ELI (ˆ5 ergs/cm2) et les matériaux plus hydrophobes, avec une ELI élevée (ˆ40 ergs/cm2) présentent une moindre adhésion cellulaire par rapport au PMMA. Les valeurs intermédiaires de l'ELI du PMMA (5 à 40ˆergs/cm2) rendent ce matériau propice à l'adhésion et à la prolifération cellulaire [18]. Ces conclusions sont retrouvées dans les études portant sur l'ES et l'AC [19]. Plus hydrophile (augmentation de l'ES-diminution de l'AC) ou plus hydrophobe (diminution de l'ES-augmentation de l'AC) est un matériau, moins importante est l'adhésion cellulaire sur sa surface. L'étude de Tamada et Ikada [20] a mis en évidence que l'adhésion et la prolifération de fibroblastes de rat est la plus importante sur des substrats dont l'angle de contact était autour de 70o (angle de contact du PMMA). Reich et al.[21] ont mis au point un dispositif permettant de mesurer la force d'adhésion entre un matériau et l'endothélium cornéen de lapins et a montré que les forces d'adhésion sont les plus importantes avec le PMMA.

Les propriétés de surface influent sur l'opacification de la capsule postérieure (OCP). La pathogénie de l'OCP inclue la formation des Perles d'Elschnig, à partir des cellules épithéliales équatoriales proliférant le long de la capsule postérieure, et la fibrose capsulaire, à partir des cellules cuboïdes épithéliales antérieures subissant une métaplasie fibreuse [22]. Les cellules épithéliales cristalliniennes nécessitent un substrat sur lequel proliférer et les propriétés de surface de l'implant influencent le taux d'OCP postopératoire. La moindre adhésion des cellules épithéliales cristalliniennes sur des implants plus hydrophiles ou plus hydrophobes que le PMMA a été mise en évidence in vitro, sur le lapin [18, 23], le b uf, le porc [24] et l'humain [25, 26]. Néanmoins, aucune relation directe entre les propriétés de surface et la diminution du taux d'OCP postopératoire n'a été mise en évidence in vivo.

II.ˆLES IMPLANTS EN PMMA ET LEURS TRAITEMENTS DE SURFACE

1.ˆPMMAˆ: traitements de surfaceLes propriétés de surface d'un polymère peuvent être modifiées par certaines méthodes groupées sous l'expression générale de «ˆTraitements de Surfaceˆ». Ces traitements vont permettre de modifier l'énergie de surface du polymère (balance hydrophile-hydrophobe) selon trois types de méthodesˆ:

le traitement de surface proprement ditˆ;

le recouvrement par dépôtˆ;

le greffage par accrochage de molécules nouvelles.

Les modifications apportées par ces méthodes peuvent être étudiées par des techniques de microanalyse de surface. Il s'agit d'un ensemble de techniques qui utilisent des propriétés physiques de l'échantillon analysé pour obtenir une information sur sa composition chimique. Certaines techniques donnent une information à l'échelle atomique (exempleˆ: SIMS ­ Static Secondary Ion Mass Spectroscopy) et d'autres à l'échelle moléculaire (exempleˆ: Spectrométrie Raman) [30-34].

1.1.ˆTraitement de surface proprement ditPlusieurs techniques peuvent être utilisées pour modifier la surface du polymère (support) [35-39]. Les principales sontˆ:

les techniques chimiques (l'oxydation chromiqueˆ; l'exposition à l'ozone)ˆ;

le flammageˆ;

les rayonnements électromagnétiques (bombardement par des rayonnements ionisants; bombardement par des rayonnements lumineuxˆ; plasmas froids à basse pressionˆ; décharges couronnes).

Leur but est de créer de nouvelles fonctions chimiques à la surface du support, qui seront utilisées pour le greffage de molécules ou altérer certaines caractéristiques de la surface, telles que la rugosité, la dureté ou la glissance, sans le greffage de molécules. L'épaisseur traitée est de l'ordre de quelques nanomètres. Les exemples d'utilisation de cette méthode en Ophtalmologie sont plutôt liés à la fonctionnalisation du support.

1.2.ˆRecouvrement par un dépôt

Un autre polymère (dépôt), possédant les propriétés souhaitées, est déposé sur le support pour former une couche d'une épaisseur pouvant atteindre une dizaine de microns. La technique en général utilisée est celle dite «ˆdu tremp鈻, où le support est trempé dans une solution du dépôt. L'adhérence de celui-ci n'est pas chimiquement acquise, et les deux matériaux peuvent présenter des propriétés mécaniques très différentes.

—ˆLes implants téflonésLes implants en PMMA peuvent être recouverts par une couche en fluorocarbone transparent, le Téflon AF [40]. Il s'agit du premier téflon amorphe transparent, pouvant être dissout dans les solvants fluorés (fluorocarbones liquides) (Fig.ˆ7). Cette propriété lui permet d'être appliqué en couches très minces sur des substrats, les rendant extrêmement hydrophobes. Les principales étapes du traitement sont obtenues comme suit [41]ˆ:

trempage des implants en PMMA dans une solution de Téflon AF dilué dans du C8F18 pendant 3 secondesˆ;

séchage des implants sous vide, à 37oˆC, jusqu'à évaporation du C8F18.

Des implants téflonés ont été implantés chez l'animal après phacoémulsification [42]. Aucune synéchie entre l'iris et ces implants n'a été observée pendant un suivi de 3 mois. Un nombre significativement inférieur de dépôts cellulaires a été observé sur les implants téflonés, par rapport aux implants non traités. Dans une autre étude [43], un modèle de contact endothélial a démontré le moindre traumatisme provoqué par les implants téflonés, avec une moindre adhésion des cellules endothéliales à leur surface.

1.3.ˆLe greffage de nouvelles molécules

Il s'agit d'une méthode permettant de fixer une ou plusieurs molécules (ligand) à la surface d'un polymère (support) par liaison covalente [44]. Le ligand est choisit en fonction des nouvelles propriétés spécifiques que doit présenter le support, pour être mieux adapté à son utilisation finale. Le processus de greffage comprend la fonctionnalisation du support et la fixation du ligand sur le support.

Fonctionnalisation du supportˆ: cette étape permet la création de nouvelles fonctions chimiques à la surface du support, telles que des fonctions amines, hydroxydes, carbonyles, etc. Elles seront utilisables pour la fixation, par liaison covalente, du ligand sur le support. Différentes techniques peuvent être utilisées pour fonctionnaliser la surface d'un polymère, chacune donnant origine à des fonctions chimiques spécifiques (voir Traitement de surface proprement dit).

Fixation du ligand sur le supportˆ: le support «ˆfonctionnalis鈻 peut, par exemple, être trempé dans une solution contenant le ligand (greffage en deux étapes) ou par polymérisation dans le même temps d'une molécule, présente à la surface du support pendant sa fonctionnalisation (greffage en une étape). Plusieurs autres techniques existent, chacune adaptée au support traité, et au ligand choisit [35-39].

Trois exemples principaux de greffage sont rencontrés en Ophtalmologieˆ: les implants héparinés, les implants passivés et les implants traités par le CF4 plasma froid.

—ˆLes implants héparinés

L'obtention de l'héparinisation de la surface des implants en PMMA par des liaisons covalentes se fait à partir de réactions chimiques successives [44].

a)ˆLes implants subissent un traitement de surface à base d'acide sulfurique et de permanganate de potassium, avec création de groupements carbonyle et sulfate.

b)ˆIls sont ensuite incubés avec de la polyéthylenimine, un polymère très riche en groupements amines. Ce polymère réagit fortement avec la surface des implants traités.

c)ˆL'héparine est partiellement dépolymérisée par l'acide nitreux. Les fragments moléculaires ainsi obtenus présentent des groupements aldéhydes aux extrémités.

d)ˆLes molécules contenant des groupements aldéhydes réagissent avec les amines primaires, formant des bases qui peuvent être converties en amines secondaires, par réduction. Ainsi, les fragments aldéhydes de l'héparine partiellement dégradée sont couplés aux groupements amines présents à la surface des implants en PMMA. Des liaisons covalentes stables sont alors obtenues par réduction avec du cyanoborohydride de sodium.

Dans l'étude de Larsson et al.[45], la concentration d'héparine à la surface des implants, obtenue avec ce procédé, a été mesurée à 0,6ˆmg/cm2. Sa stabilité chimique a été considérée comme très satisfaisante.

Plusieurs études ont démontré l'effet antiadhésif des implants héparinés par rapport aux implants en PMMA non modifié.

Pekna et al.[46] ont démontré que l'activation du complément par les implants en PMMA est diminuée par le greffage d'héparine. Dans un modèle de traumatisme endothélial avec des cornées de lapins [47], les implants héparinés ont provoqué significativement moins de lésions, avec une moindre adhésion des cellules endothéliales sur ces implants. Versura et Caramazza [48] ont cultivé des fibroblastes, monocytes et plaquettes humaines sur 4 types d'implantsˆ: PMMA, PMMA héparinés, PMMA traités au plasma et hydrogel. Les analyses en microscopie électronique ont mis en évidence une moindre adhésion cellulaire sur les implants héparinés et en hydrogel. Ce résultat a également été retrouvé par Joo et Kim [49] sur différents modèles cellulaires. L'activation des granulocytes par les implants héparinés (mesurée par la production d'anions superoxides à partir de ces cellules, mises en contact) a aussi été la moins importante. Power et al.[25] puis Cortina et al.[26] ont démontré une moindre adhésion in vitro des cellules épithéliales humaines sur les implants héparinés, par rapport au PMMA. Power a également analysé le comportement des implants en hydrogel, qui ont présenté des niveaux d'adhésion cellulaire comparables aux implants héparinés. En utilisant un modèle de culture organotypique avec des cornées d'embryon de poulet, Milazzo et al.[50] ont démontré que les surfaces des implants héparinés sont moins favorables à l'adhésion et à la migration cellulaire que les surfaces des implants en PMMA non modifié.

L'effet antiadhésif des implants héparinés semble s'étendre aux bactéries telles que le Staphylococcus epidermidis[51], le Staphylococcus aureus et le Pseudomonas aeruginosa[52].

Après extraction du cristallin et mise en place d'un implant hépariné ou d'un implant contrôle chez le lapin [53], le nombre de leucocytes dans la chambre antérieure était significativement inférieur, dans le groupe des implants héparinés, à 1 jour postopératoire. Le même résultat est retrouvé dans une expérience de même nature mais où une uvéite expérimentale avait été induite [54]. Chez le singe [55, 56], la réaction fibrineuse sur les implants héparinés a été significativement moins intense par rapport aux implants en PMMA à 4, 8 et 18 semaines. Larsson et al.[57] ont démontré que la concentration d'héparine greffée sur la surface des implants en PMMA par liaison covalente reste stable après 2 ans d'implantation dans la chambre antérieure de lapins.

Ces résultats expérimentaux ont été confirmés chez l'homme. Dans l'étude prospective de Borgioli et al.[58], 260 patients ont été implantés avec un implant hépariné et 264 avec un implant contrôle. Le nombre de patients présentant des dépôts cellulaires et des synéchies postérieures a été significativement inférieur dans le groupe des implants héparinés après 3 mois [59] et à 1 an. Shah et Spalton [60] dans leur série de 54 patients opérés de cataracte par phacoémulsification avec un implant hépariné, ont trouvé un nombre inférieur de cellules géantes (en microscopie spéculaire),

Fig.ˆ8. ­ Haptique d'un implant en PMMA monobloc dans le sac capsulaire vue en microendoscopie après phakoémulsification du cristallin.pendant la première année postopératoire. Amon et Menapace [61], dans leur étude portant sur 50 patients, ont trouvé 8ˆ% de patients avec des cellules géantes sur les implants (suivi moyen de 16 mois) contre 1/3 des cas après la mise en place d'implants en PMMA conventionnels [62]. (Fig.ˆ8). Zetterström [63] a conduit une étude sur 40 patients présentant un syndrome exfoliatif. Deux ans après, l'incidence de dépôts cellulaires et pigmentaires était inférieure dans le groupe de patients avec implant hépariné avec une opacification de la capsule postérieure également inférieure dans ce groupe. Percival et Pai [64] ont implantés 36 patients avec antécédent d'uvéite chronique, avec des implants héparinés. Des dépôts cellulaires ont été observés sur seulement 16,6ˆ% des implants contre 22ˆ% des patients, sans antécédents d'uvéite mais avec implant standard [65]. Dans la série de Lin et al.[66] les patients glaucomateux, diabétiques ou avec uvéite chronique, la réaction inflammatoire a été moins intense dans le groupe implant hépariné.

Des dommages de la surface héparinée provoqués par un laser Ndˆ: YAG [67] ou par instruments chirurgicaux [68] ont été rapportés. Les conséquences cliniques de ces dommages ne sont pas connues.

—ˆLes implants à surface passivée

En 1987, Gupta et Van Osdel [69] ont mis au point les «ˆSurface Passivated Intraocular Lensesˆ». D'après leur brevet d'invention, le processus d'obtention de ces implants se déroule en trois étapesˆ:

a)ˆLes implants en PMMA subissent initialement un traitement de surface (ou fonctionnalisation) par exposition à l'ozone. Ceci provoque l'oxydation des surfaces externes des implants.

b)ˆIls sont ensuite exposés à une atmosphère hydratée, comme l'air, avec l'hydrolyse des surfaces externes oxydées et formation de fonction hydroxyl.

c)ˆLes implants traités sont trempés dans une solution contenant des molécules de fluorocarbone, (CF2), où est de 6 à 12, et des agents de liaison. Une couche de fluorocarbone est donc chimiquement liée aux surfaces externes des implants, diminuant leur énergie.

Néanmoins, d'après la littérature de «ˆmarketingˆ» des laboratoires Ioptex-Allergan, le processus de passivation des implants a pour but de réduire l'énergie et les irrégularités de surfaces. Des résultats décevants ont été obtenus dans plusieurs études, Koch et al.[70] n'ont trouvé aucune différence significative entre l'énergie de surface des implants passivés et celle des implants en PMMA non modifié. Dans cette même étude, l'analyse des surfaces d'implants ainsi modifiés en ESCA (Electron Spectroscopy for Chemical Analysis) et en SIMS (Static Secondary Ion Mass Spectroscopy), a détecté la présence d'ions fluor à la surface de seulement 1 des 5 implants testés. Kochounian et al.[71] ont démontré que les implants passivés activent la cascade du complément, générant les mêmes taux de fractions C3a et C5a que les implants standard en PMMA. Dans une étude chez l'homme, Umezawa et Shimizu [72] n'ont pas trouvé de différence significative entre le flare postopératoire (mesuré par un laser flare cell meter) des patients ayant reçu un implant à surface passivée ou un implant en PMMA non modifié. Néanmoins, en utilisant un modèle de contact endothélial chez le chat, Balyeat et al.[73] ont démontré que les implants passivés sont associés à un moindre traumatisme endothélial, avec une moindre adhésion des cellules endothéliales à leurs surfaces que les implants en PMMA non modifié.

—ˆLes implants traités par le CF4 plasma froid

Un autre implant en PMMA a été mis au point en 1990 [74]. La fluoration de ces implants est obtenue par traitement au plasma froid.

Le terme «ˆplasmaˆ» définit, en physique, un gaz ionisé, électriquement neutre. Il peut être artificiellement généré par le confinement d'un champ électromagnétique à haute fréquence dans une enceinte close, sous faible pression (1ˆmbar). Le gaz est placé dans le réacteur non polymérisable ou polymérisable. Il s'agit de gaz comme le CF4, CF3H ou le CF3Cl, ne contenant qu'un seul atome de carbone. Il modifie chimiquement la surface du polymère en substituant des atomes d'hydrogène par des atomes de fluor ou par des groupements CF2 et CF3. L'épaisseur concernée ne dépasse pas 0,01ˆmm. Dans le deuxième cas, des gaz tels que le C2F4 ou le C3F6 sont utilisés et entraînent la formation de dépôts sur toutes surfaces placées dans le réacteur. Les ions du plasma ont des niveaux énergétiques élevés, mais comme leur densité est faible, l'échauffement de la matière à être traitée dans le réacteur est peu important [39].

Le greffage de molécules de fluor se déroule en 1 étapeˆ: les implants en PMMA sont placés dans un réacteur contenant du CF4, et soumis à un champ électromagnétique à 13,56ˆMHz de fréquence, avec une puissance de 50 ou 100 watts. Le traitement dure de 5 à 10 minutes. Les atomes d'hydrogène, présents à la surface des implants en PMMA, sont substitués par des atomes de fluor, ou par des groupements CF, CF2 et CF3.L'étude de Eloy et al.[75] concernant les implants en PMMA traités par le CF4 plasma rapporte les résultats suivantsˆ:

l'analyse de leurs surfaces en ESCA a mis en évidence le greffage de fluor, avec l'apparition de nouvelles fonctions carbonées, notamment de CF, CF2 et CF3ˆ;

la mesure de l'angle de contact avec l'eau a mis en évidence une diminution de l'énergie de surface des implants traités par rapport aux implants non traitésˆ;

une moindre adhésion de granulocytes humains sur les surfaces des implants traités a été observée après incubation. Les granulocytes en contact avec les implants traités étaient moins activés, comme l'a démontré la cinétique de production d'anions superoxyde par ces cellules. Des études in vivo concernant ces implants ne sont pas encore disponibles.

III.ˆCONCLUSION

Malgré ses excellentes qualités optiques et physico-chimiques, le PMMA n'est pas complètement inerte. Les PMMA traités en surface améliorent leur tolérance. Ainsi, l'efficacité des implants héparinés, notamment chez les patients à risque a été démontrée dans la littérature. Les résultats concernant les implants à surface passivée sont en revanche décevants, puisqu'aucune différence significative avec les implants en PMMA non traités n'a été mise en évidence in vivo. Enfin, les implants traités par le CF4 plasma froid restent d'une efficacité discutable in vivo.



REFERENCE(S)

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