DE RECONSTRUCTION OSSEUSE APTE A ADSORBER DES AGENTS BIOACTIFS ET PROCEDES DE FABRICATION D N TEL DISPOSITIF La présente invention concerne les dispositifs de réparation et de reconstruction osseuse aptes à adsorber des agents bioactifs et les procédés de fabrication de tels dispositifs.

Les dispositifs implantables de réparation et de reconstruction selon l'invention peuvent être utilisés dans de nombreux domaines d'application et notamment dans le domaine des prothèses articulaires (hanches, genoux, épaules, etc.), des implants dentaires, des plaques d'ostéosynthèse, des vis de fixation ou encore pour le rachis.

La réparation d'anomalies de l'os avec des matériaux de substitution osseux due par exemple à des traumatismes, de l'arthrose, un traitement cancéreux ou d'autres maladies du squelette est souvent coûteuse et invasive.

Les obstacles majeurs à l'utilisation extensive de dispositifs implantables résident dans l'adhésion bactérienne auxdits dispositifs pouvant causer une infection localisée sur ces derniers, un manque d'intégration tissulaire ou une biocompatibilité insuffisante avec les surfaces des dispositifs implantables.

L'incidence des infections bactériennes sur ces dispositifs est par exemple de l'ordre de 2% pour les prothèses de hanches (dont l'implantation représente de l'ordre de 120 000 actes chirurgicaux en France par an) et 4% pour les prothèses de genoux (dont l'implantation représente de l'ordre de 50 000 actes chirurgicaux en France par an).

De telles infections engendrent de nombreux problèmes graves lesquels sont difficiles à traiter. En effet, les micro-organismes qui se fixent sur les films (polymères organiques par exemple) ou autres couches surfaciques (céramiques, métalliques ou minérales par exemple) recouvrant ces dispositifs médicaux implantables sont très résistants et difficiles à traiter car ils forment rapidement un biofilm les protégeant d'une antibioprophylaxie systémique. L'utilisation d'antibiotiques à des fins prophylactiques en chirurgie orthopédique a montré certains bénéfices mais l'administration d'antibiotiques par voie intraveineuse ne permet pas d'atteindre une concentration sur le site d'implantation, et donc locale, suffisante en antibiotiques (en dessous du seuil de la concentration minimale inhibitrice) ce qui peut engendrer des pneumonies résistantes et d'autres infections bactériennes systémiques.

De telles complications opératoires engendrent de sérieux problèmes tels que l'explantation et le remplacement du dispositif implanté, une augmentation de l'utilisation d'antibiotiques de façon systémique, un séjour en hôpital prolongé mais également des souffrances prolongées pour le patient ainsi qu'un impact sur l'économie publique et la morbidité.

Ainsi, il existe un besoin pour des systèmes de délivrance localisée de principes actifs dans le domaine des infections osseuses du fait d'une faible accessibilité à ces zones localisées aux médicaments administrés par voie intraveineuse.

Les prothèses de hanches, en particulier, les prothèses articulaires métalliques sont très largement utilisées pour leur excellente résistance mécanique dans la consolidation ou le remplacement d'une articulation défaillante et pour leur biocompatibilité.

Ces prothèses de hanche comprennent généralement un noyau métallique revêtu d'une première couche en biocéramique et notamment à base d'hydroxyapatite. Cette couche de biocéramique a pour fonction d'améliorer l'intégration tissulaire de la prothèse et doit répondre à un cahier des charges très strict et notamment, présenter une force d'adhésion sur le noyau métallique d'au moins 15 MPa (selon la norme ISO 13779-2, paragraphe 5.5) selon un essai normalisé sur cylindre (selon la norme ISO 13779-4).

Cependant, la première couche en biocéramique, et notamment en hydroxyapatite, est à base d'un composé phosphocalcique qui est fragile et qui ne doit pas être altéré afin d'assurer les fonctions pour lesquelles il a été disposé sur le noyau métallique du dispositif implantable. Il existe donc un besoin de proposer des dispositifs implantables de réparation et de reconstruction osseuse permettant de délivrer sur le site d'implantation des agents bioactifs et ce, de façon contrôlée et durable afin de limiter les complications post-opératoires.

On connaît le brevet EP-1.824.531 Bl qui décrit la fonctionnalisation de biomatériaux en particulier d'un biomatériau pouvant être à base d'hydroxyapatite, fonctionnalisé par un copolymère ou polymère de cyclodextrine ou dérivé de cyclodextrine et d'un acide polycarboxylique.

On connaît la publication ayant pour titre "adsorption of citric acid from dilute aqueous solutions by hydroxyapatitd' Journal of Colloid and Interface Science 268 (2003) 37-42. Cette publication enseigne que l'acide citrique induit une déminéralisation de la dentine à base d'hydroxyapatite selon deux mécanismes : le premier consistant par une attaque de la dentine par les ions H ⁺ , donc lié à l'acidité, le second par complexation de l'hydroxyapatite par un acide formant un sel insoluble.

On connaît également la publication "High resolution SEM évaluation of dentin etched with maleic and citric acid' Dental Materials 18 (2002-26-35). Cette publication enseigne que les acides maléique et citrique provoquent une attaque en surface et donc la déminéralisation de la dentine confirmant ainsi l'action destructrice de l'acide citrique sur la couche d'hydroxyapatite, lequel acide citrique est utilisé en tant qu'agent de réticulation pour la polymérisation de la cyclodextrine dans EP 1.824.531 Bl.

Par ailleurs, la publication « Prolonged local antibiotics delivery from hydroxyapatite functionnalised with cyclodextrin polymers » étudie l'application d'un polymère de cyclodextrine à des pastilles en hydroxyapatite, et en particulier la cinétique de libération de ces pastilles revêtues de cyclodextrine chargées en ciprofloxacine et en vancomycine. Les pastilles testées en combinaison avec les antibiotiques ont un diamètre de 15 mm pour 2 mm d'épaisseur (voir paragraphe 2.1). Ainsi, quand bien même, une fine couche en hydroxyapatite est détruite du fait de l'emploi d'un acide dans la synthèse du polymère de cyclodextrine, les pastilles sont suffisamment massives pour qu'il subsiste de l'hydroxyapatite en vue de l'étude.

Cette publication décrit également que le caractère acide des solutions d'imprégnation implique une érosion du support en hydroxyapatite et induit une modification morphologique de la structure de l'hydroxyapatite, érosion du support qui est considérée comme faible, eu égard à l'épaisseur de 2 mm de la pastille (voir fin du paragraphe 3.1.3).

Il convient de remarquer que la couche en biocéramique employée dans les dispositifs implantables en revêtement d'un noyau métallique, telle une prothèse de hanche, a une épaisseur de quelques centaines de micromètres, soit inférieure de plus de quatre fois à l'épaisseur des pastilles testées. Une légère érosion d'environ un quart de l'épaisseur de ladite pastille représenterait une destruction totale de la première couche en biocéramique, laquelle doit être présente sous cette épaisseur minimale de quelques centaines de micromètres une fois implantée.

Par ailleurs, cette publication indique des temps de libération en agents bioactifs, tels en vancomycine et en ciprofloxacine, limités, en particulier à 8 jours (voir figure 8). En outre, il est clairement indiqué (point 3.2, début colonne 1, page 6090) que la fonctionalisation par la cyclodextrine améliore la capacité d'absorption de l'hydroxyapatite c'est à dire en quantité de médicaments, mais aussi altère le taux de libération, c'est à dire l'effet de libération prolongée.

La présente invention a pour objet un dispositif implantable de réparation et de reconstruction osseuse apte à délivrer au moins un agent bioactif de façon localisée tout en n'affectant pas la capacité de la première couche en biocéramique, en particulier à base de carbonate de calcium et/ou d'un composé phosphocalcique, à favoriser l'intégration tissulaire, à adhérer selon les normes spécifiées au noyau métallique, et à préserver ses qualités de biocompatibilité et d'hémocompatibilité.

La présente invention pallie tout ou partie des problèmes précités en ce qu'elle a pour objet un dispositif implantable de réparation et de reconstruction osseuse comprenant un noyau métallique, revêtu au moins partiellement, dans cet ordre, d'une première couche en biocéramique et d'une seconde couche d'un polymère ou copolymère de cyclodextrine(s) et/ou dérivé(s) de cyclodextrine et d'acide 1,2,3,4-butanetétracarboxylique et/ou d'acide polyacrylique et/ou leur(s) anhydride(s) d'acide(s).

On désigne dans la suite du présent texte sous le terme générique de polymère de cyclodextrine, tout polymère ou copolymère de cyclodextrine(s) et/ou dérivé(s) de cyclodextrine et d'acide 1,2,3,4-butanetétracarboxylique et/ou d'acide polyacrylique et/ou de leur(s) anhydride(s) d'acide(s).

De manière plus précise, un polymère de cyclodextrine est issu de la réaction de polymérisation d'une cyclodextrine ou un dérivé de cyclodextrine déterminé(e) et d'un acide polycarboxylique ou son anhydride d'acide déterminé tandis qu'un copolymère de cyclodextrine est issu de la réaction de polymérisation d'au moins deux cyclodextrines différentes ou d'au moins deux dérivés de cyclodextrine différents ou d'au moins une cyclodextrine déterminée et un dérivé de cyclodextrine déterminé et d'un acide polycarboxylique ou son anhydride d'acide déterminé.

Le polymère ou le copolymère de cyclodextrine issu de la réaction de polycondensation contient dans sa structure des groupes carboxylates (RCOO ) résiduels.

Avantageusement, la demanderesse a constaté que les acides polycarboxyliques précités permettent de former une seconde couche de polymère de cyclodextrine n'altérant pas ou très peu les propriétés de la première couche en biocéramique, en particulier à base de carbonate de calcium et/ou d'un composé phosphocalcique de sorte qu'elle conserve des propriétés finales suffisantes en termes d'adhérence sur le noyau métallique, d'hémocompatiblité, de biocompatibilité et d'intégration tissulaire, par rapport à ses propriétés initiales.

On désigne dans la suite du présent texte sous les abréviations suivantes PAA et BTCA, respectivement l'acide polyacrylique et l'acide 1,2,3,4- butanetétracarboxylique Avantageusement, le noyau métallique est recouvert d'une couche préliminaire comprenant du titane, disposée entre le noyau métallique et la première couche en biocéramique. Cette couche préliminaire a pour rôle de remplir les fonctions assurées par la première couche en biocéramique (notamment s'agissant de l'intégration tissulaire) en cas de disparition, par exemple par descellement, de cette dernière après quelques mois, voire quelques années d'implantation.

Dans une variante, la première couche en biocéramique est à base d'alumine (Al ₂ 0 ₃ ) et/ou de zircone (Zr0 ₂ ) et/ou de carbonate de calcium et/ou d'un composé phosphocalcique, notamment le phosphate de calcium (hydroxyapatite) et/ou le triphosphate de calcium.

Dans une variante, ladite première couche en biocéramique est poreuse et comporte une face externe orientée au regard de ladite seconde couche qui est rugueuse.

On comprend par porosité, la quantité de vide par rapport à une surface de référence occupée par la première couche en biocéramique.

De préférence, la porosité est déterminée au moyen d'un microscope. La méthode de mesure consiste à faire une coupe « métallographique » de la couche à étudier, ici la première couche en biocéramique, puis à délimiter une surface A déterminée dans la zone à mesurer, effectuer le rapport surfacique entre les vides représentés par des parties noires et la surface A. La méthode est automatisée par un logiciel de calcul visuel des parties noires. La mesure est effectuée au moins dix fois, le taux de porosité étant la moyenne arithmétique des mesures effectuées.

Le taux de porosité de la première couche en biocéramique est de préférence inférieur ou égal à 30%, et supérieur à 0%, encore de préférence inférieur ou égal à 15%. Ces valeurs sont données à +/- 10%.

Avantageusement, la première couche en biocéramique comporte des micropores dont le diamètre est inférieur ou égal à 10 Mm et des macropores dont une partie présente un diamètre supérieur ou égal à 40 Mm et inférieur à 300 Mm et une autre partie présente un diamètre supérieur ou égal à 300 Mm. La mesure du taux de porosité précité est effectuée sur les micropores tels que définis ci-dessus. Ce sont ces micropores qui assurent en grande partie le phénomène d'intégration tissulaire du dispositif implantable.

De préférence, la rugosité peut être évaluée conformément à la norme NFS 94.071, "Matériaux pour implants chirurgicaux - Détermination de l'état de surface des revêtements pour applications biomédicales".

Les valeurs mesurées : Ra, écart moyen arithmétique du profil de rugosité, Rt, hauteur maximale de ce profil (i.e l'écart entre le pic de rugosité le plus haut et le creux le plus profond), et Wa, l'écart moyen arithmétique en profil d'ondulation sont à titre d'exemples pour une première couche en biocéramique selon l'invention : Ra inférieure ou égale à 94 μηι +/- 1,2 μηι, Rt inférieure ou égale à 65 Mm +/- 6,8 Mm, Wa inférieure ou égale à 6,7 Mm +/- 1,3 Mm. Les valeurs Ra, Rt et Wa sont supérieures à 0 Mm.

La rugosité peut également être mesurée de manière satisfaisante selon les normes suivantes : ISO 12085, ISO 4287 et ISO 13565.

La demanderesse a constaté que l'aspect de surface rugueux de la face externe de la première couche en biocéramique, notamment en hydroxyapatite et/ou dans un composé phosphocalcique, ainsi que sa porosité favorisent l'adhérence du polymère de cyclodextrine. Etonnamment, la porosité de la première couche nécessaire pour assurer sa fonction d'intégration tissulaire est préservée et n'est ni altérée, ni obstruée par le polymère de cyclodextrine.

La face externe de la première couche en biocéramique étant rugueuse, elle présente des creux et des sommets, elle ne présente donc pas une épaisseur constante.

De préférence, la méthode de mesure de l'épaisseur moyenne de la première couche en biocéramique consiste à effectuer sur plusieurs coupes « métallographiques » à l'aide d'un microscope différentes mesures de l'épaisseur (dans les creux ou les sommets), au moins dix mesures d'épaisseur dans les creux et dix autres mesures d'épaisseur sur les sommets, et à retenir pour l'épaisseur moyenne, la moyenne arithmétique desdites épaisseurs mesurées. Dans une variante, l'épaisseur de la première couche en biocéramique est inférieure ou égale à 500 Mm et supérieure ou égale à 50 Mm, encore de préférence l'épaisseur de ladite première couche est inférieure ou égale à 300 Mm, et encore de préférence de l'ordre de 80 Mm. Ces valeurs sont données à +/-30% près et sont avantageusement mesurées selon la norme ASTM F1854- 01 ou NFS-94-069 (1994).

La demanderesse a observé des problèmes d'adhérence de la première couche en biocéramique sur le noyau métallique, et éventuellement la couche préliminaire comprenant du titane, lorsque la première couche a une épaisseur supérieure à 300 Mm.

De préférence, la couche préliminaire est également poreuse et présente une face externe au regard de la première couche en biocéramique rugueuse.

Les méthodes de mesure de l'épaisseur, de la porosité et de la rugosité décrites ci-dessus, ainsi que leurs définitions, s'appliquent à cette couche préliminaire.

Avantageusement, l'épaisseur de la couche préliminaire est comprise entre 50 Mm et 500 Mm, de préférence entre 50 Mm et 300 Mm, encore de préférence entre 50 Mm et 150 Mm. Ces valeurs sont données à +/- 30%.

La valeur de rugosité Rt pour la couche préliminaire est de préférence comprise entre 70 Mm +/- 30 Mm et 300 Mm +/-100 Mm.

Les performances mécaniques de la couche préliminaire sur le noyau métallique (notamment tenue en traction (MPa), tenue en cisaillement statique (MPa), fatigue en cisaillement, tenue en fatigue du noyau métallique...) sont mesurées selon les mêmes normes que celles utilisées pour la première couche en biocéramique (ASTM Fl 147-05, ASTM Fl 160-05).

Le taux de porosité de la couche préliminaire est de préférence inférieur ou égal à 30%, et supérieur à 0%, encore de préférence inférieur ou égal à 15%. Ces valeurs sont données à +/- 10%.

Dans une variante, le noyau métallique est sélectionné parmi les métaux suivants, seul ou en combinaison : titane (tels que ceux listés dans la norme ISO 5832-2 ), un alliage de titane (tels que ceux listés dans la norme ISO 5832- 3, -10,-11 et -14), un alliage à base de titane et de nickel (NiTiNOL®), alliage à base de fer, acier(s) inoxydable(s) (notamment ceux listés dans la norme ISO 5832-1 et ISO 5832-9) telle que la nuance AISI 316L ou M30NW ou encore M25NW, métaux non ferreux tel qu'un alliage à base de Cobalt (notamment ceux listés dans la norme ISO 5832-4 à -8 et ISO 5832-12) biocéramique à base d'alumine et/ou de zircone.

Dans une variante, le polymère ou copolymère de cyclodextrine(s) et/ou dérivé(s) de cyclodextrine et d'acide 1,2,3,4-butanetétracarboxylique et/ou d'acide polyacrylique et/ou ou leur(s) anhydride(s) d'acide(s) adsorbe au moins un agent bioactif.

On comprend par agent bioactif, tout agent induisant une réaction appropriée chez l'hôte et apte à être libéré par la seconde couche par le polymère de cyclodextrine et ayant un effet prophylactique et/ou thérapeutique et/ou de traitement de la douleur sans induire des risques outres mesures mettant en question le bénéfice.

On comprend par adsorption tout phénomène de rétention d'agent bioactif par ladite seconde couche. Ledit phénomène comprend la complexation dudit agent bioactif par une molécule « cage » d'un dérivé de cyclodextrine (on parle alors de complexe d'inclusion) et/ou l'interaction ionique entre au moins un groupe carboxylate dudit polymère de cyclodextrine et un agent bioactif.

Dans une variante, ledit agent bioactif est choisi parmi les anticoagulants, les anti-thrombogéniques, les agents anti-miotiques, les agents anti-prolifération, les agents anti-adhésion, les agents anti-migration, les agents promoteurs d'adhésion cellulaire, les agents facteurs de croissance, les molécules antiparasitaires, les agents anti-inflammatoires, les agents antidépresseurs, les agents anti-fongiques, les molécules antimicrobiennes, les antiseptiques, les antibiotiques et les antalgiques.

Dans une variante, l'agent bioactif est choisi parmi les aminosides, dont notamment l'amikacine, la gentamicine, la kanamycine, la néomycine, la nétilmicine, la paromomycine, la streptomycine et la tobramycine, de préférence la gentamicine (C2iH ₄₃ N ₅ O ₇ ) et la tobramycine (C18H37N5O9). Les aminosides, également désignés sous le terme d'aminoglycosides constituent une famille d'antibiotiques actifs sur certaines bactéries.

Généralement, la plupart de ces antibiotiques sont produits par des bactéries de la famille des actinomycètes, ou en sont dérivés par hémisynthèse.

Les aminoglycosides sont composés de deux à cinq unités de sucres

(glucide) substitués par des fonctions aminés primaires (-NH ₂ ) et secondaires (- NHR), ce qui constitue l'origine de leur dénomination. La plupart d'entre eux sont construits autour d'un noyau central commun, constitué de 2- désoxystreptamine et de glucosamine (voir figure 1 annexée à la présente). Cette structure minimale correspond à l'antibiotique néamine ou néomycine A. La plupart des aminosides utilisés en clinique comportent d'autres sucres aminés, substitués soit en position 4, soit en position 5 du cycle désoxystreptamine (voir figure 1 annexée à la présente). On a ainsi deux familles d'aminosides :

. les aminosides 4,6 disubstitués, tels que la kanamycine, la gentamicine ou l'amikacine ;

. les aminosides 4,5 disubstitués, tels que la néomycine ou la ribostamycine.

Les références Ri et R ₂ désignent une chaîne alkyle saturée ou une chaîne alkényle insaturée.

De manière connue, les aminosides ne sont pas efficaces par administration orale parce qu'ils sont absorbés par le petit intestin et transmis par la veine porte vers le foie où ils seront inactivés. Pour cette raison, ils sont administrés par voie intramusculaire ou intraveineuse. Malgré ceci, ils restent peu efficaces car une trop faible quantité d'agent bioactif peut atteindre le site d'infection du tissu osseux surtout lorsque le tissu est nécrotique et n'est pas vascularisé après l'implantation d'un dispositif implantable. Une augmentation de dose d'administration pour surmonter cette inefficacité locale n'est pas la solution parce qu'elle est accompagnée le plus souvent d'une toxicité.

La présente invention permet ainsi de délivrer localement à la zone d'implantation des agents bioactifs choisis parmi les aminosides, en quantité plus importante que s'ils avaient été délivrés par voie intramusculaire ou intraveineuse, tout en évitant ou limitant les problèmes de toxicité.

Par ailleurs, la demanderesse a constaté de façon surprenante que la cinétique de libération des aminosides en combinaison avec le polymère de cyclodextrine et la première couche en biocéramique était retardée comparativement par exemple à la vancomycine permettant que les agents bioactifs choisis parmi les aminosides soient encore libérés au bout de 21 jours d'implantation.

Cet effet technique est particulièrement avantageux s'agissant de la limitation, voir l'inhibition totale des infections bactériennes sur le dispositif après son implantation au bout de 21 jours.

Une explication non exhaustive serait qu'en milieu acide ou en milieu physiologique tamponné à pH égal à 7,4, le polymère de cyclodextrine génère des fonctions carboxylates (-COO ) lesquelles sont aptes à former une liaison de type ionique avec les fonctions aminés protonnées primaires (-NH ₃ ⁺ ) et secondaires (-NH ₂ R ⁺ ) des agents bioactifs sélectionnés parmi les aminosides.

Les « cages » du polymère de cyclodextrine seraient donc libres et aptes à interagir avec un autre agent bioactif différent des aminosides, tels que ceux cités ci-dessus.

Cependant, cette explication ne permet pas de comprendre totalement ce phénomène de façon complète puisque cet effet de libération à plus de 7 jours n'est pas observé lorsque un substrat polymère par exemple un textile en polyéthylène téréphtalate est fonctionnalisé par l'acide acrylique. Les aminosides ont ensuite été appliquées sur ce substrat textile contenant uniquement des fonctions carboxylates.

Il est ainsi observé un effet de synergie entre la première couche en biocéramique, les fonctions carboxylates et les cavités des cyclodextrines du polymère de cyclodextrine, et les aminosides, en particulier la gentamicine et la tobramycine, sur la libération prolongée des aminosides, en particulier à plus de 7 jours. La présente invention a pour objet selon un deuxième aspect, un procédé de préparation d'un dispositif implantable de réparation et de reconstruction osseuse, notamment selon l'une quelconque des variantes de réalisation décrites ci-dessus, comprenant un noyau métallique revêtu au moins partiellement d'une première couche en biocéramique.

Avantageusement, ledit procédé comprend les étapes successives ci- après, effectuées de préférence en continu :

a- Une étape d'application sur la première couche d'une solution aqueuse comprenant :

- une ou des cyclodextrine(s) et/ou un ou des dérivé(s) de cyclodextrine(s),

- un acide polyacrylique et/ou un acide 1,2,3,4- butanetétracarboxylique et/ou leur(s) anhydride(s) d'acide(s),

- et éventuellement un catalyseur ;

b- Une étape de chauffage à une température supérieure à 80°C, pendant une durée d'au moins une minute pour la formation d'une seconde couche dans un polymère ou copolymère de cyclodextrine et/ou dérivé de cyclodextrine et d'acide 1,2,3,4- butanetétracarboxylique et/ou d'acide polyacrylique et/ou ou leur(s) anhydride(s) d'acide(s),

c- Une étape de lavage du support, de préférence avec de l'eau. On comprend par le terme « en continu » que les étapes sont réalisées les unes après les autres sans pause de plus d'une heure.

De préférence, le catalyseur est choisi parmi les dihydrogénophosphates, les hydrogénophosphates, les phosphates, les hypophosphites, les phosphites de métaux alcalins, les sels de métaux alcalins des acides polyphosphoriques, les carbonates, les bicarbonates, les acétates, les borates, les hydroxydes de métaux alcalins, les aminés aliphatiques, l'ammoniaque, et de préférence parmi l'hydrogénophosphate d'ammonium ou de sodium, le dihydrogénophosphate d'ammonium ou de sodium et l'hypophosphite d'ammonium ou de sodium. De préférence, la solution aqueuse comprend par rapport à sa masse totale sèche en poids : entre 15% à 50% en poids, de préférence entre 20% à 40% en poids, dudit au moins un agent de réticulation ; entre 15% à 50% en poids, de préférence entre 20% à 40% en poids de cyclodextrine(s) ou de dérivé(s) de cyclodextrine(s); éventuellement entre 2% en poids à 15% en poids, de préférence entre 5% en poids à 15% dudit catalyseur, de préférence ledit catalyseur est l'hypophosphite d'ammonium ((NH ₄ )H ₂ P0 ₂ ).

La demanderesse a observé qu'il n'était pas possible de déposer un complexe d'inclusion de cyclodextrine ou dérivé de cyclodextrine complexant un agent bioactif sur la première couche en biocéramique puis d'appliquer l'acide polycarboxylique, BTCA ou PAA, sans dégrader les propriétés de l'agent bioactif lors de l'étape de chauffage.

La première couche en biocéramique peut être déposée par différentes techniques, et notamment à l'aide des techniques suivantes qui sont bien connues de l'homme du métier et permettent d'obtenir une première couche poreuse et dont au moins la face externe est rugueuse en surface : torche plasma (ICP : Inductivity Coupled Plasma déposition), Laser puisé, micro-arc, hydrothermique,... Ces techniques consistent pour la plupart à projeter du zirconium, de l'alumine ou du carbonate de calcium et/ou un composé phosphocalcique sur le noyau métallique, ou éventuellement une couche préliminaire disposée sur le noyau métallique et telle que décrite ci-dessus.

La couche préliminaire comprenant du titane telle que définie ci-dessus peut être obtenue par les techniques de déposition précitées.

Dans une variante, le procédé selon l'invention comprend une étape d'extraction de la vapeur d'eau formée, effectuée concomitamment à l'étape de chauffage b).

Les inventeurs se sont aperçus que diminuer la quantité d'eau en contact avec la première couche en biocéramique et l'acide polycarboxylique permet de diminuer le risque de générer des ions H ⁺ susceptibles d'attaquer la première couche en biocéramique et de l'altérer. La vapeur d'eau ici formée comprend la vapeur d'eau issue de la solution aqueuse utilisée à l'étape d'application a) et celle issue de la réaction de polycondensation (estérification) entre les fonctions hydroxyles des cyclodextrines et/ou des dérivés desdites cyclodextrines et les fonctions acides carboxyliques du PAA et/ou du BTCA.

Dans une variante, l'étape de chauffage b) comprend une première étape de séchage pendant au moins 5 minutes à une température supérieure ou égale à 80°C afin d'évaporer l'eau et une seconde étape de fixation pendant au moins 5 minutes à une température supérieure ou égale à 120°C.

Avantageusement, l'étape de lavage c) comprend une étape de séchage, de préférence à une température supérieure ou égale à 80°C pendant au moins 5 minutes.

Dans une variante, le procédé selon l'invention comprend à l'issue de l'étape de chauffage b), une étape de neutralisation au cours de laquelle le dispositif implantable est immergé dans une solution basique pendant au moins une minute.

L'étape de neutralisation est de préférence suivie d'une étape de séchage, de préférence à une température supérieure ou égale à 80°C pendant au moins 5 minutes.

Avantageusement, cette étape de neutralisation permet d'une part de rendre cytocompatible la seconde couche en polymère de cyclodextrine et d'autre part évite que la première couche en biocéramique ne soit attaquée par les ions H ⁺ encore libres sur ladite première couche.

Dans une variante, le procédé selon l'invention comprend une étape d'activation d) de ladite seconde couche, ayant lieu à l'issue de l'étape de lavage c), par imprégnation du dispositif implantable dans une solution aqueuse comprenant au moins un agent bioactif, de préférence choisi dans les aminosides.

L'étape d'activation est de préférence suivie d'une étape de séchage, de préférence à une température supérieure à 4°C pendant au moins 5 minutes, de préférence à la température ambiante. Les aminosides préférés et leurs effets techniques sont décrits ci-dessus.

Dans une variante de réalisation, le dispositif implantable est imprégné dans une solution dudit au moins un agent bioactif pendant au moins une minute, de préférence au moins 4 heures sous agitation.

Avantageusement, le dispositif implantable est imprégné dans la solution dudit au moins un agent bioactif pendant au moins 24 heures, en particulier lorsque ledit agent est la tobramycine.

Les inventeurs se sont aperçus que ce temps d'imprégnation permettait d'optimiser la quantité d'agent bioactif complexé par la seconde couche dans le polymère de cyclodextrine mais également la libération prolongée à plus de 7 jours, en particulier à plus de 21 jours.

De préférence, les aminosides sont utilisés dans la solution d'imprégnation à une concentration allant de 10 mg/ml à 60 mg/ml, de préférence de 40 mg/ml à 50 mg/ml.

Dans une variante, le dispositif implantable est imprégné dans une solution dudit au moins un agent bioactif ayant un pH supérieur ou égal à 3, de préférence inférieur ou égale à 6.

Les inventeurs se sont aperçus que cet intervalle de pH permettait d'optimiser la cinétique de libération de l'agent bioactif en particulier à plus de 7 jours.

Dans le cadre de la présente invention, la ou les cyclodextrine(s) sont choisies, seule ou en combinaison, parmi : Ι'α-cyclodextrine, la β-cyclodextrine et la γ-cyclodextrine, et le ou les dérivé(s) de cyclodextrine(s) sont choisis, seul ou en combinaison, parmi les dérivés hydroxypropyl, méthylés, ou acétylés de Ι'α-cyclodextrine, de la β-cyclodextrine et de la γ-cyclodextrine, et les complexes d'inclusion desdites cyclodextrines ou desdits dérivés de cyclodextrines.

La présente invention a également pour objet selon un troisième aspect l'utilisation d'un polymère ou copolymère de cyclodextrine(s) et/ou dérivé(s) de cyclodextrine et d'acide 1,2,3,4-butanetétracarboxylique et/ou d'acide polyacrylique et/ou de leur(s) anhydride(s) d'acide(s) pour former une seconde couche fonctionnelle sur une dispositif implantable comprenant un noyau métallique, ledit noyau métallique étant revêtu au moins partiellement d'une première couche en biocéramique, notamment selon l'une des variantes de réalisation décrites ci-dessus.

La présente invention sera mieux comprise à la lecture des exemples de réalisation suivants cités à titre non limitatif, et illustrés par les figures suivantes, annexées à la présente :

- la figure 1 représente de façon générale la formule développée des aminoglycosides, également désignés sous le terme d'aminosides ;

- la figure 2 représente les quantités de TBO adsorbées par différentes pastilles (référencées de 1 à 3) à 160°C pendant 30 minutes dans une étuve sous vide ;

- la figure 3 représente le taux d'adsorption en TBO selon trois (dérivés de) cyclodextrines différentes (référencés de 4 à 6) ; - la figure 4 représente la quantité de gentamicine adsorbée

[ g/cm ² ] par les échantillons de Ti-HA et de Ti-HA-MepCD en fonction du temps d'imprégnation dans une solution de gentamicine concentrée à 40 mg/ml avec un rapport de bain de 6 ml/cm ² (6 ml de solution/cm ² de surface de pastille) ; - la figure 5 représente la quantité de tobramycine adsorbée

[ g/cm ² ] par les échantillons de Ti-HA et de Ti-HA-MepCD en fonction du temps d'imprégnation dans une solution de tobramycine concentrée à 50 mg/ml avec un rapport de bain de 6 ml/cm ² (6 ml de solution/cm ² de surface de pastille) ; - la figure 6 représente la quantité de gentamicine et de tobramycine adsorbées par les échantillons de Ti-HA-MepCD en fonction du pH de la solution de la gentamicine (40 mg/ml) et de tobramycine (50 mg/ml) après imprégnation des pastilles 1-2) comportant une seconde couche en polymère de cyclodextrine pendant 4 heures et un rapport de bain de 6 ml/cm ² ; - la figure 7 représente les diamètres des zones d'inhibition (Staphylococcus aureus) sur gélose après 24 heures d'incubation des pastilles Ti-HA et Ti-HA-MepCD imprégnées par la gentamicine et libérée dans PBS pendant 7 jours, 14 jours et 21 jours ;

- la figure 8 représente les diamètres des zones d'inhibition (Staphylococcus aureus) sur gélose après 24 heures d'incubation des pastilles Ti-HA et Ti-HA-MepCD imprégnées par la tobramycine et libérée dans PBS pendant 7 jours, 14 jours et 21 jours ;

- la figure 9 représente les diamètres des zones d'inhibition (Staphylococcus aureus) sur gélose après 24 heures d'incubation d'un textile en PET vierge et d'un textile en PET revêtu d'une couche en acide polyacrylique (PAA), les deux textiles ayant été imprégnés dans la gentamicine à 40 mg/ml à pH 3,7, puis libération dans le PBS pendant plusieurs jours.

I-Matériels testés et composants de départ utilisés

1- Les prothèses de hanches testées sont des prothèses de hanche articulaire et ont un noyau métallique TÏ6AI4V recouvert d'une première couche d'hydroxyapatite (2Ca ₅ (P0 ₄ ) ₃ 0H), ayant une épaisseur moyenne de 80 Mm (+/- 25 Mm), ces prothèses sont destinées à la chirurgie orthopédique de consolidation.

2- Les pastilles de forme cylindrique (0 25 mm, hauteur 5 cm) sont de même nature que ledit noyau métallique, elles sont recouvertes d'une première couche d'hydroxyapatite (2Ca ₅ (P0 ₄ ) ₃ OH) et sont désignées sous la référence Ti- HA.

3- Acide polycarboxylique retenu: BTCA: M= 234,16 g/mol, Sigma Aldrich, France.

4- Dérivé de Pcyclodextrine retenue: CrysmeP: M=1191 g/mol, Roquette, France. 5- pcyclodextrine retenue : Kleptose, M= 1135 g/mol, Roquette, France.

6- Dérivé hydroxypropylé de Pcyclodextrine retenu (HP PCD) : Kleptose HPB, degré de substitution molaire :0,65, M= 1390 g/mol, Roquette, France.

7-Dérivé méthylé de Pcyclodextrine (MepCD), degré de substitution 0.5,

M =1243 g/mol, Roquette, France.

8-Catalyseur retenu : NaH ₂ P02: M= 87,98 g/mol, Sigma Aldrich, France. II- Préparation de la seconde couche en polymère de cyclodextrine sur la première couche en biocéramiaue

Au cours d'une première étape, une solution aqueuse de trois composants X/Y/Z = 10/3/10 (Acide polycarboxylique / Catalyseur / Cyclodextrine et/ou dérivé de cyclodextrine) est préparée dans laquelle :

X : représente la quantité en BTCA (1-3) exprimée en g dissoute dans 100 ml d'eau ;

Y : représente la quantité d'hypophosphite de sodium (catalyseur (1-5)) exprimée en g dissoute dans 100 ml d'eau ;

Z : représente la quantité en (dérivé de) cyclodextrine ( 1-4) 5) 6) ou 7)) exprimée en g dissoute danslOO ml d'eau.

Au cours d'une seconde étape, ladite solution aqueuse est appliquée aux pastilles décrites au paragraphe 1-2, en particulier les pastilles sont immergées dans ladite solution aqueuse pendant au moins 10 minutes sous agitation.

Les pastilles ainsi traitées subissent ensuite une étape de chauffage selon l'invention, en particulier une première étape de séchage au cours de laquelle la vapeur d'eau formée est extraite de l'enceinte dans laquelle sont placées les pastilles pour leur séchage à une température supérieure à 80°C pendant environ 30 minutes.

Les pastilles séchées subissent ensuite une seconde étape de fixation au cours de laquelle la vapeur d'eau est extraite de l'enceinte dans laquelle sont placées les pastilles pour la fixation du polymère de cyclodextrine pendant au moins 30 minutes à une température supérieure ou égale à 150°C. Les pastilles subissent enfin des étapes de lavage et de neutralisation telles que décrites ci-dessus pour la formation d'une seconde couche d'un polymère de cyclodextrine.

Afin de quantifier le polymère de cyclodextrine déposé sur les pastilles, celles-ci sont immergées dans une solution aqueuse concentrée en TBO puis séchées. Le TBO (Bleu de toluidine Ortho) est un colorant cationique capable d'interagir avec le polymère de cyclodextrine a) par échange ionique avec les fonctions carboxylates, et b) par inclusion dans les cavités des (dérivés de) cyclodextrines. Le TBO est ensuite désorbé puis dosé par spectrophotométrie. Cet essai permet de montrer l'influence du choix de l'acide polycarboxylique sur la quantité de TBO adsorbée par la seconde couche de polymère de cyclodextrine et corrélativement sur la première couche en hydroxyapatite.

Les résultats d'adsorption sont représentés dans la figure 2 annexée à la présente dans laquelle la pastille (1), référencée Ti-HA est revêtue d'une première couche en hydroxyapatite, la pastille (2), référencée Ti-HA-HPPCD (CTR) et la pastille (3), référencée Ti-HA-HPPCD (BTCA) sont revêtues d'une première couche en hydroxyapatite et d'une seconde couche d'un polymère de cyclodextrine dont l'agent de réticulation est respectivement l'acide citrique (CTR) et le BTCA. Les pastilles (2 et 3) adsorbent une plus grande quantité de TBO que la pastille vierge (1), Ti-HA, respectivement 17 et 70 fois plus. La différence d'adsorption en TBO entre l'acide citrique (CTR) et le BTCA s'expliquerait par une solubilisation de la première couche en hydroxyapatite lorsque l'acide citrique est utilisé. En effet, la première couche d'hydroxyapatite de la pastille (2) se détache du noyau métallique pendant l'étape de lavage c). Par contre, on observe que pour le BTCA, donc la pastille (3), aucune disparition visible de la première couche en hydroxyapatite n'a lieu.

III- Tests d'adhérence de la première couche en hydroxyapatite (HA) sur les pastilles obtenues à l'issue du procédé de préparation de la seconde couche en polymère de cyclodextrine décrit au paragraphe II (référencées 1 à 3)

Les tests d'adhérence ont été effectués selon la norme ISO 13779-4, les exigences visées sont spécifiées dans la norme ISO 13779-2 (en particulier l'adhérence moyenne doit être supérieure à 15 MPa en moyenne sur au moins 6 éprouvettes).

Les résultats représentés au tableau 1 ci-dessous démontrent qu'il n'y a pas d'effet néfaste de la seconde couche en polymère de cyclodextrine sur la 5 tenue de la première couche en hydroxyapatite.

Tableau 1

Pastilles Effort Surface de Résistance Rupture liaison maximal la pastille [MPa] interface Ti/HA atteint [KN] testée (adhérence [%]

[mm ² ] moyenne)

Témoin Ti-HA (non revêtu

d'une première couche en 41,6 491 84,7 /

hydroxyapatite)

Témoin Ti-HA (revêtu d'une

première couche en

7,6 491 15,5 100

hydroxyapatite) et

fonctionnalisé par du TBO

Pastilles Ti-HA revêtues

d'une première couche en

hydroxyapatite et d'une

seconde couche

comprenant un polymère de 8,4 491 17,1 90

cyclodextrine (issu de la

réaction entre le BTCA et un

dérivé de la

cyclodextrine :HP3CD)

Pastilles TI-HA revêtues

d'une première couche en

hydroxyapatite et d'une

seconde couche

comprenant un polymère de

7,2 491 14,7 95

cyclodextrine (issu de la

réaction entre le BTCA et un

dérivé de la

cyclodextrine :HP3CD) et

fonctionnalisé par le TBO IV- Etude de l'influence de la nature de la cyclodextrine ou du dérivé de cyclodextrine

Les pastilles décrites au paragraphe 1-2 sont traités par quatre solutions aqueuses comprenant les mélanges suivants BTCA/NaH ₂ PO ₂ /HP3CD (4), BTCA/NaH ₂ P0 ₂ /3CD (5), BTCA/NaH ₂ P0 _2/ MepCD (6) et en proportion 10g/3g/10g pour 100 ml d'eau puis séchées et fixées dans un four ventilé à 160°C pendant 30 min. Les résultats sont représentés à la figure 3 annexée à la présente et montrent que les pastilles fonctionnalisées et référencées respectivement (4, 5, 6 ) adsorbent 5 à 10 fois plus de TBO que les pastilles vierges selon la nature de la cyclodextrine. Les pastilles fonctionnalisées avec la MepCD absorbent 1,5 fois et 2 fois plus de TBO que les pastilles fonctionnalisées respectivement avec la PCD et la HPPCD.

IV- Etude de la cinétique d'imprégnation lors de l'étape d'activation des pastilles 1-2) en agents bioactifs choisis parmi les aminosides, lesdites pastilles étant revêtues d'une seconde couche en polymère de cyclodextrine

La seconde couche en polymère de cyclodextrine est obtenue par polycondensation d'un dérivé méthylé de Pcyclodextrine (MepCD) et de BTCA dont les conditions et proportions sont décrites au II.

1- Influence du temps d'imprégnation à l'étape d'activation

Les pastilles revêtues d'une première couche en hydroxyapatite et d'une seconde couche dans le polymère de cyclodextrine précité sont imprégnées dans une solution de gentamicine à 40 mg/ml (figure 4) ou une solution de tobramycine à 50 mg/ml (figure 5) pendant des durées variables : 5 min, 1 heure, 4 heures et 24 heures dont le pH est compris entre 3,7 et 3,9 avec un rapport de bain de 6 ml/cm ² . La quantité de gentamicine ou de tobramycine adsorbée a été déterminée par la technique σ-phtaldialdéhyde (OPA) sur la solution de désorption obtenue par hydrolyse de la seconde couche dans ledit polymère de cyclodextrine dans la soude.

Les résultats illustrés à la figure 4 confirment que les pastilles Ti-HA-MepCD adsorbent une quantité de gentamicine plus importante que les échantillons Ti-HA quel que soit le temps d'imprégnation. De plus, une augmentation progressive de la quantité de gentamicine adsorbée en fonction du temps d'imprégnation et ceci jusqu'à 4 heures est observée. Deux cinétiques d'adsorption ont été remarquées : une adsorption très rapide les 5 premières minutes représentant 66% du taux de chargement obtenu après 4 heures d'imprégnation considéré comme le temps optimal (obtenu 600 Mg/cm ² de gentamicine adsorbée), et une adsorption plus lente jusqu'à 4 heures.

Un temps d'imprégnation d'au moins une minute correspond ainsi à une étape d'activation effectuée par un chirurgien juste avant l'implantation du dispositif implantable alors qu'un temps d'imprégnation d'au moins 4 heures correspond à un dispositif implantable qui serait imprégné au stade de sa fabrication avant sa stérilisation et son emballage.

Dans le cas de la tobramycine (figure 5), on observe que les pastilles Ti-HA- MepCD adsorbent également une quantité plus importante de tobramycine que les pastilles Ti-HA et ceci quel que soit le temps d'imprégnation (par exemple après 5 minutes d'imprégnation, obtenu 490 Mg/cm ² de tobramycine adsorbée pour un échantillon fonctionnalisé contre 70 Mg/cm ² pour la pastille Ti-HA). La cinétique d'adsorption de la tobramycine montre une adsorption rapide les cinq premières minutes puis une adsorption plus lente jusqu'à 24 heures qui sera considéré comme le temps optimal (obtenu 830 M9/cm ² de tobramycine adsorbée pour Ti-HA-MepCD).

2- Influence du pH de la solution d'imprégnation à l'étape d'activation

Les inventeurs se sont aperçus que le pH de la solution d'antibiotique est un paramètre qui conditionne le taux d'adsorption en fonction du type d'interactions possibles. Afin d'évaluer l'influence du pH de la solution d'aminoside(s) sur le taux d'adsorption du Ti-HA-MepCD, cinq pH compris entre 1,9 et 5,9 ont été testés en ajustant avec de la soude 0,1 M (M : mole/litre). Il faut noter que le pH initial de la gentamicine et de la tobramycine varie entre de 3,7 et 3,9. Les échantillons Ti-HA- MepCD ont été imprégnés dans la gentamicine PANPHARMA, 40 mg/mL, et la tobramycine MYLAN, 50 mg/mL pendant 4 heures avec un rapport de bain de 10 mL/pastille. Les résultats présentés sur la figure 6 montrent que l'adsorption de la gentamicine augmente en fonction du pH (348 et 741 Mg/cm ² respectivement pour les pH de 1,9 et 5,9).

Il convient de noter qu'à pH trop basique, la gentamicine perdrait sa solubilité dans l'eau.

De même pour la tobramycine, les résultats ont montré que le taux d'adsorption augmente en fonction du pH. Des taux d'adsorption respectifs de 660 et 740 Mg/cm ² pour des solutions de tobramycine ayant un pH de 4,9 et de 5,9 sont par exemple obtenus.

V- Etude propriétés antibactériennes des pastilles 1-2) (figures 7, 8) comportant une seconde couche dans le polymère de cyclodextrine obtenu selon le procédé et dans les proportions décrits au II- (avec le BTCA et le dérivé méthylé de la Pcyclodextrine) imprégnées dans une solution de gentamicine à 40 mg/ml avec un pH de 3,7 ou de tobramycine à 50 mg/ml avec un pH de 3,9 à température ambiante (entre 15°C et 25°C) sous agitation.

La libération de gentamicine ou de tobramycine a été étudiée dans le PBS (phosphate buffered saline, pH 7,4) à 37°C (agitation : 80 rpm) et renouvelé à intervalle de temps régulier après avoir prélevé 50 μί de surnageant. Les pastilles ont été récupérées après 7, 14 et 21 jours de libération et leur activité antibactérienne a été également déterminée. Le surnageant (50 μί) récupéré pour chaque pastille est déposé dans des puits (0 6 mm) préalablement creusés dans une gélose Mueller Hinton Agar et les échantillons (0 14,9 mm) sont déposés sur une gélose identique. Les géloses sont préalablement ensemencées par 0,1 mL d'une suspension à 10 ⁴ ufc/mL de SASM (Staphylococcus aureus sensible à la méticilline^ avant de déposer le surnageant ou les pastilles. Après 24 heures d'incubation, la zone d'inhibition a été mesurée (ce qui correspond à la zone où l'antibiotique a diffusé et a inhibé la croissance des bactéries).

Les pastilles Ti-HA non revêtues de la couche en polymère de cyclodextrine ne présentent aucune activité antibactérienne après 7 jours de libération (voir figures 7 et 8). Les pastilles Ti-HA-MepCD montrent une activité antibactérienne persistante jusqu'au 14 ^eme jour lorsque ces derniers sont imprégnés 5 minutes dans la gentamicine et jusqu'au 21 ^eme jour lorsque ces derniers sont imprégnés 4 heures dans la gentamicine. Ceci montre donc un effet positif sur la fonction de l'activité antibactérienne prolongée du dispositif médical.

La même analyse s'applique pour la libération de la tobramycine (figure 8).

VI- Influence de la première couche en hydroxyapatite sur la libération prolongée en agent bioactif choisi parmi les aminosides

Un textile en polyéthylène térépthalate a été fonctionnalisé selon la méthode suivante : une première étape d'activation du textile par plasma a été accomplie, ensuite le support a été introduit dans une solution d'acide acrylique à 5 mol/L à l'abri de l'air, et a été soumis à une température de 80°C pendant 2 heures. Cette dernière étape a conduit au greffage par mécanisme radicalaire d'acide polyacrylique sur le support textile en PET. Le textile greffé a ensuite subi un lavage. Ainsi on a obtenu un support textile dont les fibres étaient enrobées d'un polymère d'acide polyacrylique greffé. Ses fonctions carboxylates -COOH ont été dosées et évaluées à 50 Mmol/g. Ledit textile en PET a ensuite subit une étape d'activation par imprégnation dans une solution de gentamicine à 40 mg/ml avec un rapport de bain de 6 ml/cm ² pendant 4 heures. Le textile a ensuite été ensemencé et testé selon les conditions décrites au V-.

Les résultats sont représentés à la figure 9 laquelle représente un textile vierge (PET) et le textile traité (PET-AA), on remarque ainsi que l'activité antibactérienne du textile traité (PET-AA) avec l'acide polyacrylique est améliorée (7 jours contre 5 heures pour le PET vierge) mais l'activité n'est pas prolongée à plus de 7 jours comme ce fut le cas des pastilles décrites ci-dessus.

Les inventeurs ont ainsi mis au point un dispositif implantable de réparation et de reconstruction osseuse améliorée permettant d'adsorber des agents bioactifs sans nuire aux propriétés de la première couche en biocéramique, ni éventuellement à celles de la couche préliminaire, tout en contrôlant la quantité d'agents bioactifs adsorbée par ladite seconde couche ainsi que leur cinétique de libération prolongée à plus de 21 jours permettant d'activer le dispositif par le chirurgien immédiatement avant son implantation ou lors de son procédé de fabrication.