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Implant n° 1 du 01/02/2010

 

Composés bioactifs injectables pour la réparation osseuse Injectable bioactive composites for bone healing

RECHERCHE

Pierre Weiss*   Afchine Saffarzadeh Kermani**   Alain Hoornaert***  


*PhD, DDS, PU-PH
Directeur du LIOAD
Unité INSERM
Université de Nantes UMR_S 791
Laboratoire d’ingénierie ostéo-articulaire et dentaire
Vice-doyen à la recherche
Faculté de chirurgie dentaire de Nantes
Président de la Société francophone des biomatériaux dentaires
(SFBD)
**DCD, Département de chirurgie buccale
***MCU-PH, Vice-doyen
Formation continue et communication
UFR d’odontologie de Nantes
1, place Alexis-Ricordeau
44042 Nantes Cedex 01

Résumé

Des techniques employant des biomatériaux injectables sont en cours de développement dans la chirurgie osseuse en odontologie pour maintenir le niveau osseux maxillaire. Le défi est d’associer la bioactivité, l’ostéoconduction et la substitution rapide des biomatériaux de phosphate de calcium aux propriétés rhéologiques pour les employer en chirurgie préimplantaire ou préprothétique. La meilleure manière d’atteindre cet objectif est d’associer différents composés dans un composite injectable aux propriétés appropriées à l’indication médicale. Pour comprendre les stratégies différentes impliquées dans les laboratoires de recherche, nous proposons une classification facile reposant sur la présentation physique des dispositifs médicaux proposés par le marché.

Summary

New percutaneous techniques using injectable biomaterials have been developed in bone and dental surgery. The challenge is to associate the bioactivity, osteoconduction and fast substitution of the calcium phosphate biomaterials with rheological properties to use them in implant surgery and before prosthesis. The best way to achieve this objective is to associate different compounds in an injectable composite with apropriate properties to the medical indication. To understand the different strategy involved in the research laboratory, we propose an easy classification based on the physical presentation of the medical devices proposed by the market.

Key words

Biomaterials, Calcium phosphate, Composite, Injectable Bone Substitutes (IBS)

L’utilisation de matériaux de comblement osseux en odontologie a été vulgarisée dans les cabinets dentaires il y a une vingtaine d’années. Mais le manque de preuve de l’efficacité, le coût important, la mauvaise maîtrise et connaissance de ce type de matériaux et surtout la difficulté de l’utilisation de granules ou de poudres ont entraîné l’abandon de ce type de matériaux par les praticiens.

Le défi est d’associer la bioactivité, l’ostéoconduction et la substitution rapide des biomatériaux de phosphate de calcium aux propriétés rhéologiques pour les employer dans la chirurgie osseuse en leur permettant d’être facilement injectables dans la cavité osseuse à combler. La meilleure manière d’atteindre cet objectif est d’associer différents composants.

Les substituts osseux injectables sont composés d’au moins 2 matériaux. Le premier est un phosphate de calcium bioactif dans un état particulaire et le second est un liquide plus ou moins visqueux, pour l’injectabilité du matériau bioactif. Un troisième composant peut être employé pour augmenter les propriétés physico-chimiques ou le comportement biologique. En fonction de la chimie, plusieurs biomatériaux de substitution peuvent durcir dans l’organisme juste après l’injection tandis que d’autres restent visqueux avant que l’invasion du tissu osseux entraîne le durcissement. Dans tous les cas, le matériau est multiphasé comme un matériau composite, mais l’interface change avec le processus biologique de substitution.

Les substituts osseux injectables doivent permettre une colonisation osseuse efficace dans le lieu d’implantation en utilisant des techniques chirurgicales non invasives. Deux types de substituts osseux injectables, IBS en anglais (Injectable bone substitutes), sont développés dans les laboratoires : des suspensions et des ciments de phosphate de calcium.

RAPPEL

HISTORIQUE DES IBS

Le concept du ciment apatitique en phosphate de calcium (Calcium Phosphate Cement ou CPC) a été présenté la première fois par R. Z. LeGeros et al. en 1982 [1]. Le premier brevet sur un ciment hydraulique de type « CPC » a été déposé par Brown et Chow en 1982 [2]. Dans les années 90, des efforts considérables ont été réalisés pour développer les substituts osseux injectables. Les ciments auto-durcissants en phosphate de calcium (CPC) étaient les premiers produits de remplacement d’os injectables, développés pour des applications percutanées. Ces ciments ont été employés la première fois pour réparer des défauts cranio-faciaux. Les observations histologiques sur modèle animal de chat [3, 4] ont montré une interface os/implant avec une prolifération des cellules osseuses sur le volume de l’implant après plusieurs semaines, puis une réduction lente du biomatériau avec une nouvelle formation d’os après plusieurs mois. Ces ciments hydrauliques, cependant, ne sont pas prêts à l’emploi, exigeant le mélange extemporané avec des temps de prise variables. En outre, la plupart des CPC sont délités quand ils entrent en contact avec des fluides biologiques de l’organisme avant leur durcissement [5]. Une fois que le produit a durci, c’est un matériau dense avec une microporosité irrégulière. Ils se dégradent lentement in vivo [6, 7], et de nombreuses études ont prouvé qu’une macroporosité interconnectée est nécessaire pour faciliter la repousse osseuse dans le biomatériau [8]. Un deuxième type de substituts osseux injectables est constitué de granules en céramique phosphate de calcium suspendues dans une phase hydrosoluble visqueuse de polymère en solution aqueuse.

OBJECTIFS DES IBS

L’objectif principal des substituts osseux injectables est d’augmenter la régénération et la réparation osseuse quand il n’est pas possible de prévoir de régénération spontanée. Ce processus s’obtient par les propriétés ostéoconductives et bioactives de ce type de biomatériaux. Tout d’abord, le matériau doit être biocompatible, non cytotoxique et exempt d’immunogénicité juste après l’implantation et suite à une longue période en raison de ses produits de dégradation. Les principales indications sont la prévention de perte osseuse après extraction dentaire et lors de comblement de cavités osseuses. Le matériau doit être injectable, stérilisable et doit disparaître pour être remplacé par un nouvel os fonctionnel. Ce processus de substitution peut durer tout le temps du remaniement osseux soit jusqu’une dizaine d’années.

DIFFÉRENTES PRÉSENTATIONS DES IBS

CLASSIFICATION

Il n’est pas facile de définir une classification universelle des substituts osseux injectables. La première classification peut reposer sur la chimie du composé employé pour produire ces matériaux. Comme tous les composites, tous ces matériaux sont composés d’associations de différents matériaux et il pourrait être difficile de les caractériser tous. La seule manière facile de les différencier est la chimie de la phase minérale. Cela peut être du sulfate de calcium et du phosphate de calcium comme la brushite [CaHPO42H2O], de l’apatite [Ca5(PO4)3OH], de l’hydroxyapatite [HA], du phosphate tricalcique bêta ou βTCP [β-Ca3(PO4)2], un phosphate de calcium biphasé (BCP) qui est une association d’HA [Ca10(PO4)6(OH)2] et de βTCP [9]… Ces phosphates de calcium peuvent être le résultat d’un processus de durcissement d’un ciment qui provient d’une réaction « acide-base » dans l’eau. Il y a deux types principaux de ciments hydrauliques de phosphate de calcium (CPC), selon le produit final de la réaction, de la brushite et de l’apatite. On peut également trouver des granules de phosphate de calcium qui peuvent être synthétiques comme la céramique après broyage et tamisage ou d’origine biologique comme de l’os bovin ou porcin.

Les propriétés mécaniques peuvent discriminer deux types d’IBS : le premier est durcissant et le second est non durcissant et se compose de suspension de granules de phosphate de calcium. Les dernières classifications peuvent être réalisées en fonction de la présentation, prête à l’emploi ou pas.

La classification de ces matériaux doit également répondre à 2 questions :

– existe-t-il une macroporosité interconnectée dans le volume du biomatériau ?

– pouvons-nous employer des cellules combinées avec IBS pour la régénération de tissu osseux ?

Il est possible de classer ce type de matériaux par l’intermédiaire de leur présentation physique face à l’os hôte et à ses cellules (Fig. 1). Cette classification est très simple et peut expliquer la cinétique de la repousse osseuse qui est à l’origine des propriétés biologiques et mécaniques de la zone implantée après repousse osseuse.

La première présentation physique, dénommée classe I, est constituée de surfaces particulaires de phosphate de calcium dans une matrice résorbable qui disparaissent rapidement, permettant une ostéoconduction rapide du bord de la cavité osseuse vers le centre.

Les granules de phosphate de calcium ont une cinétique lente de résorption et agissent comme échafaudage pour la croissance osseuse dans la zone comblée. L’avantage principal de cette classe I est sa propriété d’interconnexion dans l’ensemble du composé [10] après la dissolution et/ou la dégradation de la matrice résorbable.

Dans cette classe I, nous pouvons subdiviser deux sous-classes en considérant la matrice de transport et de soutien des granules bioactives de phosphate de calcium :

– la classe Ia est constituée d’une matrice non durcissante ;

– la classe Ib est constituée d’une matrice durcissante.

Pour les matériaux durcissants, la matrice peut être organique ou minérale. L’inconvénient est le manque de propriétés mécaniques initiales.

La deuxième présentation physique montre une matrice dense de phosphate de calcium, c’est la classe IIa. Afin de permettre l’invasion cellulaire et une substitution rapide du tissu osseux, des porogènes particulaires sont associés. Ces porogènes disparaîtront après la dissolution ou/et la dégradation. C’est la classe IIb. Les principaux atouts de cette présentation sont ses propriétés mécaniques initiales ; l’inconvénient est une cinétique lente de repousse osseuse liée à sa macroporosité et son interconnexion.

CLASSE I : GRANULES BIOACTIVES DANS UNE MATRICE

IBS non durcissants : suspensions

Le développement d’un biomatériau bioactif injectable est conçu en fonction des bons résultats avec les céramiques de phosphate de calcium rapportés par la littérature [11]. L’un des composés intéressants pour réaliser ces biomatériaux injectables est un composé minéral avec divers rapports de HA/βTCP permettant de contrôler la dissolution et cinétique de précipitation, et, plus tard, la bioactivité du produit [9, 12-14]. Ce type de substitut osseux injectable est une suspension aqueuse de céramique de phosphate de calcium biphasé qui constitue le biomatériau injectable bioactif, dans une matrice d’hydroxypropylméthylcellulose (HPMC) en solution aqueuse comme transporteur. La dégradation du polymère cellulosique et la stabilité de cette suspension ont été évaluées [15-18]. La biocompatibilité de la cellulose et de ses dérivés a été documentée dans la littérature [19, 20]. Cette suspension injectable de céramique de phosphate de calcium (SICPC) est prête à l’emploi et présente des propriétés d’ostéoconduction, mais ne présente pas de propriétés mécaniques initiales. La repousse osseuse se développe très rapidement en raison de la macroporosité interconnectée à l’ensemble du matériau maintenu par une solution visqueuse macromoléculaire non réticulée, rapidement éliminée (Fig. 2, 3, 4a, 5 à 9) [17, 23]. Cette repousse osseuse rapide confère à ce type de biomatériaux des propriétés mécaniques secondaires importantes [24], évaluées dans divers modèles animaux. Un concept semblable a été développé par Chazono et al. [25] en utilisant les granules de βTCP comme granules de biomatériaux bioactifs et du hyaluronate de sodium comme matrice transporteur. La formation osseuse à l’intérieur du biomatériau dans la zone implantée était semblable à la suspension précédente : 10 % de repousse osseuse à 2 semaines et 20 à 30 % entre 3 et 4 semaines. Ces résultats comparatifs semblent favoriser le rôle de la présentation physique du biomatériau par rapport à la composition chimique quand ces compositions sont relativement proches.

Une autre manière de faire une suspension injectable de phosphate de calcium est d’employer la phase minérale, l’hydroxyapatite, dérivée d’os bovin ou anorganique (bovine derived hydroxyapatite matrix ou ABM). C’est une combinaison d’hydroxyapatite d’os bovin avec un peptide d’adhésion cellulaire synthétique sur sa surface comme granules de phosphate de calcium bioactif et une phase visqueuse qui est une solution aqueuse de glycérol et d’un éther cellulosique ionique, la carboxyméthylcellulose sodique [26].

Il existe également des suspensions dans l’eau de nanohydroxyapatite injectables. Ces suspensions ont des indications comparables aux matériaux précédents. Elles montrent un comportement rhéologique proche d’un liquide visqueux et peuvent être injectées dans un défaut d’os. Une étude sur un modèle animal de porc a prouvé que la résorption complète des nanoparticules d’hydroxyapatite s’est produite après 12 semaines avec une repousse osseuse de 22 % après 3 semaines [27]. Les résultats étaient semblables à l’os autologue après 8 semaines d’implantation.

Céramique de phosphate de calcium avec une matrice durcissante

Céramique dans une matrice organique résorbable

Une suspension injectable autodurcissante de céramique de phosphate de calcium (AD-SICPC) est un composé constitué de granules de BCP, l’échafaudage bioactif, dans un hydrogel autodurcissant sensible au pH, avec une matrice constituée d’hydroxypropylméthylcellulose silanisé (Si-HPMC) [28]. Les granules de BCP sont associées à l’hydrogel silanisé (Si-HPMC). Si-HPMC se caractérise par ses propriétés hydrophiles et sa consistance de type liquide visqueux avant et lors de son injection. Puis, le contrôle de son pH va entraîner sa réticulation et le durcissement du mélange. Le composite à base d’hydrogel silanisé et de granules de BCP permet un durcissement par une réticulation obtenue par le changement de pH qui joue le rôle de catalyseur et sans effet exothermique ni utilisation d’agents de réticulation souvent toxiques [29-31].

Hoffmann et al. [32] ont réalisé un nouveau biomatériau comprenant des composés biodégradables comme de l’hydroxyapatite, du chitosan et de l’amidon. Des particules d’hydroxyapatite ont été modifiées dans une réaction en couche-par-couche avec de l’amidon oxydé et du chitosan déacétylé. De cette manière, deux genres de particules avec différentes surfaces ont été produits en exhibant une couche externe, l’une comportant du chitosan déacétylé, l’autre de l’amidon oxydé. Mélangés ensemble, ces deux genres de particules forment une poudre homogène, qui peut être transformée en pâte en ajoutant l’eau. Les particules de la pâte se lient entre elles dans un milieu aqueux avec la possibilité d’ajuster la viscosité de la pâte selon les besoins du chirurgien.

Une association de biocéramiques de BCP et de colle de fibrine a été également proposée pour réaliser des matériaux durcissants bioactifs [33, 34]. De même que pour tous les IBS, cette association est facile à manipuler et permet de remplir toute la cavité osseuse disponible pour l’apposition osseuse. En outre, les performances des biocéramiques ont été améliorées par l’addition des facteurs bioactifs inclus dans la colle de fibrine.

Une autre stratégie dans cette catégorie d’IBS est l’utilisation de charges bioactives comme les phosphates de calcium ou un verre bioactif dans une matrice de polymères résorbables tels que les polymères polylactiques [35]. Les propriétés mécaniques de ces composés semblent être appropriées pour la reconstruction de tissu osseux (données non publiées), mais la cinétique de la substitution osseuse est très lente parce que le pourcentage du nouvel os dans le composé est de 6-8 % à 23 semaines par rapport au même pourcentage avec la suspension de BCP (SICPC) dans le même modèle animal [23].

 Céramique dans une matrice minérale résorbable

La matrice du composite peut être minérale et être constituée d’un ciment phosphocalcique (CPC). Pour permettre l’invasion de cellules et la substitution, la matrice doit être rapidement dissoute ou biorésorbée sans toxicité locale due aux ions libérés. Khairoun et al. ont développé une céramique de phosphate de calcium comme du BCP utilisé comme charge granulaire bioactive, dans un ciment en phosphate de calcium (CPC), fortement résorbable (Fig. 4b) [36, 37]. Le produit final de la matrice minérale résorbable est une apatite déficiente en calcium.

En ce qui concerne les granules bioactives, le phosphate de calcium peut être une poudre de βTCP. Le produit final de la matrice minérale résorbable est de la brushite [38].

Les granules bioactives peuvent également être de la poudre d’hydroxyapatite et la matrice minérale résorbable du sulfate de calcium [39]. La poudre et la phase liquide du produit sont mélangées dans un dispositif combinant le mélange et l’injection.

CLASSE II : MATRICE DURCISSANTE POREUSE, LES CIMENTS

La consistance épaisse de CPC les rend difficiles à l’injection [40] et diverses formulations pour améliorer leur manipulation ont été proposées. L’addition de substances telles que la glycérine [41], du gel de silicone [42], du polyéthylène glycol, de la paraffine liquide, du glycérol [43, 44], des composés cellulosiques [44-46] peut augmenter les propriétés rhéologiques et contrôler le temps de prise. D’autres composants comme des dispersants, des plastifiants, des drogues peuvent être incorporés pour modifier leurs propriétés biologiques et leur injectabilité. Certains biomatériaux de la première classe d’IBS (SICPC Cl I a) sont utilisables sans aucune préparation, ce qui diminue le risque de contamination pendant la chirurgie. Afin de réaliser un ciment CPC prêt à l’emploi, Carey et al. ont développé un composite prémélangé de phosphate de calcium [6]. Ce CPC prémélangé est constitué d’une poudre de CPC + un liquide non aqueux + un agent gélifiant + un accélérateur de durcissement.

Même si les ciments de phosphate de calcium sont des matériaux durcissants avec une résistance mécanique à la compression, ils sont susceptibles de se briser avec des ruptures catastrophiques. Ces propriétés mécaniques pauvres des ciments ont sévèrement limité leur utilisation aux applications osseuses uniquement non porteuses. Très fragiles, les ciments sont essentiellement destinés aux reconstructions osseuses sans contraintes mécaniques. Les CPC sont des biomatériaux denses avec une microporosité irrégulière [7] alors que la macroporosité est connue pour être un facteur essentiel pour la colonisation homogène précoce et rapide du tissu osseux [8, 47, 48]. Les ciments de phosphate de calcium sont des matériaux massifs sans macroporosité. Ils permettent une bonne ostéoconductivité sur leur surface, mais agissent comme une barrière à la colonisation à l’intérieur de l’implant (Fig. 4c) [10]. Leur surface (circonférence et fissures périphériques minuscules) accessible pour l’action des cellules et pour le processus de résorption est minimale. En conséquence, la dégradation des ciments est limitée et la substitution est lente. La macroporosité est connue pour être un facteur essentiel pour une colonisation osseuse homogène dans un biomatériau. Pour surmonter ces limitations, les chercheurs réalisent de nouveaux composites de ciment de phosphate de calcium avec des charges qui peuvent se dissoudre rapidement dans l’eau et permettre une macroporosité définie (Fig. 4d). Ces porogènes peuvent être du sucre ou des polysaccharides tels que du chitosan, le mannitol [49, 50], des éthers de cellulose [51] ou des granules d’acide polylactique [52]. En raison des propriétés fragiles des ciments, des fibres ont été employées par Xu et al. pour améliorer leurs propriétés mécaniques et leur résorbabilité. La fibre peut être du Vicryl™ [53].

Le Tableau I présente les propriétés et les avantages et inconvénients de chaque classe de biomatériau.

COMPORTEMENTS BIOLOGIQUES

COMPORTEMENT DES CELLULES

La taille des cellules osseuses est d’environ 10 à 50 µm en fonction de leur origine ou de leur étalement. Tous les composites injectables de phosphate de calcium sont constitués de matériaux particulaires en phosphate de calcium dans une matrice visqueuse. La taille des granules bioactives au moment de l’injection ou après la biodégradation peut influencer le comportement des cellules tel que la prolifération, l’apoptose, la différenciation, des réactions inflammatoires. La réaction cellulaire à des biomatériaux implantés est influencée par la forme et la taille des granules de la poudre. Dans une étude sur des céramiques de phosphate de calcium avec des granules de différentes tailles, de 10 à 400 µm, les cultures de moelle osseuse ont montré un taux sensiblement plus élevé de cellules géantes multinucléées dans la gamme de granules de taille 10-20 µm [54]. Dans la gamme 200-400 µm, la repousse osseuse d’os était sensiblement plus importante que pour la gamme de granules 80-100 µm.

Dans une autre étude menée par Pioletti et al. [55], les fonctions biologiques des ostéoblastes en présence de particules de TCP, de brushite et de ciment ont été évaluées. Deux dimensions de particules ont été préparées. La première taille correspondait à 1-10 µm et la deuxième taille à un diamètre supérieur à 10 µm. Les particules de CPC ont modifié les fonctions des ostéoblastes. Une diminution de la viabilité, de la prolifération et de la production de la matrice extracellulaire a été mesurée. On a également observé une relation entre la dose et l’effet. Un rapport de 50 particules de CPC par ostéoblaste a pu être considéré comme le nombre maximal de particules supportées par un ostéoblaste. Les particules plus petites ont produit des effets négatifs plus forts sur les fonctions ostéoblastiques que les plus grandes. Le futur développement de CPC devrait réduire au minimum la génération des particules inférieures à 10 µm.

D’un autre côté, les nanoparticules semblent produire un meilleur effet sur la stimulation de la croissance des cellules et de l’inhibition de l’apoptose quand leur taille diminue de 80 nanomètres à 20 nanomètres [56].

La forme, la taille, la typologie de surface et, bien évidemment, la chimie des charges bioactives sont des éléments importants à prendre en considération dans la réponse biologique d’un biomatériau granulaire.

CONCLUSION

Bien que la transplantation d’os autogène demeure la méthode de choix pour le traitement des défauts osseux, des matériaux alloplastiques sont souvent préférés parce qu’ils sont facilement disponibles et leur utilisation évite un défaut osseux sur le site de prélèvement de greffe. Les matériaux synthétiques sont plus abondants et plus sûrs afin d’éviter des risques biologiques de contamination. Plusieurs stratégies peuvent être suivies pour réaliser des produits de substitution bioactifs injectables osseux. La difficulté principale est de réaliser un compromis entre la repousse osseuse rapide à l’intérieur des biomatériaux et les propriétés mécaniques initiales qui sont antagoniques. Le choix de la bonne stratégie peut donc avoir des conséquences pour les indications cliniques de chaque type de composite bioactif.

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REMERCIEMENTS à la région Pays de la Loire pour les financements du CPER S3 Biomatériaux, puis pour le programme « Bioregos », aux sociétés Biomatlante et Graftys pour leur collaboration, à l’ESRF de Grenoble pour les images de tomodensitométrie en haute définition, aux éditions Elsevier, Trans Tech Publications et Woodhead pour les publications sur les IBS et les images reprises dans cet article.

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