Interfaces os/matériaux bioactifs implantables

Un grand nombre de substituts osseux sont à ce jour disponibles pour favoriser la réparation et la reconstruction osseuse : il s'agit des greffes osseuses et des matériaux implantables alloplastiques. Le premier groupe peut être subdivisé en greffes autogènes, allogènes et xénogènes, parmi lesquelles les autogreffes sont préférées à cause de leur absence d'immunogénicité, de leur compatibilité et de leur efficacité lorsqu'elles sont transplantées. Cependant, elles présentent un certain nombre de défauts majeurs : limitation quantitative du matériel transplantable, risque de complication postopératoire au niveau du site donneur et souvent nécessité d'une deuxième intervention chirurgicale. Bien que les allogreffes et les xénogreffes ne présentent pas ces limitations, elles peuvent entraîner une réponse immunologique adverse [¹]. Face à ces nombreux problèmes, le chirurgien dispose d'une large gamme de matériaux alloplastiques implantables qui peuvent être classés en quatre catégories : les polymères, les alliages métalliques, les céramiques et les matériaux composites (céramique-céramique, métal-céramique ou polymère-céramique). Certains de ces matériaux sont déjà utilisés en odontologie : corail, hydroxyapatite en tant que matériau de comblement osseux, revêtements d'hydroxyapatite sur des implants métalliques. D'autres matériaux comme les vitrocéramiques bioactives sont largement utilisés en orthopédie, mais leurs propriétés bioactives alliées à des qualités mécaniques de plus en plus performantes permettent d'envisager leur utilisation prochaine en chirurgie odonto-stomatologique, maxillo-faciale ou en implantologie orale. Le but de cette revue de la littérature est de faire le point, à la lumière de travaux récents, sur les différents types de biomatériaux utilisés en chirurgie osseuse et les interfaces formées avec le tissu osseux. C'est volontairement que nous n'évoquerons pas les interfaces titane/os, car le sujet est trop vaste et nécessiterait un article à lui tout seul.

Classification des biomatériaux implantables en site osseux

Suivant leur comportement dans le tissu osseux, les biomatériaux implantables à notre disposition peuvent être biotolérants, bio-inertes, ou bioactifs [²-⁵] (^{fig. 1}). Tous ces matériaux sont biocompatibles, c'est-à-dire qu'ils n'exercent pas d'action défavorable sur les tissus.

Matériaux biotolérants

Ils sont incorporés dans l'os, mais à distance du tissu osseux, avec la formation d'un tissu fibreux s'interposant entre le matériau et le tissu osseux néoformé. Exemples : polyméthyl méthacrylate, alliage cobalt-chrome (Vitallium^®) [³].

Matériaux bio-inertes

Ils n'induisent aucune réaction sur les tissus environnants et, inversement, ne subissent aucune dégradation de la part de ces tissus. De tels matériaux ne provoquent pas la formation de tissu fibreux interfacial, mais permettent un contact osseux, sans liaison chimique directe avec le tissu osseux néoformé. Exemples : alumine (Al₂O₃), zircone (ZrO₂), titane (TiO₂) [³].

Matériaux bioactifs

Au sens large du terme, un matériau bioactif est un matériau destiné à une fonction biologique spécifique [⁶]. Bien que le terme de bioactivité puisse être appliqué à la réponse tissulaire à la fois des tissus mous et durs, il concerne essentiellement des biomatériaux destinés à être implantés dans le tissu osseux en implantologie orale ou en orthopédie. C'est pourquoi, selon Hench [⁷], la bioactivité d'un matériau se définit par sa propriété de réaliser une liaison chimique avec les tissus environnants, sans interposition d'une couche fibreuse. La bioactivité concerne uniquement la surface du matériau, la liaison osseuse ayant été définie lors de la deuxième Conférence de Consensus sur les définitions des biomatériaux comme étant : « l'établissement par des processus physico-chimiques d'une continuité entre l'implant et la matrice osseuse » [⁶].

Les matériaux bioactifs implantés en site osseux peuvent être résorbables ou à surface réactive.

Matériaux résorbables

Après implantation dans le tissu osseux, le matériau disparaît progressivement par phagocytose, par dissolution chimique ou par l'action d'ostéoclastes et est remplacé par du tissu osseux. La vitesse de résorption doit être similaire à la vitesse de formation du tissu osseux afin d'avoir une stabilité de l'interface biomatériau résorbé/tissu hôte. Les éléments libérés au cours de la résorption du matériau doivent être biocompatibles et pouvoir être assimilés par l'organisme. C'est pourquoi les céramiques résorbables contiennent essentiellement des phosphates et du calcium. Exemples : phosphates tricalciques Ca₃(PO₄)₂, carbonate de calcium CaCO₃ (ou corail), sulfate de calcium, revêtements de phosphate de calcium sur du titane. Dans une expérimentation récente in vivo sur le corail naturel utilisé comme substitut de greffe osseuse et implanté chez le rat, Damien et al. [⁸] ont mis en évidence, à l'interface avec le tissu osseux néoformé, une couche riche en phosphate de calcium sur le corail, et ce tout au long de la résorption du matériau, ce qui expliquerait l'apposition osseuse étroite sur le corail et une liaison constante avec le tissu osseux néoformé. L'un des mécanismes de dégradation du corail est une dissolution dans les fluides biologiques, influencée par la macro- ou microporosité, la structure du cristal et le degré de cristallinité. La dissolution élimine des ions de la surface du matériau causant une augmentation de leur concentration dans les fluides. Une deuxième forme de dégradation est médiée par des éléments cellulaires incluant des macrophages, des cellules géantes multinucléées et/ou des ostéoclastes.

Matériaux à surface réactive

Une liaison chimique directe se forme entre la surface du matériau et le tissu osseux par l'intermédiaire d'une couche d'apatite, le cœur du matériau restant intact. Ce sont donc des matériaux non résorbables, destinés à rester en site osseux. C'est la raison pour laquelle les qualités biologiques, chimiques et mécaniques de la liaison obtenue à l'interface os/implant sont primordiales pour assurer la pérennité de l'implant. Exemples : bioverres, biovitrocéramiques, hydroxyapatite Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂, matériaux composites (céramique-céramique, céramique-métal, polymère-céramique). Nous décrivons ici le principe de réactivité de surface des bioverres, des biovitrocéramiques et des hydroxyapatites, qui diffère suivant la composition et la structure du matériau utilisé.

Principe de la bioactivité des bioverres

Les premiers bioverres furent mis au point par Hench [⁹]. Ils ont une structure amorphe, c'est-à-dire non cristalline, sans périodicité atomique dans les trois directions de l'espace. Ces matériaux sont fragiles et ne présentent pas de possibilités de déformation élastique et plastique, ce qui leur confère des propriétés mécaniques faibles et donc des utilisations cliniques limitées. Cependant, des bioverres se sont avérés efficaces dans le traitement de lésions parodontales chez le singe [¹⁰], ainsi que comme matériau de coiffage pulpaire dans l'induction de dentine réparatrice chez le porc nain [¹¹-¹²]. Les bioverres contiennent trois composants essentiels de l'os : des phosphates, du calcium et du sodium. Ils sont élaborés à haute température par fusion entre 1 200 et 1 400 °C d'une poudre constituée d'un mélange de différents oxydes, formateurs (40 à 60 % de silice SiO₂, 6 % de P₂O₅) et modificateurs (NaO₂, CaO, CaF₂, K₂O, MgO).

En fait, trois oxydes constitutifs ont un rôle primordial dans la liaison matériau/tissu osseux : SiO₂, CaO et Na₂O. Hench et Wilson [¹³] et Hench [¹⁴] ont effectivement montré que les proportions en poids de ces trois oxydes influaient sur le comportement bioactif du bioverre dans une expérimentation au cours de laquelle le bioverre est plongé dans une solution physiologique à 37 °C et à pH 7,4 (^{fig. 2}).

Des phénomènes d'échanges ioniques par dissolution et reprécipitation se produisent alors à l'interface avec :

- des échanges entre les ions Na⁺, K⁺ du biverre et les ions H⁺ de la solution ;

- une élimination progressive de la silice en surface, dans les 15 premières minutes ;

- la formation en surface d'une fine couche riche en calcium et en phosphore, amorphe dans un premier temps et cristallisant dans un second temps sous la forme d'une couche d'apatite ;

- ensuite, le processus de dissolution cesse, bloqué par la formation d'une couche riche en silice se situant sous la couche précédente.

L'ensemble de ces deux couches protège l'implant, empêche sa dissolution plus profonde et assure sa liaison avec le tissu osseux néoformé. Ces phénomènes de dissolution-reprécipitation conduisent à la formation d'une liaison avec le tissu osseux, pour une certaine composition du bioverre se situant dans la zone notée A du diagramme ternaire SiO₂-CaO-Na₂O (^{fig. 2}). Les autres domaines B, C, D, de ce diagramme correspondent à des compositions du verre ne permettant pas l'établissement d'une liaison avec l'os.

Principe de la bioactivité des vitrocéramiques

Une vitrocéramique est obtenue par traitement thermique d'un verre dans lequel sont incorporés des agents de nucléation, qui permettent une nucléation puis une cristallisation (partielle ou totale) de ce verre, ce qui améliore ses propriétés mécaniques. Une biovitrocéramique possède une structure et une composition chimique particulières qui lui confèrent des propriétés bioactives avec une matrice vitreuse et des cristaux d'apatite Ca₁₀(PO₄)₆ (O, F₂), et/ou de wollastonite CaO-SiO₂, de whitlockite 3CaOP₂O₅, de phlogopite KMg₃AlSi₃O₁₀F₂. Toutes les biovitrocéramiques contiennent des cristaux d'apatite, qui auront un rôle d'épitaxie dans la liaison avec le tissu osseux, grâce à la formation d'une couche d'apatite à la surface de la vitrocéramique. Cette couche d'apatite est élaborée après implantation osseuse, par le biais d'échanges ioniques entre les fluides biologiques du milieu environnant et la surface du matériau (^{fig. 3}). Exemples :

- biovitrocéramiques, qui comportent des cristaux d'apatite (Ceravital^®) ;

- biovitrocéramiques A-W, contenant des cristaux d'apatite et de β - wollastonite (Cerabone^®) (^{fig. 3} et ⁴);

- biovitrocéramiques contenant de l'apatite, de la wollastonite et de la whitlockite.

Tout comme pour les bioverres, le mécanisme de formation de la couche d'apatite à l'interface a été étudié en observant in vitro le comportement des vitrocéramiques dans un fluide biologique simulé (^{fig. 4}). Ces expérimentations révèlent également des échanges ioniques à la surface du matériau, avec des phénomènes de dissolution de la matrice vitreuse et des cristaux de wollastonite ainsi que de reprécipitation d'ions phosphate et calcium à partir du fluide biologique. Les cristaux d'apatite de la vitrocéramique restent intacts. En outre, à la différence des bioverres, il n'y a pas de formation de couche riche en silice sous-jacente à la couche d'apatite [¹⁵-¹⁸]. En outre, les qualités mécaniques de la liaison osseuse obtenue in vivo avec cette vitrocéramique A-W, par le biais de la couche d'apatite, ont été évaluées par des tests mécaniques de détachement [¹⁹] qui consistent à essayer de séparer l'implant de l'os en exerçant des forces de traction. Ces tests montrent, huit semaines après implantation de la céramique A-W, une résistance mécanique de cette liaison osseuse très élevée, supérieure à celle obtenue avec des bioverres, et provoquent une fracture non pas au niveau de l'interface ou du matériau, mais au niveau de l'os. Les qualités bioactives et mécaniques de cette vitrocéramique lui confèrent actuellement des applications cliniques en orthopédie comme vertèbres prothétiques, disques intervertébraux ou encore comme matériaux de comblement osseux dans de grandes pertes de substance et en font un matériau d'avenir en chirurgie maxillo-faciale et en implantologie orale.

Principe de la bioactivité des hydroxyapatites

Les hydroxyapatites synthétiques sont des céramiques de phosphate de calcium qui peuvent se présenter sous une forme dense ou poreuse suivant le procédé de fabrication, lequel passe en général par des techniques de compactages et de traitements thermiques à haute température à partir d'une poudre de phosphate de calcium. Lorsque l'hydroxyapatite se trouve placée dans un fluide biologique ou dans un site opératoire d'implantation, donc inflammatoire et plus acide, une attaque en surface du matériau par des protons H⁺ provoque une dissolution partielle des macrocristaux du matériau se traduisant alors par une augmentation des concentrations en ions calcium et phosphate dans le milieu environnant [²⁰]. Cette sursaturation en calcium et phosphate produit ensuite, à la surface du matériau, une reprécipitation de microcristaux d'apatite ayant incorporé des ions calcium Ca²⁺, magnésium Mg²⁺, carbonates CO^3-, phosphates HPO^2- ₄, PO^3- ₄ ainsi que des molécules organiques présentes dans les fluides environnants. Ces phénomènes de dissolution-reprécipitation aboutissent à la formation en périphérie du matériau d'une couche d'apatite carbonatée, très proche du minéral osseux, de par sa composition chimique et sa structure [²⁰] (^{fig. 5}).

Mécanismes de la liaison des matériaux bioactifs à l'os

Les matériaux bioactifs permettent la formation d'une couche d'apatite carbonatée à leur surface dans laquelle le tissu osseux est ancré [²¹-²²]. La liaison est le résultat de processus biologiques et physico-chimiques qui se déroulent à l'interface entre le tissu osseux et le matériau implanté. Pour les phosphates de calcium, les principaux événements physico-chimiques sont une dissolution de la surface de la céramique, suivie d'une reprécipitation ou d'une croissance cristalline épitaxique [²³-²⁴]. De façon concomitante à ces processus physico-chimiques, une incorporation de molécules matricielles a lieu dans cette interface [¹⁴, ²⁵]. La solubilité des céramiques de phosphate de calcium est contrôlée par de nombreux facteurs incluant la structure du cristal, la microporosité, la taille des grains et la cristallinité [²⁶]. Des variétés de structures interfaciales ont été rapportées à l'interface os/hydroxyapatite incluant une couche amorphe et/ou dense aux électrons. Jarcho [²²] fut le premier à décrire une zone de liaison osseuse amorphe d'environ 0,2 µm d'épaisseur entre le tissu osseux et une hydroxyapatite dense alors que Denissen et al. [²⁷] et Frank et al. [²⁸] ont montré la présence d'une zone amorphe ou granuleuse de 1 µm de large entre l'os et une hydroxyapatite dense. Ganeles et al. [²⁹] et Sautier et al. [³⁰-³¹] observent une interface similaire, mais de 0,3 à 0,5 µm d'épaisseur, à l'aspect granulaire et dépourvue de collagène alors que van Blitterswijk et al. [³²-³³] et de Lange et al. [³⁴-³⁵] décrivent une fine zone dense aux électrons à l'interface os/hydroxyapatite, continue avec les lamina-limitans de l'os avoisinant.

L'établissement d'une interface entre l'os néoformé et une surface artificielle se caractérise chez l'animal par la mise en place d'une matrice extracellulaire selon une séquence d'événements débutant par la synthèse et l'adsorption de composants organiques parmi lesquels de l'ostéopontine et des glycosaminoglycanes [³⁶-³⁷]. La minéralisation de cette matrice a lieu par la croissance de macrocristaux de phosphate de calcium dérivant de la dissolution de surface des matériaux bioactifs. Le résultat de ces interactions entre le matériau et les fluides biologiques, d'une part, le matériau et les cellules, d'autre part, conduit à la formation d'une interface implant/os dépourvue de collagène, mais comportant des protéines non collagéniques et dont la phase minérale est une apatite carbonatée. Le potentiel d'un matériau à engendrer une telle couche d'apatite est donc un paramètre pour définir si un matériau est bioactif ou non. Sur les bioverres ou les biovitrocéramiques, cette couche d'apatite de surface se forme très rapidement après implantation alors que ce processus est plus long pour l'hydroxy-apatite. La formation de cette couche d'apatite ne se limite cependant pas à des matériaux qui contiennent déjà des ions calcium et phosphate, puisqu'elle a été décrite avec différents métaux et hydrogels, tels le titane ou les gels de silicate [³⁸-³⁹], ainsi qu'avec des polymères [⁴⁰-⁴²]. L'adsorption de protéines collagéniques pourrait, dans ces cas-là, jouer un rôle déterminant dans la formation de la couche d'apatite. Nanci et al. [⁴³] ont mis en évidence à la surface du titane des glycosaminoglycanes et de l'ostéopontine. De même, Sautier et al. [⁴⁴] ont récemment montré la présence de la sialo-protéine osseuse à la surface d'un polymère de dextrane. Les protéines, par leur caractère polyanionique très marqué, pourraient fixer les ions calcium et agir en temps qu'initiateur de la minéralisation.

Si les mécanismes de bioactivité de ces céramiques ou bioverres sont bien établis, la réponse biologique engendrée par ces matériaux bioactifs est beaucoup moins connue. Hench et Paschall [²], Hench et Wilson [¹³] et Hench [¹⁴] ont proposé un certain nombre de mécanismes de liaisons interfaciales incluant des interactions mécaniques, chimiques ou encore des forces physiques avec un attachement direct des fibres de collagène à la surface du matériau. Dans une étude récente in vitro, Sautier et al. [⁴⁵] ont montré à la fois des interdigitations de fibres de collagène et un arrangement parallèle de ces fibres à la surface de la céramique A-W qui semble agir comme un site de nucléation pour les cristaux biologiques. Ces résultats sont en accord avec ceux de Neo et al. [⁴-⁵] qui ont décrit un même arrangement de fibres de collagène à la surface de la céramique A-W après implantation dans des tibias de rats.

Conclusion

Les matériaux implantables bioactifs, résorbables ou à surface réactive, ont la capacité de former une liaison chimique avec le tissu osseux dans lequel ils sont implantés. Les processus mis en jeu dans la liaison osseuse à ces matériaux semblent impliquer :

- la formation d'une couche d'apatite suite à une dégradation/reprécipitation et/ou croissance cristalline épitaxiale ;

- la co-précipitation et/ou l'incorporation de protéines telles que des glycosaminoglycanes, ostéopontine, sialoprotéines osseuses dans cette couche d'apatite ;

- la synthèse d'une matrice extracellulaire collagénique par des ostéoblastes actifs avec une véritable ostéocoalescence entre les cristaux biologiques osseux et la couche d'apatite de surface. Finalement, il est possible que les ostéoblastes considèrent ces biomatériaux comme une interface avec l'os ancien et sécrètent, dans un premier temps, l'équivalent d'une ligne cémentante.

De cette liaison générée avec le tissu osseux dépendront les applications cliniques liées à la pérennité du matériau implantable utilisé. De nombreux matériaux bioactifs sont commercialisés et présentent des applications cliniques très variées (^{tableau I}), que ce soit en odontologie, chirurgie maxillo-faciale ou orthopédie. Ainsi, en odontologie, ils peuvent être utilisés comme matériau de comblement osseux (en chirurgie parodontale ou comme comblement d'alvéoles après extractions dentaires, résection de kyste), comme matériau de reconstructions de crêtes alvéolaires ou comme implants dentaires ou revêtements d'implants.

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