Les méthodes traditionnelles reposent sur des autogreffes ou des allogreffes, mais ces méthodes sont confrontées à des limites inhérentes, y compris la morbidité du site du donneur, l'insuffisance de l'approvisionnement, la résorption variable du greffon et le risque de transmission de la maladie. Au cours de la dernière décennie, les progrès dans les biomatériaux ont catalysé le développement de systèmes injectables qui combinent une livraison minimalement invasive avec un comportement mécanique contrôlé. Ces formulations peuvent être introduites percutanéement ou par de petites incisions, conformes aux géométries de défaut irréguliers et mises in situ pour fournir un soutien immédiat portant la charge. Leur capacité à s'intégrer à l'os hôte tout en étant progressivement remplacées par des tissus indigènes les positionnant comme outils de transformation en orthopédie, chirurgie craniofaciale et dentisterie.

Cet article examine les exigences fondamentales, les classes de matériaux, les stratégies de renforcement et les considérations cliniques pour les biomatériaux injectables conçus pour la réparation des tissus durs. L'accent est mis sur l'obtention d'une force mécanique comparable à l'os indigène tout en préservant la biocompatibilité et la bioactivité.

Besoin clinique pour une réparation de tissus durs invasifs

Les fractures de compressions vertébrales, les défauts ostéoporotiques, les fractures non syndicales et les défauts craniomaxillofaciaux représentent une demande clinique croissante. Les interventions chirurgicales ouvertes, bien qu'efficaces, comportent des risques d'infection, une réadaptation prolongée et des résultats cosmétiques suboptimaux. Les techniques mini-invasives qui reposent sur des matériaux injectables ont gagné en traction parce qu'elles réduisent les traumatismes chirurgicaux, raccourcissent les séjours hospitaliers et permettent le traitement des défauts difficiles d'accès.

Dans la vertébroplastie et la kyphoplastie, par exemple, des ciments de polyméthylméthacrylate injectable (PMMA) ont été utilisés pendant des décennies pour stabiliser les vertèbres fracturées. Cependant, PMMA manque de bioactivité, ne résorbe pas, et peut causer la nécrose thermique pendant la polymérisation.

Propriétés essentielles des substituts de graisse de os injectable

La conception d'un biomatériau injectable réussi nécessite un équilibre entre plusieurs attributs, souvent concurrents. Les paramètres suivants sont essentiels pour les applications de tissus durs :

  • La résistance mécanique et le modulus correspondant:[ Le matériau doit résister aux forces de compression, de cisaillement et de charge cyclique sans défaillance catastrophique. Pour les sites porteurs de charge, les forces de compression de la gamme de 10 à 50 MPa sont généralement requises pour les os annulés, tandis que l'os cortical exige des valeurs supérieures à 100 MPa.
  • Injection et cohésivité:[ La formulation doit passer par une aiguille à petite jauge ou une canule sans séparation de phase ni pressage du filtre. La cohésivité empêche le matériau de se désintégrer au contact des fluides pendant la livraison et pendant le réglage.
  • Fenêtre de réglage et de manipulation:[ Un temps de réglage cliniquement acceptable varie de 5 à 15 minutes. Un jeu trop rapide compromet l'injectabilité; un ensemble trop lent risque de déplacer le matériau avant qu'il ne gagne en force.
  • Bioccompatibilité et non-immunogénicité:[ Les composants matériels et leurs produits de dégradation ne doivent pas provoquer d'inflammation chronique, de cytotoxicité ou de réactions allergiques.
  • Bioactivité et ostéoconductivité: Le matériau doit soutenir l'attachement, la différenciation et la minéralisation de l'ostéoblaste. Idéalement, il présente également une ostéoinductivité (capacité de recruter et de différencier les cellules souches vers la lignée ostéogénique).
  • Dégradation contrôlée: Le taux de résorption doit correspondre au rythme de la nouvelle formation de tissu. La perte prématurée de support mécanique peut entraîner un effondrement des défauts, tandis que la dégradation trop lente empêche le remodelage complet.
  • Radiopacité:[ La visibilité sous fluoroscopie ou radiographie est essentielle pour un placement précis lors de procédures peu invasives.

Classes de matériaux pour les préparations injectables

Céréales de phosphate de calcium (CPC)

Les CPC se durcissent par une réaction de dissolution-précipitation qui forme une phase d'hydroxyapatite (HA) ou de brushite, ressemblant étroitement à la composante minérale de l'os. Leur avantage principal est la similarité chimique et cristallographique avec le minéral osseux natif, qui favorise la liaison directe et le remodelage. Le réglage peut être contrôlé par le choix des précurseurs de phosphate de calcium, le rapport liquide-poudre et l'ajout d'accélérateurs ou de retardateurs de réglage. La résistance à la compression des CPC varie de 20 à 80 MPa, et ils peuvent être micro- ou macroporeux selon les additifs de transformation.

Malgré ces avantages, les CPC sont fragiles, avec une résistance à la rupture généralement inférieure à 1 MPa·m1/2, et leur injectabilité peut être compromise par une pression de filtre pendant l'extrusion.

Verres bioactifs et verre-céramique

Les verres bioactifs, tels que le bioglass 45S5, libèrent la silice soluble, le calcium et les ions phosphates lors de l'hydratation. Ces espèces ioniques stimulent l'expression génique ostéogène et forment une couche d'apatite carbonate d'hydroxyle qui se lie fortement aux os. Comme matériaux injectables, les verres bioactifs sont souvent incorporés comme particules dans une pâte porteuse ou combinés avec des CPC. Leur haute réactivité de surface peut accélérer le réglage et améliorer la bioactivité.

Composites à base de polymères

Les polymères synthétiques et naturels sont utilisés pour améliorer la capacité d'injection, la ténacité et le comportement biologique des systèmes à base de céramique. Les polymères biodégradables courants comprennent les poly(acide lactique), les poly(acide glycolique) et leurs copolymères (PLGA), ainsi que les polymères naturels tels que la gélatine, le chitosan, l'acide hyaluronique et l'alginate.

Les hydrogels thermosensibles, surtout ceux à base de chitosan‐β‐glycérophosphate ou de poloxamère, peuvent être injectés comme sole qui se sert de gels à la température corporelle, servant à la fois de support et de matériau d'interface tissu-os mou. Leurs propriétés mécaniques sont généralement inférieures à celles des CPC, de sorte qu'ils sont utilisés de préférence en cas de défauts non porteurs ou en tant que matrices composites avec renforcement céramique.

Biomatériaux métalliques à base de magnésium

Le magnésium et ses alliages offrent une combinaison unique de biodégradabilité, de rapport résistance-poids élevé et de module élastique proche de celui de l'os cortical (40–45 GPa). Les progrès récents dans le développement de l'alliage et les revêtements protecteurs ont atténué la corrosion rapide et l'évolution du gaz d'hydrogène qui ont toujours limité leur utilisation clinique. Pour des applications injectables, les particules ou les micropoudres de Mg sont mélangés à une phase porteuse.

Stratégies de renforcement pour améliorer la force mécanique

L'os indigène est un élégant composite de nanoparticules de collagène et de minéraux qui atteint à la fois la rigidité et la ténacité. Les biomatériaux injectables doivent reproduire cette performance dans les contraintes d'un précurseur fluide.

Renforcements à l'échelle nanométrique

L'incorporation de nanofibres, nanofibres ou nanoparticules peut améliorer considérablement les propriétés mécaniques avec un effet minimal sur l'injectabilité. La nanohydroxyapatite (nHA), l'oxyde de graphine (GO), les nanotubes de carbone (CNT) et les nanocristaux de cellulose ont tous été étudiés. Par exemple, les feuilles GO fonctionnelles avec du poly(éthylène glycol) dispersées dans les CPC peuvent augmenter la résistance à la compression de 40 à 60 % et améliorer la ténacité de la fracture par le biais de la liaison de fissures et de la déviation.

Renforcement fibre pour la ténacité

Les fibres courtes discontinues (fibres de carbone, fibres polymériques telles que la polycaprolactone ou fibres vitrigel résorbables) peuvent être incorporées dans des pâtes injectables. Comme le matériau guérit, les fibres resserrent les fissures et augmentent le travail de fracture. Les études sur les fibres polypropylènes contenant 5 à 15 % en masse ont montré une double augmentation de la résistance à la flexion et une dixuple de la résistance à l'impact. La longueur de la fibre (0,1 à 3 mm) doit être optimisée pour éviter toute interférence avec le flux à travers une buse ou une canule.

Réseaux à deux emplacements et à interpénétration

Un concept particulièrement efficace est la combinaison de deux voies de polymérisation indépendantes. Par exemple, une formulation CPC peut inclure un hydrogel biodégradable qui subit une interconnexion covalente immédiatement après l'injection. Le réseau hydrogel confère une résistance cohésive et empêche l'élimination, tandis que la phase céramique apporte une résistance à la compression. Ces systèmes à double réglage peuvent atteindre des résistances compressives supérieures à 90 MPa et présenter un comportement de fatigue amélioré.

Appareillage de livraison et flux de travail clinique

Le déploiement clinique des biomatériaux injectables nécessite une attention particulière au mélange, à la livraison et au réglage. Les seringues préremplies à double chambre sont fréquentes, où la poudre et le liquide sont mélangés immédiatement avant l'injection. Les mélangeurs statiques ou dynamiques assurent l'homogénéité. La viscosité de la pâte doit être suffisamment faible pour être injectée par une aiguille de 10 à 14 calibres mais suffisamment élevée pour éviter les fuites dans les tissus environnants.

Le temps de réglage est souvent adapté par des additifs tels que l'acide citrique (pour action d'accélérateur) ou le chitosan (pour retardation). L'ajout de tomographie calculée (CT) ou de guidage fluoroscopique permet un placement précis. Pour l'augmentation vertébrale, une canule est insérée par le pédoncule, et le matériau est injecté sous imagerie en temps réel pour surveiller le remplissage et détecter l'extravasation.

De récents travaux ont également exploré l'utilisation de systèmes d'injection robotique et de rétroaction basée sur l'image pour optimiser le débit et la pression, réduisant ainsi le risque de fuite de ciment.

Mécanismes de bioactivité et d'osséointégration

Au-delà des performances mécaniques, un biomatériau injectable doit favoriser la guérison osseuse, ce qui implique une séquence d'événements : adsorption des protéines provenant des fluides sanguins et tissulaires, adhésion et migration des cellules ostéogènes, dépôt de matrice minéralisée et remplacement éventuel par un os lamellaire. Le matériau injectable idéal devrait présenter une microtopographie et une nanotopographie qui imite la matrice extracellulaire, libère les signaux ostéoinducteurs et se dégrade à un rythme qui permet une vascularisation progressive et un remodelage.

L'incorporation de facteurs de croissance, tels que les protéines morphogénétiques osseuses-2 (BMP-2), le facteur de croissance endothélial vasculaire (VEGF) ou le facteur de croissance fibroblaste (FGF) dans des formulations injectables, a démontré une cicatrisation accélérée dans les modèles précliniques. Cependant, l'optimisation de la dose et la libération contrôlée demeurent essentielles pour éviter la formation osseuse ectopique ou la surstimulation.

Certains matériaux, comme les verres bioactifs et les phosphates de calcium substitués au silicium, stimulent l'ostéogenèse par des signaux ioniques directs plutôt que par des facteurs de croissance exogènes. Cette bioactivité intrinsèque peut simplifier les voies de régulation tout en réalisant une régénération osseuse robuste.

Limites actuelles et besoins cliniques non satisfaits

Malgré des progrès considérables, plusieurs obstacles persistent avant que les biomatériaux injectables ne puissent supplanter complètement les autogreffes pour toutes les indications.

  • Résistance à la fatigue et stabilité à long terme : La plupart des ciments injectables sont fragiles et sujets à une fracture de fatigue sous charge cyclique. Dans les sites portant un poids comme la tête fémorale ou le plateau tibial, une défaillance catastrophique peut survenir avant qu'une croissance osseuse suffisante ne se produise.
  • Recours à la dégradation: Les matériaux qui se dégradent rapidement perdent prématurément le support mécanique. L'équilibre de ces aspects nécessite des architectures composites sophistiquées et une cinétique de dégradation adaptative.
  • Risque d'infection : Toute matière étrangère peut devenir un nidus pour la colonisation bactérienne. Des biomatériaux injectables à élution antibiotique ont été développés (p. ex., CPC à charge de gentamicine), mais une efficacité soutenue contre les organismes résistants est encore à l'étude.
  • Prédictibilité rhumatologique:[ De petites variations de la température ambiante, de la technique de mélange ou de la teneur en eau de la poudre peuvent modifier la viscosité et le temps de réglage, ce qui entraîne des résultats cliniques incohérents.
  • Voie réglementaire :[ Démontrer l'équivalence avec les dispositifs prédicataires existants ou prouver l'innocuité et l'efficacité par des essais cliniques peut être long et coûteux, particulièrement pour les nouveaux produits combinés qui incorporent des produits biologiques ou des cellules.

Frontières émergentes dans les biomatériaux injectables

Échafaudages injectables imprimés en 3D

Les progrès de l'impression 3D permettent maintenant la fabrication d'implants poreux spécifiques au patient qui peuvent être injectés sous une forme compacte puis élargis ou fixés sur place. Les polymères de la mémoire de forme, les matériaux à base de nitinol et les CPC modifiés peuvent être imprimés dans une architecture comprimée qui s'étend sur l'hydratation ou le changement de température.

Matrices activées par le gène

L'injection de vecteurs non viraux porteurs de gènes ostéogènes (p. ex. BMP-2 ou Runx2) intégrés dans un support biodégradable permet la transfection locale des cellules qui migrent dans le site de défaut. Les matrices injectables activées par le gène ont montré des promesses pour combler les défauts critiques dans les modèles animaux, réduisant ainsi le besoin de livraison de protéines recombinantes à forte dose.

Intelligence artificielle et apprentissage automatique

En formant sur les ensembles de données des paramètres de formulation, ces algorithmes peuvent identifier des combinaisons non intuitives qui atteignent les propriétés cibles, accélérant la découverte de matériel. À l'avenir, de tels modèles pourraient être intégrés dans la clinique pour adapter les matériaux en temps réel en fonction des données d'imagerie propres au patient.

Systèmes intelligents et stimulants

Les matériaux qui répondent au pH, à l'activité enzymatique ou à la charge mécanique sont à l'horizon. Par exemple, les hydrogels injectables qui se raidissent lorsqu'ils sont exposés au microenvironnement alcalin de la remodelage osseux actif pourraient fournir un support adaptatif exactement là et quand il est nécessaire.

Conclusion

Le développement de biomatériaux injectables pour la réparation des tissus durs est passé de simples bouchons de polymères ou de ciment à des composites sophistiqués et robustes qui participent activement au processus de guérison. En combinant la chimie du phosphate de calcium avec un renforcement en polymères ou en métal, des additifs nanométriques et une livraison contrôlée de signaux bioactifs, ces matériaux peuvent maintenant fournir une stabilité mécanique immédiate tout en soutenant une régénération osseuse complète. Des défis liés à la résistance à la fatigue, au contrôle de la dégradation et à la répétabilité clinique demeurent, mais les progrès continus dans les formulations à double réglage, l'impression 3D et l'intelligence artificielle promettent de combler ces lacunes.

Pour en savoir plus: Acta Biomatérialia: Biomatériaux injectables pour la réparation osseuse & Biomatériaux FDA & Résultats cliniques du ciment de phosphate de calcium injectable