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Biomatériaux de réparation de la peau et de l'os en chirurgie plastique
EMC-Chirurgie 1 (2004) 583–591
www.elsevier.com/locate/emcchi
Biomatériaux de réparation de la peau et de l’os en chirurgie plastique Biomaterials for skin and bone replacement and repair in plastic surgery S.M. Warren (MD), K.D. Fong (MD), R.P. Nacamuli (MD), H.M. Song (MD), T.D. Fang (MD), M.T. Longaker (MD, FACS) * Stanford University School of Medicine, Stanford, CA, USA
MOTS CLÉS Biomatériaux cutanés ; Biomatériaux osseux ; collagène ; copolymère ; base minérale
KEYWORDS Skin biomaterials; Bone biomaterials; Collagen; Copolymere; Mineral basis
Résumé La mise au point de nouveaux tissus exige une approche qui associe la biologie du développement, la biologie cellulaire et moléculaire à la médecine clinique, à la biochimie, à l’immunologie, à l’ingénierie, et aux sciences des matériaux. Tandis que de nombreux chercheurs essaient de reproduire des structures endogènes pour créer de nouveaux tissus, de nombreuses barrières doivent être surmontées pour créer des tissus complexes, vascularisés, spécifiques du patient pour une utilisation de remplacement et de réparation. Bien que la mise au point de tissus à composants multiples exige la mise en œuvre de nombreuses idées, dans un souci de clarté nous limiterons cette revue aux développements récents de l’application des structures biorésorbables naturelles et synthétiques. Ici, nous mettons en valeur des biomatériaux potentiellement utiles aux chirurgiens plasticiens qui sont actuellement utilisés ou ont été développés pour être utilisés pour des remplacements et des réparations de la peau et des os. © 2004 Publié par Elsevier SAS. Abstract Fabricating new tissues requires an interdisciplinary approach that combines developmental, cellular, and molecular biology with clinical medicine, biochemistry, immunology, engineering, and the material sciences. While many researchers are attempting to replicate endogenous structures to create new tissues, numerous barriers must be overcome to create complex, vascularized, patient-specific tissue constructs for replacement and repair. Although multi-step, multi-component tissue fabrication requires an amalgamation of ideas, for clarity we will limit this review to recent developments in the application of natural and synthetic bioabsorbable scaffolds. Herein, we highlight biomaterials potentially useful to plastic and reconstructive surgeons that are currently being used or developed for the replacement and repair of skin and bone. © 2004 Publié par Elsevier SAS.
* Auteur correspondant. La version originale de cet article a été publiée en anglais dans Elsevier Science : Operative Techniques in plastic and Reconstructive Surgery, Vol 9, no 1 : pp 10–15. >
1762-570X/$ - see front matter © 2004 Publié par Elsevier SAS. doi: 10.1016/j.emcchi.2004.10.001
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Biomatériaux cutanés Les plaies aiguës et chroniques de la peau qui résultent de brûlures, d’anomalies cutanées congénitales, d’ulcères cutanés, de traumatismes, et de l’effet de la chirurgie représentent un problème biomédical considérable. L’obtention d’une couverture de la plaie est cruciale et difficile à obtenir, surtout chez les malades qui ont des troubles de la cicatrisation tels que les diabétiques, les insuffisants rénaux, les patients souffrant de paralysies, ou de malnutrition. Bien que les greffes autologues de peau mince ou de peau totale restent l’« étalonor » des situations cliniques qui exigent le remplacement de la peau, une pathologie due à la greffe peut naître au niveau du site donneur et du site receveur.1 En outre, en cas de brûlure d’une part importante de la surface du corps, on peut ne pas disposer de suffisamment de régions de peau saine permettant une couverture adéquate. Pour résoudre ces problèmes, les chercheurs ont essayé de créer des substituts bioartificiels de la peau, à base cellulaire qui imitent les propriétés des greffes de peau autologues. Pour que les structures à base cellulaire fournissent un support mécanique suffisant et reproduisent l’architecture naturelle, en couches, de peau, les composants cellulaires devront être produits en culture sur des matrices ou des supports d’un biomatériau approprié. Actuellement, il existe une grande variété de substituts de la peau disponibles sur le marché qui imitent le derme et/ou l’épiderme. Les éléments structurels que ces substituts emploient sont variés et vont des matrices d’origine cadavérique acellulaires à des copolymères synthétiques complexes.
Matrices naturelles d’origine cadavérique Les chercheurs ont utilisé des combinaisons de collagène, d’acide hyaluronique, de glycosaminoglycanes (GAG), et de structures de copolymères biodégradables comme substrats de leurs stratégies de production cellulaire. Cependant, la stratégie la plus simple pour créer des substituts de peau est d’utiliser la matrice et la structure naturelle de la peau recueillie sur des cadavres. Pour éviter les rejets, ces substituts de peau doivent être rendus « immunologiquement compatibles » en enlevant d’abord tous les composants immunoréactifs. Le meilleur exemple de cette stratégie est l’AlloDerm (Life Cell Corporation, the Woodlands, TX), une matrice dermique acellulaire qui a été largement utilisée en chirurgie plastique pour remplacer la peau ainsi que pour les interventions esthétiques.2–6 AlloDerm est fabriqué en traitant chimiquement de la peau cadavérique explantée en en-
S.M. Warren et al. levant l’épiderme et les composants antigéniques cellulaires, tout en conservant la structure de collagène, l’élastine, les canaux des vaisseaux sanguins, et vraisemblablement des protéines bioactives dans le greffon. AlloDerm a été utilisé avec succès en lieu et place des greffes de peau demiépaisses pour couvrir les sites donneurs de lambeaux libres de l’avant-bras (radiaux), pour remplacer des tissus mous faciaux, et pour le traitement de brûlures.2,3,7,8 De plus, Tark et al. ont récemment utilisé AlloDerm ensemencé avec des cultures de kératinocytes autologues pour former un épiderme multicouches.9
Matrices collagènes Le collagène de type I est le collagène le plus abondant de l’organisme, et représente le substrat le plus largement utilisé pour la synthèse de peau bioartificielle. Apligraf (Organogenesis, Canton, MA) est le substitut de peau à base collagène qui a été le premier substitut vivant de peau produit en masse à être approuvé par l’United States Food and Drug Administration (FDA) pour le traitement des ulcères diabétiques du pied et des ulcères veineux de jambe.10 Apligraf utilise une matrice collagène bovine de type I ensemencée avec des fibroblastes et des kératinocytes de prépuce humain pour former une structure en deux couches qui « imite » les deux composantes dermiques et épidermiques de la peau. L’avantage des structures ensemencées comme Apligraf est que les cellules du greffon lui-même peuvent produire des facteurs de croissance qui peuvent être importants pour promouvoir la migration, la prolifération, et la déposition de la matrice cellulaire nécessaires à la régénération de la peau. lO ORCEL (Ortec International, Inc) est aussi un substitut de peau à base collagène également ensemencé avec des fibroblastes et des kératinocytes de prépuce humain qui est actuellement approuvé par la FDA pour la couverture des sites donneurs de la greffe de peau chez les brûlés.11 Integra (Integra Life Sciences Corporation, Plainsboro, NJ) est composé de deux couches, semblables à la peau normale.12,13 La couche supérieure imite le modèle fibreux du derme et est composée d’une matrice de collagène bovin entrelacée et du GAG, chondroïtine-6-sulfate.13 L’addition de la composante GAG à la base de collagène augmente considérablement la résistance à la rupture de la matrice de collagène « cross-linkée ».14 La couche inférieure est conçue pour induire une recroissance du derme à partir de résidus fibroblastiques dermiques natifs de la base de la plaie. Le collagène plus la matrice GAG est apposé à une couche supérieure temporaire composée d’une
Biomatériaux de réparation de la peau et de l’os en chirurgie plastique feuille de silicone flexible qui imite l’épiderme, en fournissant une protection contre de nouvelles infections et pertes liquidiennes. La porosité et le volume de la matrice collagène + GAG permettent une croissance cellulaire organisée dans le tissu, la formation de nouveaux vaisseaux, et un taux contrôlé de bioabsorption.15 Les feuilles Integra sont habituellement utilisées pour être posées sur une plaie ouverte après nettoyage et débridement. La migration dans la matrice et la prolifération des propres fibroblastes du malade et la croissance de nouveaux vaisseaux se produit habituellement dans les 2 à 4 premières semaines, créant une nouvelle couche dermique.16 La couche supérieure de silicone est alors enlevée, et les kératinocytes autologues peuvent être transplantés sur le nouveau derme.17,18 Integra est donc particulièrement utile dans les situations cliniques qui exigent des couvertures de pleine épaisseur.
Matrices synthétiques en copolymères Advanced Tissue Sciences (La Jolla, CA) produit Dermagraft, un substitut dermique synthétique obtenu en cultivant des fibroblastes sur une matrice d’acide polyglycolique/acide polylactique biodégradable (PLA/PGA) qui utilise un processus spécial dans un bioréacteur.19 Advanced Tissue Sciences produit aussi TransCyte (précédemment vendu sous le nom de Dermagraft-Transitional Covering), pour le traitement des brûlures.20 Ce matériau est composé de fibroblastes humains de nouveau-né cultivés sur une maille en nylon de Biobrane (Dow B. Hickam, Inc, Sugarland, TX), un pansement qui est constitué d’une matrice de nylon recouverte d’une gélatine qui promeut la coagulation.21 Une membrane de silicone mince liée à la maille fournit une barrière humide pour la plaie.20 Polyactive (HC Implants, Netherlands) est une autre matrice biodégradable synthétique qui est composée d’un mélange d’oxyde de polyéthylène (PEO) et téréphtalate de polybutylène (PBT). Ce produit est disponible sous forme de substrat poreux, avec des pores dont la dimension change progressivement (BISKIN-M), ou comme une bicouche composée d’une sous-couche poreuse avec une couche de la surface dense (BISKIN). Van Dorp et al. ont trouvé dans une étude de plaies de la peau étendues des couches superficielles à profondes sur des cochons miniatures que BISKIN-M ensemencé par des fibroblastes adhérait bien au lit de la plaie et produisait une régénération satisfaisante du derme.22 Les matrices bicouches Polyactives peuvent aussi être ensemencées avec des fibroblastes et des kératinocytes.23
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Matrices alternatives De très nombreuses autres structures ou membranes pour substituts de la peau sont actuellement développées. Par exemple, Fidia Biopolymer (Italie) a produit Hyaff, un dérivé ester d’un biopolymère d’acide hyaluronique dont il a été montré qu’il avait des propriétés améliorées de facilitation de la cicatrisation des plaies. L’acide hyaluronique est un polysaccharide linéaire composé de répétitions d’unités disaccharidiques N-acétyl-glucosamine et d’acide n-glucuronique. L’acide hyaluronique est abondant dans la peau et peut accélérer la cicatrisation des plaies.24–26 En outre, le contenu en acide hyaluronique est très élevé dans la peau fœtale, et dans les plaies pendant la période de cicatrisation sans cicatrice séquellaire.27,28 Fidia a utilisé Hyaff pour développer une membrane biodégradable comprenant des microperforations faites au laser, ensemencement par des kératinocytes (LaserSkin) et un gel tridimensionnel ensemencé par des fibroblastes autologues (Hyalograft-3D). Les kératinocytes autologues peuvent aussi être cultivés sur LaserSkin puis être ajoutés aux structures dermiques telles qu’Integra.29 Un des matériaux les plus récents actuellement étudiés est une membrane de sacchachitine, dérivé du champignon Ganoderma tsugae. Il est intéressant de noter que les études de Su et al. ont démontré que 0,01 % en poids/volume de sacchachitine ou de chitine augmentent considérablement la prolifération et la migration des fibroblastes.30,31 Ces substituts tissables de peau peuvent améliorer la cicatrisation des plaies cutanées, très probablement en augmentant l’angiogenèse et le développement du tissu de granulation.32
Biomatériaux osseux Les defects osseux secondaires à un traumatisme, à une résection chirurgicale ou à une malformation congénitale constituent un défi fréquent pour les chirurgiens plasticiens. Traditionnellement, les options de reconstruction comprennent les greffes autogènes et allogènes, les matrices osseuses déminéralisées, les pâtes d’os, le polyméthylméthacrylate, l’ivoire, le plâtre de Paris, le verre, et divers métaux dont l’acier inoxydable, les alliages cobalt-chrome et le titane.33,34 La vaste gamme de matières disponibles pour la reconstruction reflète à la fois les insuffisances de chaque technique et le besoin pressant de reconstruction du squelette. Bien que toutes les méthodes puissent permettre d’effectuer une restauration, elles possèdent tou-
586 tes des limitations inhérentes, telles que la morbidité au niveau du site donneur, une phase obligatoire de résorption de la greffe, des irrégularités de contour, des ressources autogènes insuffisantes, la transmission de maladies, des problèmes majeurs d’histocompatibilité, des réactions du greffon contre l’hôte (graft versus host disease), des défaillances structurelles, redistribution ou réallocation des contraintes à l’os, et infection.35,36 Pour résoudre ces problèmes, les biologistes, médecins et ingénieurs ont commencé à employer des biomatériaux pour être utilisés dans les remplacements et réparations osseuses. De nombreuses matières permettant des reconstructions osseuses ont été décrites, mais la plupart peuvent être classées en fonction des matériaux qui les composent : structures naturelles, synthétiques ou minérales. Outre les matières structurelles, les chirurgiens commencent aussi à expérimenter des systèmes de revêtement biodégradables.
Structures naturelles Les structures naturelles sont composées de matières naturelles telles que le collagène, l’alginate, l’agarose, les dérivés de l’acide hyaluronique, le chitosane et la colle de fibrine. Pour les applications qui ne sont pas soumises à des contraintes mécaniques, les structures naturelles se sont révélées efficaces dans la stimulation de la croissance d’os nouveau. Par exemple, nous avons utilisé du collagène allogénique de type I pour favoriser la guérison de defects de tréphine de taille critique dans les mandibules de rats Sprague-Dawley.37 L’analyse radiographique, histologique, et macroscopique a démontré que les defects traités avec des disques de collagène de type I de taille précisément définie produisaient de l’os nouveau à travers le defect dans les 6 semaines alors que chez les contrôles non traités, on observait la formation d’une cicatrice de tissu mou.37 Cependant, les matériaux biodégradables naturels s’intègrent bien avec les tissus endogènes, ils sont dépourvus de l’intégrité structurelle exigée par les structures soumises à des efforts. Par exemple, les structures de chitosane sont à la fois biodégradables et biocompatibles, mais sont mécaniquement peu résistantes, ce qui limite leur utilisation aux structures de régénération de l’os.38 Pour traiter ces déficiences, les chercheurs ont essayé de renforcer les structures naturelles en les combinant avec d’autres composés. Bien que certains chercheurs aient réussi à améliorer les propriétés mécaniques du chitosane en incorporant des substances telles que les phosphates de calcium, d’autres ont créé des structures mécaniquement stables, structurel-
S.M. Warren et al. lement complexes qui utilisent de l’amidon de maïs renforcé par de l’hydroxyapatite.38,39
Structures synthétiques Les polymères biorésorbables les plus utilisés sont les acides alphahydroxy tels que le polyglycolide (PGA), les polylactides (PLA), le polycaprolactone (PCL), le polydioxanone (PDS), et leurs variantes copolymères.40 Les matériaux à base d’acides alphahydroxy basés sont conçus pour se dégrader hydrolytiquement in situ et être ensuite convertis en CO2 et eau par les macrophages des tissus. De nombreux facteurs peuvent affecter la vitesse de dégradation, dont la composition chimique du polymère, son poids moléculaire, le ratio cristallin/ amorphe, la dimension et la forme de l’implant, le processus de traitement du polymère, le site de l’implantation, et l’âge et la situation métabolique du patient.41 Pendant le processus de dégradation, la diminution de la résistance des structures précède la perte de masse. Ainsi, une structure résorbable perd habituellement la majeure partie ou toute sa résistance avant que sa masse ne diminue de manière importante. La vitesse de diminution de la résistance postimplantation peut varier de quelques semaines à quelques mois pour le PGA pur et de 1 à 5 ans ou plus pour le PLA pur.42–44 Les homopolymères ont été les premières structures synthétiques à avoir été conçues, mais les copolymères sont de plus en plus utilisés. Le PLA est une molécule chirale qui existe sous forme de deux stéréo-isomères, isomère D et L, qui sont semicristallins et relativement résistants à la biodégradation.45 Le mélange racémique (une combinaison des deux isomères) est amorphe et plus sensible à la biodégradation.40,45–47 Les chercheurs ont associé avec succès l’isomère L du PLA à un mélange racémique dans une proportion 70/30 (PLDLLA). Le copolymère hybride PLDLLA a une durée de vie intermédiaire, avec les parties amorphes qui subissent une dégradation rapide au sein d’une structure semi-cristalline fournissant une résistance mécanique accrue.40 Outre les études de résistance mécanique, la biodégradabilité et la capacité de support d’une régénération osseuse des polymères à base d’alphahydroxyle ont été étudiées. Par exemple, dans une étude sur de l’os spongieux et cortical de lapin, le PGA implanté a été dégradé efficacement avec remplacement par de l’os nouveau.48 Dans une autre expérience, des structures biodégradables de PLDLLA ont avec succès supporté la prolifération et la différenciation d’ostéoblastes du stroma ensemencés, menant à la déposition d’une matrice minéralisée in vitro.49
Biomatériaux de réparation de la peau et de l’os en chirurgie plastique
Structures à base minérale Les structures céramiques polycristallines sont conçues pour reproduire synthétiquement le phosphate de calcium retrouvé dans la matrice extracellulaire d’os normal, fournissant donc un substrat ostéoconducteur pour la formation de l’os. Les matériaux anisotropes chimiques le plus souvent utilisés pour construire des céramiques polycristallines sont l’hydroxyapatite (HA) et le phosphate de tricalcium (TCP). L’HA a un ratio calcium (Ca) phosphate (P) de 1,7, alors que le phosphate de tricalcium a un ratio Ca:P de 1,5.50 Le ratio calciumphosphate d’une céramique étant en relation directe avec sa solubilité, les céramiques TCP se résorbent plus de 12 fois plus vite que les céramiques HA.51 En combinant HA et TCP sous différents ratios, les chimistes peuvent produire des phosphates bicéramiques (BCPs) qui ont des propriétés particulières.52 Une structure composée de 75 % d’HA cristalline et de 25 % de TCP amorphe produit un ratio Ca:P de 1,6, un ratio qui fournit un excellent équilibre entre résistance mécanique et biorésorption.53 La microstructure physique d’un BCP peut être le facteur le plus important de contrôle de l’ostéoconductivité de la structure. L’architecture de la structure contrôle la quantité et la forme des surfaces du substratum disponibles pour la colonisation cellulaire. La production d’os commence toujours sur la surface de la céramique puis se poursuit à travers le système des pores vers le centre de la structure.54 Il est intéressant de noter que ce modèle de formation centripète de l’os est identique à l’apposition d’os qui se produit pendant l’ostéogenèse de distraction mandibulaire.55 La porosité fait référence à la dimension des pores, ou ouvertures, dans la céramique. La porosité d’une structure influence l’infiltration fibrovasculaire et, à son tour, détermine l’importance de la croissance osseuse vers l’intérieur. Par exemple, des études ont montré que des pores de dimensions inférieures à 15 à 50 lm aboutissent à une invasion par du tissu fibreux, des pores entre 50 et 150 lm favorisent la formation ostéoïde, et des pores de dimension supérieure à 150 lm favorisent la formation d’os minéralisé.57 De nos jours, la dimension optimale des pores est considérée être entre 150 et 500 lm.56,57 L’interconnectivité décrit la continuité des pores (c’est-à-dire l’interconnexion des pores communiquant comme des labyrinthes continus sans impasses). L’interconnectivité des pores améliore la croissance de l’os vers l’intérieur et la liaison des structures avec les tissus par rapport aux structures contenant des culs-de-sac ou impasses.54,58,59 Ainsi, les propriétés physiques et spatiales d’une structure aident à déterminer l’efficacité avec laquelle l’os nouveau est formé.
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Les céramiques de phosphate de calcium (CPCs) ont été utilisées par exemple dans une grande gamme de modèles animaux et des essais cliniques pour des efforts de cisaillement allant de modérés à faibles.54,60 Par exemple, les chirurgiens ont utilisé les CPCs pour reconstruire le bord orbitaire, et des defects de la voûte crânienne, des defects de furcation molaire mandibulaire de classe III, des rebords maxillaires et mandibulaires, la partie antérieure de la base du crâne, et les osselets de l’oreille interne.61–69 Les CPCs macro- et microstructurés ont bien fonctionné, mais les chercheurs doivent apprendre à utiliser la géométrie interne de la structure et les propriétés du matériau pour contrôler la réponse cellulaire et l’induction des tissus. Finalement, en apprenant à contrôler les nanostructures et les matériaux de la matrice extracellulaire endogènes (par exemple, hyaluronane, collagène IV, laminine, fibronectine et sulfate d’héparine), nous pourrons produire des matériaux de structure qui fournissent non seulement un support mécanique, mais auront aussi la capacité de guider optimalement la croissance locale interne du tissu avant résorption complète.34
Système de plaques et vis biodégradables Originairement, les plaques et vis étaient en acier inoxydable, mais la corrosion a été à l’origine de réactions à corps étranger sévères et d’échec de l’implant. Aujourd’hui, la plupart des systèmes métalliques sont en titane ou en cobalt chrome (Vitallium ; Howmedica, Rutherford, NJ). Ces nouveaux métaux sont compatibles avec les tissus, résistent à la corrosion, et sont chimiquement inertes.70,71 Malheureusement, les systèmes de fixation métallique sont infraoptimaux en ce qu’ils ont tendance à accentuer les redistributions ou réallocations des contraintes à l’os, la diffusion des rayons X sur les radiographies, les dévascularisations secondaires, les difformités de contour (en particulier dans le squelette craniofacial supérieur), la gêne de la croissance, et la migration intracrânienne.72–82 Pour éviter ces complications, les systèmes d’ostéofixation biorésorbables ont été conçus pour faciliter la guérison des fractures. Les appareillages d’ostéofixation biorésorbables ont été utilisés avec succès sur le système squelettique axial et des membres. Par exemple, dans les ostéotomies mandibulaires du mouton, la fixation par des plaques de poly-L-lactide autorenforcées a mené à la guérison de l’os avec des résultats comparables à ceux des fixations par plaques métalliques.83 De même, les polymères à base d’alphahydroxy et leurs variantes ont été utilisés avec succès comme appareillages de fixation interne des frac-
588 tures des os longs chez l’homme.84 Les systèmes d’ostéofixation orthopédiques biorésorbables ont été introduits au milieu des années 1980.85 En 1996, la FDA a approuvé le premier système biorésorbable de fixation spécifique cranio-maxillo-facial (LactoSorb, Walter Lorenz Co., W Lorenz Surgical/ Biomet, Jacksonville, FL). Depuis lors, plus de 30 000 fractures craniofaciales ont été stabilisées avec des produits biorésorbables.41 Outre les applications aux fractures corticales externes standards, les produits biorésorbables ont ouvert la voie à d’autres procédures chirurgicales, telles que la fixation endocrânienne ou intraosseuse.45,86,87 Récemment, les chercheurs ont commencé à utiliser des appareillages d’ostéofixation biorésorbables pour délivrer des facteurs thérapeutiques. Par exemple, des scientifiques ont ajouté du verre bioactif dans des structures en copolymère PL88 DLLA. Les verres bioactifs sont des substances ostéoconductrices qui forment des liaisons chimiques avec l’os, en améliorant de cette façon la relation entre l’os et l’appareillage et guidant l’invasion du tissu osseux dans le verre au fur et à mesure qu’il se dégrade.89–91 D’autres chercheurs ont rajouté divers composés dont des agents chimiothérapiques, des antibiotiques, des facteurs de croissance, et de l’ADN plasmidique aux polymères biodégradables, utilisant la structure comme un véhicule spécifique du tissu. Les facteurs sont alors libérés dans l’environnement local lorsque la structure est dégradée.45,92–104 En association, de telles modifications ostéo-inductives des appareillages de fixation biorésorbables peuvent apporter un avantage appréciable au processus local de réparation de la fracture ; cependant, des études devront démontrer que les modifications sont suffisamment intenses pour être cliniquement efficaces sans considérablement modifier la résistance aux efforts de torsion et flexion/rupture.
Conclusion Il y a seulement 30 ans, le concept d’un matériau qui ne serait pas rejeté par l’organisme paraissait inimaginable.105 Actuellement, une multitude de polymères naturels et synthétiques biodégradables est disponible ou le sera bientôt pour les chirurgiens plasticiens, permettant d’améliorer la reconstruction des defects osseux ou cutanés. Des biomatériaux de troisième génération sont actuellement en cours de développement pour diriger précisément les réponses cellulaires à un niveau moléculaire et accélérer la cicatrisation d’une plaie ou la réossification.105 Ces nouveaux implants de biomatériaux associeront vraisemblablement
S.M. Warren et al. des stratégies basées sur les gènes et les cellules pour contrôler directement l’évolution des tissus environnants et favoriser la cicatrisation des plaies ou l’ostéogenèse. Des biomatériaux dégradables ont été utilisés comme véhicules d’antibiotiques, de protéines recombinantes telles que les « bone morphogenic proteins », et de l’ADN plasmidique.100–104 Dans un avenir proche, des structures biodégradables seront construites avec des cellules génétiquement modifiées capables de favoriser la réparation de la peau et de l’os et de guider l’induction d’organes entiers complexes et des remplacements tissulaires. Ces nouveaux outils pourront un jour permettre aux chirurgiens plasticiens d’accomplir des résultats fonctionnels et esthétiques qui surpasseront l’actuel « étalon-or » des tissus autologues transplantés.
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Biomatériaux de réparation de la peau et de l’os en chirurgie plastique Biomaterials for skin and bone replacement and repair in plastic surgery S.M. Warren (MD), K.D. Fong (MD), R.P. Nacamuli (MD), H.M. Song (MD), T.D. Fang (MD), M.T. Longaker (MD, FACS) * Stanford University School of Medicine, Stanford, CA, USA
MOTS CLÉS Biomatériaux cutanés ; Biomatériaux osseux ; collagène ; copolymère ; base minérale
KEYWORDS Skin biomaterials; Bone biomaterials; Collagen; Copolymere; Mineral basis
Résumé La mise au point de nouveaux tissus exige une approche qui associe la biologie du développement, la biologie cellulaire et moléculaire à la médecine clinique, à la biochimie, à l’immunologie, à l’ingénierie, et aux sciences des matériaux. Tandis que de nombreux chercheurs essaient de reproduire des structures endogènes pour créer de nouveaux tissus, de nombreuses barrières doivent être surmontées pour créer des tissus complexes, vascularisés, spécifiques du patient pour une utilisation de remplacement et de réparation. Bien que la mise au point de tissus à composants multiples exige la mise en œuvre de nombreuses idées, dans un souci de clarté nous limiterons cette revue aux développements récents de l’application des structures biorésorbables naturelles et synthétiques. Ici, nous mettons en valeur des biomatériaux potentiellement utiles aux chirurgiens plasticiens qui sont actuellement utilisés ou ont été développés pour être utilisés pour des remplacements et des réparations de la peau et des os. © 2004 Publié par Elsevier SAS. Abstract Fabricating new tissues requires an interdisciplinary approach that combines developmental, cellular, and molecular biology with clinical medicine, biochemistry, immunology, engineering, and the material sciences. While many researchers are attempting to replicate endogenous structures to create new tissues, numerous barriers must be overcome to create complex, vascularized, patient-specific tissue constructs for replacement and repair. Although multi-step, multi-component tissue fabrication requires an amalgamation of ideas, for clarity we will limit this review to recent developments in the application of natural and synthetic bioabsorbable scaffolds. Herein, we highlight biomaterials potentially useful to plastic and reconstructive surgeons that are currently being used or developed for the replacement and repair of skin and bone. © 2004 Publié par Elsevier SAS.
* Auteur correspondant. La version originale de cet article a été publiée en anglais dans Elsevier Science : Operative Techniques in plastic and Reconstructive Surgery, Vol 9, no 1 : pp 10–15. >
1762-570X/$ - see front matter © 2004 Publié par Elsevier SAS. doi: 10.1016/j.emcchi.2004.10.001
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Biomatériaux cutanés Les plaies aiguës et chroniques de la peau qui résultent de brûlures, d’anomalies cutanées congénitales, d’ulcères cutanés, de traumatismes, et de l’effet de la chirurgie représentent un problème biomédical considérable. L’obtention d’une couverture de la plaie est cruciale et difficile à obtenir, surtout chez les malades qui ont des troubles de la cicatrisation tels que les diabétiques, les insuffisants rénaux, les patients souffrant de paralysies, ou de malnutrition. Bien que les greffes autologues de peau mince ou de peau totale restent l’« étalonor » des situations cliniques qui exigent le remplacement de la peau, une pathologie due à la greffe peut naître au niveau du site donneur et du site receveur.1 En outre, en cas de brûlure d’une part importante de la surface du corps, on peut ne pas disposer de suffisamment de régions de peau saine permettant une couverture adéquate. Pour résoudre ces problèmes, les chercheurs ont essayé de créer des substituts bioartificiels de la peau, à base cellulaire qui imitent les propriétés des greffes de peau autologues. Pour que les structures à base cellulaire fournissent un support mécanique suffisant et reproduisent l’architecture naturelle, en couches, de peau, les composants cellulaires devront être produits en culture sur des matrices ou des supports d’un biomatériau approprié. Actuellement, il existe une grande variété de substituts de la peau disponibles sur le marché qui imitent le derme et/ou l’épiderme. Les éléments structurels que ces substituts emploient sont variés et vont des matrices d’origine cadavérique acellulaires à des copolymères synthétiques complexes.
Matrices naturelles d’origine cadavérique Les chercheurs ont utilisé des combinaisons de collagène, d’acide hyaluronique, de glycosaminoglycanes (GAG), et de structures de copolymères biodégradables comme substrats de leurs stratégies de production cellulaire. Cependant, la stratégie la plus simple pour créer des substituts de peau est d’utiliser la matrice et la structure naturelle de la peau recueillie sur des cadavres. Pour éviter les rejets, ces substituts de peau doivent être rendus « immunologiquement compatibles » en enlevant d’abord tous les composants immunoréactifs. Le meilleur exemple de cette stratégie est l’AlloDerm (Life Cell Corporation, the Woodlands, TX), une matrice dermique acellulaire qui a été largement utilisée en chirurgie plastique pour remplacer la peau ainsi que pour les interventions esthétiques.2–6 AlloDerm est fabriqué en traitant chimiquement de la peau cadavérique explantée en en-
S.M. Warren et al. levant l’épiderme et les composants antigéniques cellulaires, tout en conservant la structure de collagène, l’élastine, les canaux des vaisseaux sanguins, et vraisemblablement des protéines bioactives dans le greffon. AlloDerm a été utilisé avec succès en lieu et place des greffes de peau demiépaisses pour couvrir les sites donneurs de lambeaux libres de l’avant-bras (radiaux), pour remplacer des tissus mous faciaux, et pour le traitement de brûlures.2,3,7,8 De plus, Tark et al. ont récemment utilisé AlloDerm ensemencé avec des cultures de kératinocytes autologues pour former un épiderme multicouches.9
Matrices collagènes Le collagène de type I est le collagène le plus abondant de l’organisme, et représente le substrat le plus largement utilisé pour la synthèse de peau bioartificielle. Apligraf (Organogenesis, Canton, MA) est le substitut de peau à base collagène qui a été le premier substitut vivant de peau produit en masse à être approuvé par l’United States Food and Drug Administration (FDA) pour le traitement des ulcères diabétiques du pied et des ulcères veineux de jambe.10 Apligraf utilise une matrice collagène bovine de type I ensemencée avec des fibroblastes et des kératinocytes de prépuce humain pour former une structure en deux couches qui « imite » les deux composantes dermiques et épidermiques de la peau. L’avantage des structures ensemencées comme Apligraf est que les cellules du greffon lui-même peuvent produire des facteurs de croissance qui peuvent être importants pour promouvoir la migration, la prolifération, et la déposition de la matrice cellulaire nécessaires à la régénération de la peau. lO ORCEL (Ortec International, Inc) est aussi un substitut de peau à base collagène également ensemencé avec des fibroblastes et des kératinocytes de prépuce humain qui est actuellement approuvé par la FDA pour la couverture des sites donneurs de la greffe de peau chez les brûlés.11 Integra (Integra Life Sciences Corporation, Plainsboro, NJ) est composé de deux couches, semblables à la peau normale.12,13 La couche supérieure imite le modèle fibreux du derme et est composée d’une matrice de collagène bovin entrelacée et du GAG, chondroïtine-6-sulfate.13 L’addition de la composante GAG à la base de collagène augmente considérablement la résistance à la rupture de la matrice de collagène « cross-linkée ».14 La couche inférieure est conçue pour induire une recroissance du derme à partir de résidus fibroblastiques dermiques natifs de la base de la plaie. Le collagène plus la matrice GAG est apposé à une couche supérieure temporaire composée d’une
Biomatériaux de réparation de la peau et de l’os en chirurgie plastique feuille de silicone flexible qui imite l’épiderme, en fournissant une protection contre de nouvelles infections et pertes liquidiennes. La porosité et le volume de la matrice collagène + GAG permettent une croissance cellulaire organisée dans le tissu, la formation de nouveaux vaisseaux, et un taux contrôlé de bioabsorption.15 Les feuilles Integra sont habituellement utilisées pour être posées sur une plaie ouverte après nettoyage et débridement. La migration dans la matrice et la prolifération des propres fibroblastes du malade et la croissance de nouveaux vaisseaux se produit habituellement dans les 2 à 4 premières semaines, créant une nouvelle couche dermique.16 La couche supérieure de silicone est alors enlevée, et les kératinocytes autologues peuvent être transplantés sur le nouveau derme.17,18 Integra est donc particulièrement utile dans les situations cliniques qui exigent des couvertures de pleine épaisseur.
Matrices synthétiques en copolymères Advanced Tissue Sciences (La Jolla, CA) produit Dermagraft, un substitut dermique synthétique obtenu en cultivant des fibroblastes sur une matrice d’acide polyglycolique/acide polylactique biodégradable (PLA/PGA) qui utilise un processus spécial dans un bioréacteur.19 Advanced Tissue Sciences produit aussi TransCyte (précédemment vendu sous le nom de Dermagraft-Transitional Covering), pour le traitement des brûlures.20 Ce matériau est composé de fibroblastes humains de nouveau-né cultivés sur une maille en nylon de Biobrane (Dow B. Hickam, Inc, Sugarland, TX), un pansement qui est constitué d’une matrice de nylon recouverte d’une gélatine qui promeut la coagulation.21 Une membrane de silicone mince liée à la maille fournit une barrière humide pour la plaie.20 Polyactive (HC Implants, Netherlands) est une autre matrice biodégradable synthétique qui est composée d’un mélange d’oxyde de polyéthylène (PEO) et téréphtalate de polybutylène (PBT). Ce produit est disponible sous forme de substrat poreux, avec des pores dont la dimension change progressivement (BISKIN-M), ou comme une bicouche composée d’une sous-couche poreuse avec une couche de la surface dense (BISKIN). Van Dorp et al. ont trouvé dans une étude de plaies de la peau étendues des couches superficielles à profondes sur des cochons miniatures que BISKIN-M ensemencé par des fibroblastes adhérait bien au lit de la plaie et produisait une régénération satisfaisante du derme.22 Les matrices bicouches Polyactives peuvent aussi être ensemencées avec des fibroblastes et des kératinocytes.23
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Matrices alternatives De très nombreuses autres structures ou membranes pour substituts de la peau sont actuellement développées. Par exemple, Fidia Biopolymer (Italie) a produit Hyaff, un dérivé ester d’un biopolymère d’acide hyaluronique dont il a été montré qu’il avait des propriétés améliorées de facilitation de la cicatrisation des plaies. L’acide hyaluronique est un polysaccharide linéaire composé de répétitions d’unités disaccharidiques N-acétyl-glucosamine et d’acide n-glucuronique. L’acide hyaluronique est abondant dans la peau et peut accélérer la cicatrisation des plaies.24–26 En outre, le contenu en acide hyaluronique est très élevé dans la peau fœtale, et dans les plaies pendant la période de cicatrisation sans cicatrice séquellaire.27,28 Fidia a utilisé Hyaff pour développer une membrane biodégradable comprenant des microperforations faites au laser, ensemencement par des kératinocytes (LaserSkin) et un gel tridimensionnel ensemencé par des fibroblastes autologues (Hyalograft-3D). Les kératinocytes autologues peuvent aussi être cultivés sur LaserSkin puis être ajoutés aux structures dermiques telles qu’Integra.29 Un des matériaux les plus récents actuellement étudiés est une membrane de sacchachitine, dérivé du champignon Ganoderma tsugae. Il est intéressant de noter que les études de Su et al. ont démontré que 0,01 % en poids/volume de sacchachitine ou de chitine augmentent considérablement la prolifération et la migration des fibroblastes.30,31 Ces substituts tissables de peau peuvent améliorer la cicatrisation des plaies cutanées, très probablement en augmentant l’angiogenèse et le développement du tissu de granulation.32
Biomatériaux osseux Les defects osseux secondaires à un traumatisme, à une résection chirurgicale ou à une malformation congénitale constituent un défi fréquent pour les chirurgiens plasticiens. Traditionnellement, les options de reconstruction comprennent les greffes autogènes et allogènes, les matrices osseuses déminéralisées, les pâtes d’os, le polyméthylméthacrylate, l’ivoire, le plâtre de Paris, le verre, et divers métaux dont l’acier inoxydable, les alliages cobalt-chrome et le titane.33,34 La vaste gamme de matières disponibles pour la reconstruction reflète à la fois les insuffisances de chaque technique et le besoin pressant de reconstruction du squelette. Bien que toutes les méthodes puissent permettre d’effectuer une restauration, elles possèdent tou-
586 tes des limitations inhérentes, telles que la morbidité au niveau du site donneur, une phase obligatoire de résorption de la greffe, des irrégularités de contour, des ressources autogènes insuffisantes, la transmission de maladies, des problèmes majeurs d’histocompatibilité, des réactions du greffon contre l’hôte (graft versus host disease), des défaillances structurelles, redistribution ou réallocation des contraintes à l’os, et infection.35,36 Pour résoudre ces problèmes, les biologistes, médecins et ingénieurs ont commencé à employer des biomatériaux pour être utilisés dans les remplacements et réparations osseuses. De nombreuses matières permettant des reconstructions osseuses ont été décrites, mais la plupart peuvent être classées en fonction des matériaux qui les composent : structures naturelles, synthétiques ou minérales. Outre les matières structurelles, les chirurgiens commencent aussi à expérimenter des systèmes de revêtement biodégradables.
Structures naturelles Les structures naturelles sont composées de matières naturelles telles que le collagène, l’alginate, l’agarose, les dérivés de l’acide hyaluronique, le chitosane et la colle de fibrine. Pour les applications qui ne sont pas soumises à des contraintes mécaniques, les structures naturelles se sont révélées efficaces dans la stimulation de la croissance d’os nouveau. Par exemple, nous avons utilisé du collagène allogénique de type I pour favoriser la guérison de defects de tréphine de taille critique dans les mandibules de rats Sprague-Dawley.37 L’analyse radiographique, histologique, et macroscopique a démontré que les defects traités avec des disques de collagène de type I de taille précisément définie produisaient de l’os nouveau à travers le defect dans les 6 semaines alors que chez les contrôles non traités, on observait la formation d’une cicatrice de tissu mou.37 Cependant, les matériaux biodégradables naturels s’intègrent bien avec les tissus endogènes, ils sont dépourvus de l’intégrité structurelle exigée par les structures soumises à des efforts. Par exemple, les structures de chitosane sont à la fois biodégradables et biocompatibles, mais sont mécaniquement peu résistantes, ce qui limite leur utilisation aux structures de régénération de l’os.38 Pour traiter ces déficiences, les chercheurs ont essayé de renforcer les structures naturelles en les combinant avec d’autres composés. Bien que certains chercheurs aient réussi à améliorer les propriétés mécaniques du chitosane en incorporant des substances telles que les phosphates de calcium, d’autres ont créé des structures mécaniquement stables, structurel-
S.M. Warren et al. lement complexes qui utilisent de l’amidon de maïs renforcé par de l’hydroxyapatite.38,39
Structures synthétiques Les polymères biorésorbables les plus utilisés sont les acides alphahydroxy tels que le polyglycolide (PGA), les polylactides (PLA), le polycaprolactone (PCL), le polydioxanone (PDS), et leurs variantes copolymères.40 Les matériaux à base d’acides alphahydroxy basés sont conçus pour se dégrader hydrolytiquement in situ et être ensuite convertis en CO2 et eau par les macrophages des tissus. De nombreux facteurs peuvent affecter la vitesse de dégradation, dont la composition chimique du polymère, son poids moléculaire, le ratio cristallin/ amorphe, la dimension et la forme de l’implant, le processus de traitement du polymère, le site de l’implantation, et l’âge et la situation métabolique du patient.41 Pendant le processus de dégradation, la diminution de la résistance des structures précède la perte de masse. Ainsi, une structure résorbable perd habituellement la majeure partie ou toute sa résistance avant que sa masse ne diminue de manière importante. La vitesse de diminution de la résistance postimplantation peut varier de quelques semaines à quelques mois pour le PGA pur et de 1 à 5 ans ou plus pour le PLA pur.42–44 Les homopolymères ont été les premières structures synthétiques à avoir été conçues, mais les copolymères sont de plus en plus utilisés. Le PLA est une molécule chirale qui existe sous forme de deux stéréo-isomères, isomère D et L, qui sont semicristallins et relativement résistants à la biodégradation.45 Le mélange racémique (une combinaison des deux isomères) est amorphe et plus sensible à la biodégradation.40,45–47 Les chercheurs ont associé avec succès l’isomère L du PLA à un mélange racémique dans une proportion 70/30 (PLDLLA). Le copolymère hybride PLDLLA a une durée de vie intermédiaire, avec les parties amorphes qui subissent une dégradation rapide au sein d’une structure semi-cristalline fournissant une résistance mécanique accrue.40 Outre les études de résistance mécanique, la biodégradabilité et la capacité de support d’une régénération osseuse des polymères à base d’alphahydroxyle ont été étudiées. Par exemple, dans une étude sur de l’os spongieux et cortical de lapin, le PGA implanté a été dégradé efficacement avec remplacement par de l’os nouveau.48 Dans une autre expérience, des structures biodégradables de PLDLLA ont avec succès supporté la prolifération et la différenciation d’ostéoblastes du stroma ensemencés, menant à la déposition d’une matrice minéralisée in vitro.49
Biomatériaux de réparation de la peau et de l’os en chirurgie plastique
Structures à base minérale Les structures céramiques polycristallines sont conçues pour reproduire synthétiquement le phosphate de calcium retrouvé dans la matrice extracellulaire d’os normal, fournissant donc un substrat ostéoconducteur pour la formation de l’os. Les matériaux anisotropes chimiques le plus souvent utilisés pour construire des céramiques polycristallines sont l’hydroxyapatite (HA) et le phosphate de tricalcium (TCP). L’HA a un ratio calcium (Ca) phosphate (P) de 1,7, alors que le phosphate de tricalcium a un ratio Ca:P de 1,5.50 Le ratio calciumphosphate d’une céramique étant en relation directe avec sa solubilité, les céramiques TCP se résorbent plus de 12 fois plus vite que les céramiques HA.51 En combinant HA et TCP sous différents ratios, les chimistes peuvent produire des phosphates bicéramiques (BCPs) qui ont des propriétés particulières.52 Une structure composée de 75 % d’HA cristalline et de 25 % de TCP amorphe produit un ratio Ca:P de 1,6, un ratio qui fournit un excellent équilibre entre résistance mécanique et biorésorption.53 La microstructure physique d’un BCP peut être le facteur le plus important de contrôle de l’ostéoconductivité de la structure. L’architecture de la structure contrôle la quantité et la forme des surfaces du substratum disponibles pour la colonisation cellulaire. La production d’os commence toujours sur la surface de la céramique puis se poursuit à travers le système des pores vers le centre de la structure.54 Il est intéressant de noter que ce modèle de formation centripète de l’os est identique à l’apposition d’os qui se produit pendant l’ostéogenèse de distraction mandibulaire.55 La porosité fait référence à la dimension des pores, ou ouvertures, dans la céramique. La porosité d’une structure influence l’infiltration fibrovasculaire et, à son tour, détermine l’importance de la croissance osseuse vers l’intérieur. Par exemple, des études ont montré que des pores de dimensions inférieures à 15 à 50 lm aboutissent à une invasion par du tissu fibreux, des pores entre 50 et 150 lm favorisent la formation ostéoïde, et des pores de dimension supérieure à 150 lm favorisent la formation d’os minéralisé.57 De nos jours, la dimension optimale des pores est considérée être entre 150 et 500 lm.56,57 L’interconnectivité décrit la continuité des pores (c’est-à-dire l’interconnexion des pores communiquant comme des labyrinthes continus sans impasses). L’interconnectivité des pores améliore la croissance de l’os vers l’intérieur et la liaison des structures avec les tissus par rapport aux structures contenant des culs-de-sac ou impasses.54,58,59 Ainsi, les propriétés physiques et spatiales d’une structure aident à déterminer l’efficacité avec laquelle l’os nouveau est formé.
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Les céramiques de phosphate de calcium (CPCs) ont été utilisées par exemple dans une grande gamme de modèles animaux et des essais cliniques pour des efforts de cisaillement allant de modérés à faibles.54,60 Par exemple, les chirurgiens ont utilisé les CPCs pour reconstruire le bord orbitaire, et des defects de la voûte crânienne, des defects de furcation molaire mandibulaire de classe III, des rebords maxillaires et mandibulaires, la partie antérieure de la base du crâne, et les osselets de l’oreille interne.61–69 Les CPCs macro- et microstructurés ont bien fonctionné, mais les chercheurs doivent apprendre à utiliser la géométrie interne de la structure et les propriétés du matériau pour contrôler la réponse cellulaire et l’induction des tissus. Finalement, en apprenant à contrôler les nanostructures et les matériaux de la matrice extracellulaire endogènes (par exemple, hyaluronane, collagène IV, laminine, fibronectine et sulfate d’héparine), nous pourrons produire des matériaux de structure qui fournissent non seulement un support mécanique, mais auront aussi la capacité de guider optimalement la croissance locale interne du tissu avant résorption complète.34
Système de plaques et vis biodégradables Originairement, les plaques et vis étaient en acier inoxydable, mais la corrosion a été à l’origine de réactions à corps étranger sévères et d’échec de l’implant. Aujourd’hui, la plupart des systèmes métalliques sont en titane ou en cobalt chrome (Vitallium ; Howmedica, Rutherford, NJ). Ces nouveaux métaux sont compatibles avec les tissus, résistent à la corrosion, et sont chimiquement inertes.70,71 Malheureusement, les systèmes de fixation métallique sont infraoptimaux en ce qu’ils ont tendance à accentuer les redistributions ou réallocations des contraintes à l’os, la diffusion des rayons X sur les radiographies, les dévascularisations secondaires, les difformités de contour (en particulier dans le squelette craniofacial supérieur), la gêne de la croissance, et la migration intracrânienne.72–82 Pour éviter ces complications, les systèmes d’ostéofixation biorésorbables ont été conçus pour faciliter la guérison des fractures. Les appareillages d’ostéofixation biorésorbables ont été utilisés avec succès sur le système squelettique axial et des membres. Par exemple, dans les ostéotomies mandibulaires du mouton, la fixation par des plaques de poly-L-lactide autorenforcées a mené à la guérison de l’os avec des résultats comparables à ceux des fixations par plaques métalliques.83 De même, les polymères à base d’alphahydroxy et leurs variantes ont été utilisés avec succès comme appareillages de fixation interne des frac-
588 tures des os longs chez l’homme.84 Les systèmes d’ostéofixation orthopédiques biorésorbables ont été introduits au milieu des années 1980.85 En 1996, la FDA a approuvé le premier système biorésorbable de fixation spécifique cranio-maxillo-facial (LactoSorb, Walter Lorenz Co., W Lorenz Surgical/ Biomet, Jacksonville, FL). Depuis lors, plus de 30 000 fractures craniofaciales ont été stabilisées avec des produits biorésorbables.41 Outre les applications aux fractures corticales externes standards, les produits biorésorbables ont ouvert la voie à d’autres procédures chirurgicales, telles que la fixation endocrânienne ou intraosseuse.45,86,87 Récemment, les chercheurs ont commencé à utiliser des appareillages d’ostéofixation biorésorbables pour délivrer des facteurs thérapeutiques. Par exemple, des scientifiques ont ajouté du verre bioactif dans des structures en copolymère PL88 DLLA. Les verres bioactifs sont des substances ostéoconductrices qui forment des liaisons chimiques avec l’os, en améliorant de cette façon la relation entre l’os et l’appareillage et guidant l’invasion du tissu osseux dans le verre au fur et à mesure qu’il se dégrade.89–91 D’autres chercheurs ont rajouté divers composés dont des agents chimiothérapiques, des antibiotiques, des facteurs de croissance, et de l’ADN plasmidique aux polymères biodégradables, utilisant la structure comme un véhicule spécifique du tissu. Les facteurs sont alors libérés dans l’environnement local lorsque la structure est dégradée.45,92–104 En association, de telles modifications ostéo-inductives des appareillages de fixation biorésorbables peuvent apporter un avantage appréciable au processus local de réparation de la fracture ; cependant, des études devront démontrer que les modifications sont suffisamment intenses pour être cliniquement efficaces sans considérablement modifier la résistance aux efforts de torsion et flexion/rupture.
Conclusion Il y a seulement 30 ans, le concept d’un matériau qui ne serait pas rejeté par l’organisme paraissait inimaginable.105 Actuellement, une multitude de polymères naturels et synthétiques biodégradables est disponible ou le sera bientôt pour les chirurgiens plasticiens, permettant d’améliorer la reconstruction des defects osseux ou cutanés. Des biomatériaux de troisième génération sont actuellement en cours de développement pour diriger précisément les réponses cellulaires à un niveau moléculaire et accélérer la cicatrisation d’une plaie ou la réossification.105 Ces nouveaux implants de biomatériaux associeront vraisemblablement
S.M. Warren et al. des stratégies basées sur les gènes et les cellules pour contrôler directement l’évolution des tissus environnants et favoriser la cicatrisation des plaies ou l’ostéogenèse. Des biomatériaux dégradables ont été utilisés comme véhicules d’antibiotiques, de protéines recombinantes telles que les « bone morphogenic proteins », et de l’ADN plasmidique.100–104 Dans un avenir proche, des structures biodégradables seront construites avec des cellules génétiquement modifiées capables de favoriser la réparation de la peau et de l’os et de guider l’induction d’organes entiers complexes et des remplacements tissulaires. Ces nouveaux outils pourront un jour permettre aux chirurgiens plasticiens d’accomplir des résultats fonctionnels et esthétiques qui surpasseront l’actuel « étalon-or » des tissus autologues transplantés.
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