Le traitement des larges défauts osseux demeure un défi non résolu par les sciences biomédicales. L’os naturel possède une capacité régénérative exceptionnelle, mais lorsqu’un défaut (fracture ou altération structurelle), provoqué par un choc traumatique, un cancer, une infection ou une anomalie génétique, excède le double du diamètre de l’os concerné, une intervention chirurgicale accompagnée d’une greffe est nécessaire.

L’ingénierie tissulaire osseuse peine encore à développer la greffe osseuse parfaite. Celle-ci doit allier une affinité pour les cellules osseuses (ostéoconduction), une dégradabilité permettant à la greffe d’être remplacée par de l’os sain au fil du temps, ainsi que des propriétés mécaniques (résistance, rigidité, dissipation d’énergie) équivalentes à celles de l’os naturel. Pour être utilisables en situation clinique, des formes complexes doivent aussi pouvoir être envisagées, afin de permettre au chirurgien d’avoir une approche spécifique au patient. Enfin, les coûts doivent rester attractifs pour intéresser l’industrie et garantir une mise sur le marché rapide.

L’arrivée récente de l’impression 3D a révolutionné beaucoup de domaines, y compris l’ingénierie tissulaire. De nouvelles architectures complexes sont désormais possibles, et la technologie offre également une gamme de matériaux compatibles avec ce mode de fabrication, répondant partiellement au cahier des charges : des polymères comme l’acide polylactique ou le polycaprolactone peuvent être imprimés en des supports ostéconducteurs à la porosité et au rythme de dégradation idéaux. En combinant ces polymères avec des céramiques, comme le phosphate de calcium, les propriétés mécaniques sont améliorées, mais sont encore loin de celles de l’os naturel. C’est ici qu’intervient l’approche biomimétique, visant à identifier et reproduire les éléments structurels clés de l’os naturel pour se rapprocher de ses performances mécaniques.

L’os, un matériau biologique minéralisé exceptionnel

Le matériau osseux est constitué à 70 % d’un minéral, l’hydroxyapatite, responsable de sa rigidité (alors que les biomatériaux créés par l’homme peinent à dépasser 20 % de teneur minérale), et à 30 % d’une matrice polymérique souple, le collagène, brique élémentaire du règne animal. Un faible pourcentage d’autres protéines au rôle mécanique important viennent compléter cette composition. L’os cortical combine des propriétés exceptionnelles, comme sa résistance à la traction, similaire à celle de l’acier, tout en étant cinq fois moins dense. Cette parfaite optimisation est due à l’action simultanée des ostéoblastes, cellules osseuses construisant de l’os dans les zones où la contrainte est forte (en sécrétant des protéines et transportant du minéral), et des ostéoclastes, détruisant l’os là où la contrainte est faible afin de maximiser le rapport résistance-poids. L’organisation structurelle, en plus de la composition, joue donc un rôle prépondérant. Plus particulièrement, on observe dans l’os une architecture remarquablement complexe et hiérarchisée en sept niveaux, comme décrite sur la figure 1. Chacun de ces niveaux possède ses propres mécanismes de renforcement, dont la somme des contributions confère une spectaculaire capacité de dissipation de l’énergie qui freine la propagation des micro-fractures :

• Au premier niveau (figure 1A), se distinguent différents tissus (périoste, endoste, os, moelle osseuse).
• Au second niveau (figure 1B), l’os se divise en la partie corticale, très dense et soumise à de fortes contraintes, et la partie spongieuse, poreuse et légère. L’os spongieux se compose de trabécules dirigées selon les principaux stress biomécaniques.
• Le troisième niveau d’architecture pénètre l’échelle microscopique : les ostéons (figure 1C), structures en oignon (lamelles concentriques) encerclent le réseau artériel. Autour d’eux, une ligne cimentaire, plus minéralisée et donc plus cassante, accumule les dommages et contient les micro-fractures.
• Les lamelles sont le quatrième niveau (figure 1D), et se composent de fibres de collagène arrangées en différentes orientations, dans le but d’améliorer la résistance. Des protéines inter-lamellaires jouent elles aussi le rôle d’interfaces faibles qui gênent la propagation de fractures.
• Au cinquième niveau (figure 1E), la structure de la fibre de collagène se révèle être un assemblage de fibrilles de collagène, comme une corde se divisant en une multitude de fils.
• Ces fibrilles représentent le sixième niveau (figure 1F). Une fibrille est constituée de molécules de collagène piégeant des cristaux d’hydroxyapatite. Ces fibrilles sont déformables, et glissent l’une sur l’autre lors de fortes contraintes mécaniques. Ces fibrilles sont espacées d’un à deux nanomètres, et sont reliées par des protéines formant de faibles liens : l’ostéopontine et l’ostéocalcine. Ces liens se cassent lorsque la déformation l’oblige, mais se reforment. Ces liens sacrificiels, tel le velcro, dissipent à leur tour de l’énergie.
• Similairement, au dernier niveau (figure 1G), la molécule de collagène, structurée en triple hélice et longue d’un millier d’acides aminés, se lie à ses voisines par des liaisons hydrogène pouvant elles aussi se faire et se défaire, amortissant les déplacements moléculaires à l’échelle nanoscopique.