Brevet FR3006195A1 — publié le 20141205

L'invention concerne un matériau d'implant pour le comblement de défauts osseux, la régénération osseuse et l'ingénierie tissulaire, un implant comprenant ce matériau, les procédés de fabrication d'un tel implant ainsi qu'un procédé de fabrication d'un matériau hybride. Le vieillissement global de la population et les troubles du système ostéo-articulaire qui l'accompagnent rendent nécessaire le développement de matériaux de substitution des tissus osseux de haute performance. 18 milliards d'euros de frais de santé sont en effet dépensés chaque année en France pour les maladies du système ostéoarticulaire et dentaires, les troubles musculo-squelettiques sont les pathologies professionnelles les plus répandues dans les pays industrialisés, tandis que l'ostéoporose se développe chez les patients âgés ; ces faits dessinent les contours d'un enjeu sociétal et économique majeur et expliquent la demande croissante en biomatériaux, implants à durée de vie accrue capables de combler les pertes osseuses. Le recours aux greffes étant limité, et les matériaux d'origine animale pouvant poser des problèmes de biocompatibilité ou des risques d'infection, les efforts de recherche visent à élaborer des biomatériaux synthétiques capables de promouvoir la régénération osseuse. On parle dans ce cas d'implants bioactifs : le matériau implanté n'est pas simplement destiné à combler de manière passive une perte osseuse en restant le plus inerte possible, mais au contraire il doit stimuler et participer activement au mécanisme de régénération osseuse. Ceci est particulièrement important dans le cas de larges défauts osseux, pour lesquels le mécanisme d' autoréparation ne fonctionne plus. Actuellement les principaux matériaux bioactifs utilisés comme substituts osseux sont les « céramiques » bioactives, telles que les phosphates de calcium, et les verres bioactifs. Les premières céramiques bioactives ont été développées par Li. Hench (L.L. Hench et al., J. Biomecl. Mater. Res. 1971, 2, 117-141 ; Li. Hench et al., J. Biomed. Mater. Res. 1973, 7, 25-42). Les premiers verres bioactifs ont été préparés à partir de Si02, de P205, 30 de CaO et de Na20. Les oxydes de silicium et de phosphore sont des formateurs de réseau qui participent à la cohésion du réseau vitreux. Les alcalins et alcalin° terreux comme le sodium et le calcium ne présentent pas cette capacité et viennent modifier le réseau vitreux en y introduisant des ruptures de chaines qui sont à l'origine de la faible température de fusion de ces verres associée à un désordre structural accru. Leur présence a pour conséquence une plus grande réactivité des verres bioactifs à travers notamment leur corrosion dans un environnement aqueux. Cette réactivité permet la foimation d'hydroxyapatite en milieu physiologique et favorise donc la reconstruction osseuse. Le bioverre qui a été le plus étudié est un verre sodo-silico-phosphocalcique dit Bioglass® ou Bioverre de Hench. Sa composition de base est 45% Si02 24,5% CaO - 24,5% Na20 - 6% P205, en masse par rapport à la masse totale de la composition. Les propriétés bioactives remarquables de ce matériau ne sont plus à démontrer. Le Bioglasse reste à l'heure actuelle un des matériaux bioactifs (induisant une réponse spécifique des cellules) les plus intéressants. De nombreux développements ont été fait dans le domaine des verres bioactifs depuis leur découverte (M. Vallet-Regi et ai,, Eur. I. Inorg. Chem. 2003, 10291042), tels que l'incorporation de différents atomes ou l'incorporation de principes actifs. Les compositions des verres bioactifs ont été optimisées de façon à favoriser la prolifération des ostéoblastes et la formation de tissus osseux (WO 02/04606). L'incorporation d'argent a été proposée notamment pour conférer des propriétés antibactériennes aux verres bioactifs (WO 00/76486). La demande WO 2009/027594 décrit, elle, un verre bioactif dans lequel le strontium est introduit en des quantités comprises entre 0,1 à 10% du poids total du verre bioactif. Ces matériaux bioactifs présentent comme caractéristique d'être tout à la fois biocompatibles, capables de se lier spontanément aux tissus osseux, de promouvoir l'adhésion des cellules osseuses et, enfin d'être biorésorbables, étant progressivement 25 remplacés par du tissu osseux néoformé à mesure que la repousse osseuse avance. Cependant, malgré cet ensemble de caractéristiques très satisfaisantes, la fragilité de ces matériaux en limite les applications : en effet, bien que leur rigidité soit souvent supérieure à celles de l'os, leur manque de souplesse et de ténacité font que les matériaux bioactifs ne peuvent être implantés en des sites mécaniquement chargés. 30 Pour pallier ce défaut, une solution ingénieuse est de s'inspirer de la structure particulière du tissu osseux. Complexe, celle-ci consiste principalement en une trame composite mêlant intimement une phase inorganique, le minéral osseux constitué de cristaux d'apatite (phosphate de calcium résorbable), à une phase organique, qui est majoritairement du collagène. De manière remarquable, une telle structure composite associe la rigidité initiale de la partie inorganique à la ténacité et à la souplesse naturelle des fibres de collagène. Pour obtenir des implants aux propriétés mécaniques proches du tissu osseux, une stratégie consiste donc à combiner matériaux bioactifs et polymères biodégradables au sein d'une même matrice composite ou hybride. Pour le comblement de larges défauts osseux, les implants doivent avoir, en plus des caractéristiques précédentes, une morphologie spécifique : celle-ci s'inspire de l'os trabéculaire, à savoir une structure hautement poreuse constituée d'un réseau tridimensionnel de macropores interconnectés de plusieurs centaines de microns. En effet, dans le cas de larges défauts osseux, les cellules de l'os ont besoin d'une matrice "support" extracellulaire capable de guider et de stimuler l'adhésion, la prolifération, la différentiation cellulaire, tout en étant compatible avec les processus de vascularisation et d'invasion tissulaire. Une telle structure macroporeuse est également requise pour les nouvelles applications envisagées en ingénierie tissulaire : il s'agit, à partir de cellules prélevées chez le patient, de fabriquer en laboratoire du tissu osseux nouveau que l'on pourra ré-implanter a posteriori chez le patient. Pour être conduite de façon optimale, cette culture de tissu doit là aussi reposer sur des supports tridimensionnels poreux permettant une bonne adhésion cellulaire, la différentiation en cellules matures ainsi que la fabrication du tissu et en particulier la biominéralisation. En résumé, si de nombreux matériaux et formulations ont été développés pour le comblement des pertes osseuses, aucun ne répond totalement au cahier des charges décrivant l'implant idéal, à savoir : - être biocompatible ; - être bioactif : induire spontanément la formation d'un lien interfacial fort avec les tissus osseux, promouvoir l'adhésion et l'activité cellulaire ; - être biorésorbable ; - avoir une morphologie adéquate basée sur une matrice tridimensionnelle de macropores interconnectés ; - avoir une bonne tenue mécanique ; - être dérivé d'un procédé de fabrication permettant une mise en forme facile et suffisamment souple pour s'adapter à de nombreuses géométries de défauts. Par morphologie adéquate basée sur une matrice tridimensionnelle de macropores interconnectés, on entend que la taille, la forme et la distribution des pores ainsi que la taille des interconnexions entre ces pores doivent être contrôlées. L'invention a pour but de proposer un matériau qui répond parfaitement à tous ces critères et qui peut être fabriqué par un procédé qui permet la réalisation d'architectures poreuses composées d'une partie inorganique et d'une partie organique, en particulier sous forme de matériau hybride, au contraire des procédés de l'art antérieur. A cet effet, l'invention propose un matériau d'implant pour le comblement de défauts osseux, la régénération osseuse et l'ingénierie tissulaire, caractérisé en ce qu'il comprend : - un verre bio actif M à base de Si02 et CaO, optionnellement contenant P205 et/ou optionnellement dopé au strontium, et e un polymère biodégradable P soluble en milieu aqueux choisi parmi : - les polysaccharides biorésorbables, de préférence choisis parmi le dextran, l'acide hyaluronique, l'agar, le chitosane, l'acide alginique, l'alginate de sodium ou de potassium, le galactomannane, le carraghénane, la pectine ; - les polyesters biorésorbables, de préférence l'alcool polyvinylique; ou - les polymères synthétiques biodégradables, de préférence un polyéthylène glycol, et - les protéines, de préférence la gélatine, et en ce que il consiste en une matrice comprenant au moins le polymère biodégradable P, cette matrice ayant des pores ayant la forme de sphères ou de polyèdres sphériques s'inscrivant dans une sphère, le diamètre des sphères étant compris entre 200 et 800 ;lm, bornes incluses, l'écart entre le diamètre de la sphère la plus petite ou la plus grande étant au plus de 30%, par rapport au diamètre moyen arithmétique de l'ensemble des sphères de l'implant et les interconnexions entre les pores ayant leur plus petite dimension comprise entre 25 Ftm et 250 ktrn, bornes incluses. Dans un premier mode de réalisation du matériau de l'invention, la matrice consiste en un matériau composite formé du verre bioactif M et du polymère biodégradable P. Dans un second mode de réalisation du matériau de l'invention, la 5 matrice consiste en un matériau hybride formé du verre bioactif M et du polymère biodégradable P. Dans un troisième mode de réalisation du matériau de l'invention, la matrice consiste en le polymère biodégradable P, cette matrice étant recouverte du verre bioactif M. 0 L'invention propose également un implant pour le comblement de défauts osseux, la régénération osseuse et l'ingénierie tissulaire, caractérisé en ce qu'il comprend un matériau selon l'invention. L'invention propose aussi un procédé de fabrication d'un implant pour le comblement de défauts osseux, la régénération osseuse et l'ingénierie tissulaire, en le 15 matériau selon l'invention dont la matrice est en un matériau composite ou hybride, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes suivantes : a) sélection d'un verre bioactif M à base de Si02 et CaO, contenant optionnellement P205 et/ou optionnellement dopé au strontium, b) sélection d'un polymère biodégradable P qui est soluble dans un 20 milieu aqueux et insoluble dans au moins un solvant organique S, c) sélection de microsphères d'un agent porogène A ayant des diamètres et des tailles correspondant aux diamètres et tailles recherchés des pores dans le matériau constituant l'implant à fabriquer, cet agent porogène A étant : - en un polymère insoluble dans un milieu aqueux et soluble dans le au 25 moins un solvant organique S, le au moins un solvant organique S dans lequel le matériau du polymère biodégradable P est insoluble et le au moins un solvant organique S dans lequel le matériau de l'agent porogène A est soluble étant identiques, d) introduction des microsphères de l'agent porogène A dans un moule 30 ayant la forme et la taille recherchées pour l'implant, ces microsphères formant un empilement correspondant à la forme et à la taille des pores à obtenir dans le matériau d'implant, e) introduction du verre bioactif M dans le moule, f) introduction du polymère biodégradable P dans le moule et homogénéisation du mélange, g) gélification du mélange contenu dans le moule après l'étape f), h) démoulage du mélange obtenu à l'étape g), i) élimination des microsphères d'agent porogène A par lavage avec le solvant organique S. Dans une première variante du procédé de l'invention, l'étape e) et/ou l'étape f) est (sont) mise(s) en oeuvre avant l'étape d). Dans une seconde variante du procédé de l'invention, les étapes e) et f) sont mises en oeuvres simultanément. Dans une troisième variante du procédé de l'invention, les étapes d) et e) et f) sont mises en oeuvres simultanément. Dans un premier mode de mise en oeuvre du procédé de l'invention, à l'étape e) le verre bioactif M et le polymère biodégradable P sont mélangés ensemble avant l'introduction dans le moule, ce par quoi on obtient un implant en un matériau composite. Dans un second mode de mise en oeuvre, le procédé de l'invention comprend, avant l'étape e), une étape d'introduction du polymère biodégradable P dans les précurseurs alcoxydes du verre bioactif M, ce par quoi on forme un sol qui est introduit dans le moule. Le matériau hybride est obtenu par polymérisation sol-gel de la phase inorganique et gélification du sol à une température comprise entre 0°C et 60°C. Le procédé selon l'invention peut, de plus, comprendre une étape j) de réticulation du matériau obtenu à l'étape i). L'invention propose encore un procédé de fabrication d'implant pour le comblement de défauts osseux, la régénération osseuse et l'ingénierie tissulaire de l'os en un matériau selon l'invention dans lequel la matrice est en le polymère biodégradable P, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes suivantes : al) sélection d'un verre bioactif M à base de Si02 et CaO, contenant optionnellement P205 et/ou optionnellernent dopé au strontium, b 1) sélection d'un polymère biodégradable P qui est soluble dans un milieu aqueux et insoluble dans au moins un solvant organique S, el) sélection de microsphères d'un agent porogène A ayant des diamètres et des tailles correspondants aux diamètres et tailles recherchés des pores dans un matériau d'implant, le matériau de cet agent porogène A étant un polymère insoluble dans un milieu aqueux et soluble dans le au moins un solvant organique S, le au moins un solvant organique S dans lequel le polymère biodégradable P est insoluble et le au moins un solvant organique S dans lequel le matériau de l'agent porogène A est soluble étant identiques, dl) introduction des microsphères de l'agent porogène A dans un moule ayant la forme et la taille recherchées, ces microsphères formant un empilement correspondant à la forme et à la taille des pores à obtenir, el) introduction du polymère biodégradable P dans le moule, fi) gélification du mélange obtenu à l'étape el) dans le moule, gl) démoulage du mélange obtenu à l'étape fi), hl) élimination de l'agent porogène A pax lavage avec le au moins un solvant organique S, il) réticulation du mélange obtenu à l'étape gl), j 1) revêtement du mélange obtenu à l'étape hi) avec le verre bioactif M. Dans ce procédé selon l'invention, l'étape il) peut être mise en oeuvre par imprégnation du mélange obtenu à l'étape hl) avec une suspension, dans un solvant, contenant des particules du verre bioactif M, et évaporation du solvant, ou par immersion du mélange obtenu à l'étape hl) dans un sol contenant les précurseurs alcoxydes du verre bioactif M, suivie d'une étape de polymérisation sol-gel du matériau imprégné. De préférence, dans les procédés de l'invention, le polymère biodégradable P est choisi parmi : - les polymères biodégradables solubles dans un milieu aqueux et insolubles dans au moins un solvant organique S choisis parmi : - les polysaccharides biorésorbables, de préférence choisis parmi le dextran, l'acide hyaluronique, l'agar, le chitosane, l'acide alginique, l'alginate de sodium ou de potassium, le galactomannane, le carraghénane, la pectine, - les polyesters biorésorbables de préférence l'alcool polyvinylique; ou - les polymères synthétiques biodégradables, de préférence un polyéthylène glycol, ou - les protéines, de préférence la gélatine, et en ce que le matériau de l'agent porogène A est choisi parmi les polymères biodégradables insolubles dans un milieu aqueux et solubles dans le au moins un solvant organique S, de préférence choisi parmi les polyméthacrylates d'alkyle en C1 à C4, de préférence le polyméthacrylate de méthyle ou le polyméthacrylate de butyle, le polyuréthane, l'acide polyglycolique, les différentes formes d'acides polylactiques, les copolymères d'acides lactique-coglycoliques, le polyeaprolactone, le polypropylène fumarate, la paraffine et le naphtalène Toujours de préférence, dans les procédés selon l'invention, le rapport en poids polymère biodégradable P/ verre bioactif M est compris entre 20/80 et 80/20. Encore de préférence, dans les procédés selon l'invention, le verre bioactif M est un verre à base de Si02 et de CaO, le polymère biodégradable P est la gélatine, le matériau des microsphères de l'agent porogène A est le polyméthacrylate de méthyle et le solvant organique S est l'acétone. A nouveau de préférence, les procédés selon l'invention, comprennent de plus une étape d'introduction d'un agent de couplage, de préférence un composé organoalkoxysilane, plus préférablement du glycidoxypropylméthoxysilane (GPTMS) à l'étape f) ou à l'étape el). Encore de préférence, les procédés selon l'invention comprennent de plus une étape d'augmentation de la taille des interconnexions entre pores, mise en oeuvre après l'étape d) ou l'étape dl), et avant l'étape e) ou l'étape el), respectivement par infiltration d'un solvant du matériau de l'agent porogène A dans l'empilement des microsphères d'agent porogène A et/ou par chauffage de cet empilement. L'invention propose enfin un procédé de fabrication d'un matériau hybride par voie sol-gel comprenant une phase organique, le polymère biodégradable P, et une phase inorganique, dont la composition est semblable à un verre bioactif M, à base de Si02 et de CaO et contenant optionnellement du P205 et/ou optionnellement dopés au strontium caractérisé en ce qu'il comprend les étapes suivantes : A) préparation d'un sol des précurseurs aleoxydes d'un verre bio actif M à base de Si02 et de CaO, contenant optionnellement P205 et/ou optionnellement dopés au strontium, B) ajout d'une solution contenant le polymère biodégradable P dissous dans son solvant, dans le sol de l'étape A), C) polymérisation sol-gel des précurseurs alcoxydes et gélification du mélange obtenu à l'étape B) à une température comprise entre 0°C et 60°C, sous air. L'invention sera mieux comprise et d'autres caractéristiques et avantages de celle-ci apparaîtront plus clairement à la lecture de la description explicative qui suit et qui est faite en référence aux figures annexées dans lesquelles : - la figure 1 représente une vue en coupe prise au microscope électronique à balayage d'un implant de l'invention fabriquée à partir d'un matériau composite, à un grandissement de x100, - la figure 2 est une représentation schématique du matériau d'implant selon l'invention, - la figure 3 représente une photographie prise au microscope électronique à balayage d'un implant de l'invention dont la matrice est constituée de gélatine recouverte d'un verre bioactif, à un grandissement de x100, - la figure 4 représente une photographie prise au microscope électronique à balayage, à un grandissement de x50 d'une coupe d'un matériau d'implant de l'art antérieur préparé par un procédé de lyophilisation, décrit dans Kim et al. "Hydroxyapatite and gelatin composite foams processed via novel freeze-drying and crosslinking for use as temporary hard tissue scaffolds" J Biomed Mater Res 72A: 136145, 2005 - la figure 5 représente une photographie prise au microscope électronique à balayage à un grandissement de x200, d'un matériau d'implant de l'art antérieur préparé par un procédé de séparation de phases induite thermiquetnent, décrit dans Blaker et al. "Mechanical properties of highly porous PDLLA/Bioglass® composite foams as scaffolds for bone tissue engineering" Acta Biomater 2005, 1, 643-52, - la figure 6 représente une photographie prise au microscope électronique à balayage à un grandissement de x50, d'un matériau d'implant hybride de rapport massique gélatine/verre 70/30, obtenu par le procédé de l'invention comprenant une étape d'augmentation de la taille des interconnexions entre pores par infiltration avec un mélange acétone-éthanol à 30% en volume d'acétone, par rapport au volume total du mélange pendant 5 minutes par infiltration avec le mélange dans l'empilement des microsphères d'agent porogène, seul, - la figure 7 est une photographie prise au microscope électronique à balayage à un grandissement de x50 du même matériau d'implant selon l'invention que représenté en figure 6 mais après infiltration avec un mélange acétone-éthanol à 30% en volume d'acétone, par rapport au volume total du mélange, pendant 15 minutes, avec le mélange dans l'empilement des microsphères d'agent porogène, seul, - la figure 8 est une photographie prise au microscope électronique à balayage à un grandissement de X 50 du matériau représenté en figure 6 et en figure 7 obtenu par le procédé de l'invention après augmentation de la taille des interconnexions entre pores par infiltration du mélange acétone-éthanol à 30% en volume d'acétone, par rapport au volume total du mélange, pendant 30 minutes, avec le mélange dans l'empilement des microsphères d'agent porogène, seul, - la figure 9 est une courbe représentant l'augmentation de la taille des interconnexions entre pores par infiltration avec un mélange acétone-éthanol à 30% en volume d'acétone, par rapport au volume total du mélange, en fonction de ce temps d'infiltration, - la figure 10 est une photographie prise au microscope électronique à balayage à un grandissement de x100 d'un matériau d'implant hybride constitué de 70% de gélatine et 30 % de verre, en masse, selon l'invention obtenu par le procédé de l'invention après augmentation de la taille des interconnexions des pores par chauffage de l'empilement des microsphères d'agent porogène, seul, à 125°C pendant 15 minutes, sous air, - la figure 11 est une photographie prise au microscope électronique à balayage à un grandissement de x100 du matériau d'implant représenté en figure 10 mais après augmentation de la taille des interconnexions de pores par chauffage à 125°C pendant 1 heure de l'empilement de microsphères d'agent porogène, seul, avant infiltration avec le matériau hybride constitué de 70% de gélatine et 30 % de verre, en masse, - la figure 12 est une photographie prise au microscope électronique à balayage à un grandissement de x100 de la même composition de matériau d'implant selon l'invention que représenté en figure 10 et 11, obtenu par le procédé de l'invention après augmentation de la taille des interconnexions de pores par chauffage à 125°C de l'empilement de microsphères d'agent porogène, seul, pendant 2 heures, - la figure 13 représente la courbe montrant l'évolution de la taille des interconnexions entre pores en fonction du temps de chauffage à 125°C de l'empilement de microsphères d'agent porogène, seul. Dans ce qui précède et ce qui suit, les termes suivants ont les définitions suivantes : "interconnexion(s) entre pores" : ouverture(s) permettant le passage d'un pore à l'autre, - "milieu aqueux" : tout milieu liquide contenant de l'eau, ou eau seule, - "biodégradable" : dégradable dans un liquide physiologique, par exemple une solution saline tamponnée (S13F), "biorésorbable" : éliminable dans un milieu physiologique contenant des cellules biologiques, - "diamètre moyen arithmétique de l'ensemble des pores" : somme des diamètres des pores / nombre de pores. Le matériau d'implant pour le comblement de défauts osseux, la régénération osseuse et l'ingénierie tissulaire sera décrit en relation avec les figures 1 et 2. Comme on le voit en figures I et 2, le matériau d'implant de l'invention comprend une matrice, notée (1) en figures 1 et 2, en un matériau qui comprend une partie organique et une partie inorganique. Ce matériau est biocompatible, bioactif, biorésorbable et comme on le voit sur les figures 1 et 2, il a une morphologie très régulière, en termes de distribution de pores, en termes de forme de pores, au contraire des matériaux de l'art antérieur qui ont une distribution, une taille et une forme de pores anarchiques, comme on peut le voir en figures 3 et 4 qui représentent respectivement des photographies prises au microscope électronique à balayage de matériaux d'implant obtenus par un procédé de lyophilisation (figure 3) et un procédé de séparation de phases induite themiiquement (figure 4). En particulier, ce matériau a des pores en forme de sphères dont le diamètre est identique en tous points ou en forme de polyèdres s'inscrivant dans une telle sphère, les différences entre les diamètres en différents points du polyèdre s'inscrivant dans cette sphère étant d'au plus plus ou moins 15 % du diamètre de la sphère dans laquelle ils s'inscrivent. Les matériaux d'implant de l'invention peuvent avoir des tailles de pores se situant dans un très large intervalle de 200 p.m à 800 pm, bornes incluses, avec un écart entre le diamètre de la sphère la plus petite ou la plus grande étant au plus de 30%, par rapport au diamètre moyen arithmétique de l'ensemble des sphères de l'implant en association avec des interconnexions entre pores dont la plus petite dimension est comprise entre 25 um et 250 itm, bornes incluses. Ainsi, une telle forme et distribution de tailles de pores ainsi que de telles tailles d'interconnexions entre pores sont très favorables à la conduction des cellules, à la repousse osseuse et à l'invasion tissulaire comme cela a été démontré par Karageorgiou et al., "Porosity of 3D biomaterial scaffolds and osteogenesis". Biomaterials 2005, 26, (27), 5474-5491. Cependant, dans le cas de cet article, de telles formes de pores avaient été obtenues sur un implant entièrement en céramique bioactive, c'est-à-dire en un phosphate de calcium (hydroxyapatite). Or, de telles céramiques ont l'inconvénient de ne pas présenter la flexibilité requise pour un implant osseux. Leur procédé de fabrication ne peut pas être appliqué à un matériau comprenant une partie organique, comme celui de l'invention, car il implique une étape de frittage à des températures de l'ordre de 800°C, auxquelles la partie organique se désintègre. De telles distributions de tailles ne sont jamais atteintes dans les matériaux d'implants comprenant une partie organique et une partie inorganique issus des procédés de l'art antérieur pour lesquels les pores ont des tailles généralement bien inférieures à 200 gin avec des interconnexions de tailles bien inférieures. Il existe bien des matériaux d'implants issus des procédés de moussage mais ceux-ci ont alors des distributions de tailles de pores et d'interconnexions très larges, non contrôlées, la porosité pouvant même atteindre le millimètre, ce qui est n'est pas favorable à la tenue mécanique de l'implant. Comme on le verra par la suite, grâce aux procédés de fabrication des implants de l'invention, il est possible de contrôler la dispersion du jeu de tailles de pores et d'interconnexions de la matrice, ce qui n'était pas possible dans les procédés de l'art antérieur où la porosité générée est distribuée de manière aléatoire dans leurs intervalles respectifs. La matrice (1) est constituée d'une phase organique et d'une phase inorganique. La phase inorganique est un verre bioactif M. Les céramiques bioactives et verres bioactifs sont bien connus de l'homme du métier et sont décrits en particulier dans Li. Hench et al., J. Biomed. Mater. Res. 1971, 2, 117-141 ; L.L. Hench et al., J. Biomed. Mater. Res. 1973, 7, 25-42 pour les céramiques bioactives et dans M. Vallet-Regi et al., Eur. J. Inorg, Chem. 2003, 1029-1042 et WO 02/04606, WO 00/76486 et WO 2009/027594, en particulier. Dans l'invention, on utilise uniquement un verre bioactif. La partie organique du matériau d'implant de l'invention est un polymère biodégradable P choisi parmi : - les polysaccharides biorésorbables, de préférence choisis parmi le dextran, l'acide hyaluronique, l'agar, le chitosane, l'acide alginique, l'alginate de sodium ou de potassium, le galactomannane, le carraghénane, la pectine ; - les polyesters biorésorbables, de préférence l'alcool polyvinylique; ou - les polymères synthétiques biodégradables, de préférence un polyéthylène glycol, et - les protéines, de préférence la gélatine. Dans un premier mode de réalisation, la matrice (1) consiste en le verre 25 bioactif M et le polymère biodégradable P qui forment un matériau composite, c'est-à-dire que les deux phases verre bioactif M et polymère biodégradable P coexistent dans l'architecture de la matrice. Mais, la matrice (1) du matériau d'implant de l'invention peut également être constituée du verre bioactif M et du polymère biodégradable P qui forment un 30 matériau hybride, c'est-à-dire formant une seule phase. Dans ce cas, le matériau hybride est obtenu en formant un sol contenant tous les précurseurs alcoxydes du verre bioactif, en ajoutant le polymère biodégradable P dans ce sol et en gélifiant la solution ainsi obtenue par une succession de réactions de polymérisation (polymérisation sol-gel de la phase inorganique) (condensation des alcoxydes). On obtient alors un mélange hybride associant intimement la phase minérale et la phase organique. Le matériau hybride se distingue donc du matériau composite par une intégration intime entre les deux phases organique et inorganique, ces deux phases étant indiscernables (sauf à l'échelle moléculaire) dans le cas d'un mélange hybride. Mais, la matrice (1) peut être fonnée du seul polymère biodégradable P, polymère qui est recouvert du verre bioactif M, par exemple par imprégnation de la matrice (1) en polymère biodégradable P dans une suspension du verre bioactif M ou encore en immergeant la matrice (1) uniquement formée du polymère biodégradable P dans un sol contenant tous les précurseurs du verre bioactif M. Dans les deux cas, la matrice (1) sera ensuite séchée pour permettre le dépôt des particules de verre bioactif M ou la gélification du sol selon le cas. Le matériau d'implant de l'invention est obtenu par un procédé faisant appel à un agent porogène A qui est constitué de microsphères en un polymère soluble dans au moins un solvant organique S dans lequel le polymère biodégradable P n'est, lui, pas soluble. Ainsi, le procédé de l'invention consiste à empiler des microsphères d'agent porogène A en un matériau polymère, différent du polymère biodégradable P, 20 dans un moule ayant la forme et la taille correspondant à la géométrie du défaut osseux à combler ou du défaut où la régénération osseuse est voulue. Ces microsphères d'agent porogène A permettent d'obtenir au final des pores dont la taille et la distribution correspondront en négatif à l'empilement de microsphères d'agent porogène A initialement réalisé. 25 De plus, les pores formés auront la forme de sphères parfaites, c'est-à- dire auront en tous points un diamètre égal ou, pour les plus grands pores, auront la femme d'un polyèdre s'inscrivant dans une sphère ayant en tous points le même diamètre, les différences entre les diamètres en différents points du polyèdre s'inscrivant dans cette sphère étant d'au plus plus ou moins 15 % du diamètre de la sphère dans laquelle ils 30 s'inscrivent. En effet, le matériau destiné à constituer la matrice (1) sera ensuite infiltré dans l'empilement des billes de microsphères d'agents porogènes A, puis solidifié pour pouvoir être démoulé sans changer la forme et la taille de l'empilement de l'implant voulu. L'agent porogène A sera alors éliminé permettant l'obtention du matériau d'implant de l'invention. Comme on le voit, ce procédé n'utilise aucun traitement thermique à haute température pour fritter le verre bioactif M, la seule température nécessaire étant la température d'évaporation du solvant utilisé. Il en est de même pour le cas où la matrice (1) est constituée uniquement du polymère biodégradable P et est ensuite recouvert du verre bioactif M. Comme cela apparaîtra clairement, l'invention réside sur la judicieuse association du choix de trois matériaux : le matériau constituant le polymère biodégradable P, le matériau constituant l'agent porogène A et le solvant organique S de l'agent porogène A qui ne doit pas dissoudre le polymère biodégradable P. Le matériau du polymère biodégradable P qui fait partie du matériau d'implant doit être un polymère bioeompatible. Le matériau de l'agent porogène A, doit être, lui, un matériau, par exemple un polymère, dont le solvant est un non-solvant du polymère biodégradable P. On comprend alors que le choix de l'un des trois éléments du trio "polymère biodégradable P-agent porogène A-solvant organique S du porogène" ne peut se faire indépendamment du choix des autres. Les polymères biodégradables P doivent être solubles dans l'eau et les solutions aqueuses, et insolubles dans au moins un solvant organique S. Parmi les polymères biodégradables P utilisables se trouvent : - les polysaccharides biorésorbables, de préférence choisis parmi le dextran, l'acide hyaluronique, l'agar, le chitosane, l'acide alginique, l'alginate de sodium ou de potassium, le galactomannane, le carraghénane, la pectine ; - les polyesters biorésorbables, de préférence l'alcool polyvinylique; ou - les polymères synthétiques biodégradables, de préférence un polyéthylène glycol, et - les protéines, de préférence la gélatine. Tous ces polymères sont solubles dans l'eau et en milieu aqueux et insoluble dans au moins un solvant organique S. Dans le cas des polyéthylènes glycols, ces polymères sont solubles dans l'eau et dans de nombreux solvants organiques excepté le diéthyl éther et l'hexane. Le matériau constituant l'agent porogène A doit être soluble dans le au moins un solvant organique S dans lequel le polymère biodégradable P est insoluble. Des exemples de tels matériaux sont les polymères biodégradables insolubles dans un milieu aqueux et solubles dans le au moins un solvant organique S, de préférence choisi parmi les polyméthacrylates d'alkyle en C1 à C4, de préférence le polyméthacrylate de méthyle ou le polyméthacrylate de butyle, le polyuréthane, l'acide polyglycolique, les différentes formes d'acides polylactiques, les copolymères d'acides lactique-coglycoliques, le polycaprolactone, le polypropylène fumarate, la paraffine et le naphtalène. Dans tous les cas, le solvant du matériau de l'agent porogène A ne devra pas être un solvant pour le matériau choisi pour servir de polymère biodégradable P. Les solvants organiques S sont en particulier l'acétone, l'éthanol, le 15 chloroforme, le dichlorométhane, l'hexane, le cyclohexane, le benzène, l'éther diéthylique, l'hexafluoroisopropanol. Dans l'invention, de préférence, le polymère biodégradable P sera la gélatine, les microsphères d'agent porogène A seront en polyméthacrylate de méthyle et le solvant S sera l'acétone. 20 Dans les procédés de fabrication de matériau d'implant de l'invention, l'introduction des microsphères dans le moule peut être faite avant l'introduction du verre bioactif M et du polymère biodégradable P. Cependant, il est également possible de d'abord introduire le verre bioactif M et le polymère biodégradable P dans le moule, et d'y verser ensuite les 25 microsphères d'agent porogène Il est encore possible de réaliser un mélange du verre bioactif M, du polymère biodégradable P et des microsphères d'agent porogène A et d'introduire le tout dans le moule. La taille des interconnexions est liée à la taille du point de contact entre 30 sphères porogènes dans l'empilement de sphères réalisé. L'augmentation de la taille des interconnexions générées, à diamètre poreux constant, est possible moyennant l'ajout d'une étape consistant en une fusion partielle des sphères porogènes dans l'empilement initialement réalisé, de manière à augmenter la taille de leur point de contact. Ce fusionnement peut se faire par infiltration d'un solvant du matériau de l'invention sur l'empilement de l'agent porogène A, ou bien par échauffement de l'empilement des microsphères d'agent porogène réalisé, ou bien des deux à la fois, de manière à réaliser la dissolution superficielle des sphères et permettre leur fusionnement partiel. Les figures 6 à 8 montrent l'effet d'augmentation de la taille de ces interconnexions par infiltration d'un mélange acétone-éthanol à 30% en volume d'acétone, par rapport au volume total du mélange, après 15 min, 30 min et 1 heure d'infiltration. Cette infiltration a lieu directement sur l'empilement de microsphères d'agent porogène, avant l'introduction du verre bioactif M et/ou du polymère biodégradable P. La figure 9 représente cet effet d'augmentation sous faune de courbe. Les figures 10 à 12 montrent l'effet d'augmentation de la taille de ces interconnexions par chauffage à 125°C, de l'empilement de microsphères d'agent porogène, avant l'introduction du verre bioactif M et/ou du polymère biodégradable P, pendant 15 min, 1 heure et 2 heures. La figure 13 représente cet effet d'augmentation sous forme de courbe. Afin de mieux faire comprendre l'invention, on va en décrire maintenant, à titre purement illustratif et non limitatif, plusieurs exemples de mise en oeuvre. Exemple 1 : Fabrication d'un implant en un matériau composite gélatine, en tant que polymère biodégradable P, et un verre bioactif constitué de 75% de Si02 et 25% de CaO, en masse, par rapport à la masse totale du verre, en tant que verre bioactif M. La gélatine a été choisie en tant que matériau pour le polymère biodégradable P car c'est un biopolymère naturel, biocompatible, bon marché et facilement disponible. La gélatine est de plus dérivée du collagène naturellement présent dans les os. Elle est d'autre part déjà utilisée dans le cadre d'applications cliniques, pansements, adhésifs et eneapsulations de substances pharmaceutiques. Un verre bioactif a été choisi en raison de sa grande capacité à induire la minéralisation, la possibilité de façonner leurs propriétés texturales et morphologiques (porosité, taille et donc surface spécifique) à l'échelle nanométrique, la grande gamme de compositions bioaetives qu'il est possible de formuler, en y ajoutant par exemple des éléments anti-inflammatoires, ou ostéoinducteurs, et enfin c'est la combinaison de leurs propriétés de bioactivité et de biorésorbabilité qui en font les biomatériaux le plus prometteurs pour la régénération osseuse, notamment par rapport aux phosphates de calcium (céramique bioactive), qui sont en général soit moins bioactifs, soit moins résorbables. Les microsphères sont des microsphères en polyméthacrylate de méthyle. Ce matériau a été choisi car il peut être aisément dissous par de nombreux solvants. De plus, si des résidus de polyméthacrylate de méthyle non éliminés viendraient à subsister dans le matériau d'implant, la bonne biocornpatibilité de ce polymère avec les tissus humains est une bonne garantie que l'implant ne présentera aucun risque de cytotoxicité. L'agent porogène était sous la forme de particules sphériques, à savoir des billes de polyméthacrylate de méthyle. Leurs diamètres peuvent être choisis entre plusieurs dizaines à plusieurs centaines de microns, suivant les applications. La porosité du matériau d'implant de l'invention qui sera finalement obtenu peut être contrôlée sur ces deux points ; premièrement le diamètre des pores qui sera obtenu dépend directement du diamètre des particules porogènes initiales. Il suffit donc d'ajuster la granulométrie des microsphères de polyméthacrylate de méthyle initiales en vue d'obtenir très simplement la porosité désirée. Deuxièmement la taille des interconnexions entre pores dépend directement de la taille de la zone de contact entre les billes polymères dans l'empilement initial. La taille de cette zone de contact peut être modifiée en faisant fusionner entre elles les particules de polymère initiales, au moyen d'un solvant, ou par un traitement thermique préliminaire. Cette procédure a déjà été décrite par Descamps et al,, "Manufacture of macroporous beta- tricalcium phosphate bioceramics". Journal of the European Ceramic Society 2008, 28, (1), 149-157 et "Syrithesis of macroporous beta-tricalcium phosphate with controlled porous architectural". Ceramics International 2008, 34, (5), 1131-1137. Dans cet exemple, le polymère biodégradable et le verre bioactif ont été utilisés pour obtenir une matrice composite. Ainsi, à cet exemple, la première étape consistait à placer dans un moule à la taille et à la forme recherchées pour l'implant, des particules d'agents porogènes constituées de microsphères de polyméthacrylate de méthyle. Dans une deuxième étape, on a introduit la poudre de verre bioactif. La granulométrie de la poudre de verre bioactif joue un rôle important dans l'obtention d'une matrice composite homogène. De préférence, la granulométrie de la poudre de verre bioactif doit être très inférieure à 50 kim. Idéalement, la taille des 10 particules de poudre doit être de l'ordre du micromètre, ou même de l'ordre du nanomètre à quelques centaines de nanomètres. Une telle finesse peut être obtenue au moyen d'un broyeur planétaire à billes par exemple. Dans une troisième étape, la gélatine, préalablement dissoute dans de l'eau tiède, est introduite. Le mélange composite est alors homogénéisé. 15 Dans une quatrième étape, le mélange obtenu à la troisième étape est gélifié pendant plusieurs heures, dans le moule, la déshydratation partielle de la gélatine assurant la prise du mélange. Cette opération est menée à une température comprise entre 0°C et 60°C, inclus, afin de ne pas dégrader la matrice. 20 Dans une cinquième étape, les rnicrosphères d'agent porogène en polyméthacrylate de méthyle sont éliminées par lavage à l'acétone. L'acétone présente plusieurs intérêts : tout d'abord les billes de polyméthacrylate de méthyle sont facilement dissoutes dans l'acétone et la gélatine est, quant à elle, insoluble dans l'acétone. 25 L'acétone permet de plus de poursuivre, si nécessaire, la déshydratation de la gélatine. Enfin, c'est un solvant d'usage très courant, relativement économique, particulièrement disponible, qui ne représente pas de risques sérieux de toxicité. Après plusieurs étapes de lavage, l'empreinte initiale des mierosphères 30 de polyméthacrylate de méthyle est complètement éliminée et le matériau final est obtenu, sous la forme d'un bloc macroporeux bio-composite en verre bioactif/gélatine. La biodégradabilité de ce matériau d'implant en milieu vivant et sa tenue mécanique peuvent de plus être ajustées facilement en réticulant la gélatine lors d'une ultime étape d'immersion dans une solution d'un agent réticulant comme par exemple la génipine, le carbodiimide, le glutaraldéhyde, le formaldéhyde. Cependant, cette étape est optionnelle. Les structures obtenues peuvent être lavées sans aucun dommage dans des bains d'éthanol, afin d'éliminer d'éventuels résidus indésirables, tels que des chlorures, de l'acétone, etc. A cet exemple, on a obtenu un matériau d'implant comprenant 60 % en 10 masse de verre bio actif et 40 % en masse de gélatine, par rapport à la masse totale de 1 ' implant. Exemple 2 : Fabrication d'un matériau d'implant selon l'invention avec une matrice en matériau hybride. On a débuté par l'étape d'empilement des microsphères d'agent 15 porogène polyméthacrylate de méthyle dans un moule ayant la géométrie recherchée pour Dans une deuxième étape le mélange hybride a été versé dans le moule contenant l'empilement de billes. Une centrifugation ou une infiltration sous pression ou une infiltration 20 sous vide peuvent être utilisées pour aider le mélange hybride à remplir les interstices entre les microsphères de polyméthacrylate de méthyle. Le matériau hybride a été obtenu par un procédé sol-gel. Dans ce procédé, un sol contenant tous les précurseurs alcoxydes du verre bio actif est amené à gélifier par une succession de réactions de polymérisation. 25 Dans le cas du présent exemple, la gélatine (le polymère biodégradable P) a été ajoutée avant gélification du sol, de manière à obtenir un mélange hybride. Pour la réalisation de matériau hybride, une difficulté majeure est que les traitements thermiques à haute et moyenne température, c'est-à-dire supérieurs à 150°C sont à proscrire. 30 Or, dans les procédés décrits dans l'art antérieur et notamment dans Lin, S. et al., "Nanostructure evolution and calcium distribution in sol-gel derived bioactive glass". Journal of Materials Chemistry 2009, 19, (9), 1276-1282, ces traitements thermiques sont indispensables pour l'obtention d'un réseau vitreux homogène, notamment pour l'incorporation du calcium au sein du réseau silicate. L'utilisation d'un précurseur alcoxyde pour le calcium permet l'incorporation du calcium dans la phase inorganique sans traitement thermique. Cependant la très grande réactivité des alcoxydes de calcium vis-à-vis des réactions d'hydrolyse/condensation en présence d'eau font que le sol obtenu est très instable, la polymérisation sol-gel ayant lieu extrêmement rapidement, ce qui a rendu impossible jusqu'à ce jour sa manipulation en vue de réaliser un implant poreux et n'a pas permis non plus une bonne incorporation du calcium dans le réseau silicate. Ainsi, les inventeurs ont découvert qu'en limitant au maximum l'introduction d'eau dans le sol et en utilisant un précurseur alcoxyde différent de celui utilisé dans la littérature (Ramila A. et al., "Synthesis routes for bioactive sol-gel glasses : alkoxides versus nitrates". Chemistry of Materials 2002, 14, (12), 542-548) (à savoir le méthoxyethoxyde de calcium), il est possible d'augmenter grandement la stabilité du sol. Les réactions d'hydrolyse/condensation sont alors suffisamment lentes pour permettre une incorporation homogène du calcium dans le réseau silicate, tout en restant suffisamment rapides pour permettre la polymérisation de la phase inorganique. Dans l'exemple, les précurseurs alcoxydes de silicium et calcium sont mélangés ensemble dans une solution alcoolique légèrement acidifiée. De préférence, les précurseurs alcoxydes sont le tétraéthoxysilane et l'éthoxyde de calcium. Ensuite la gélatine préalablement dissoute est ensuite ajoutée à ce mélange pour l'obtention d'un sol hybride. Les seuls apports d'eau se font par l'intermédiaire de l'acide et de la solution de gélatine : ceci est suffisant pour permettre les réactions d'hydrolyse/condensation tout en les limitant fortement de manière à avoir un sol stable et manipulable entre quelques minutes et quelques heures suivant les proportions des réactifs. Le matériau d'implant de l'invention est alors obtenu en appliquant les quatrième et cinquième étapes telles que réalisées à l'exemple 1. Que ce soit lors de l'élaboration du mélange composite ou du mélange hybride, il peut être avantageux d'ajouter un agent couplant au mélange, tel qu'un organo30 alcoxysilane. Par exemple, celui-ci peut être simplement ajouté à la solution aqueuse du polymère biodégradable P, ici la gélatine. Le rôle de l'agent couplant est de fonctionnaliser la gélatine, en vue de permettre l'établissement de liaisons covalentes avec la phase inorganique (réseau silicate du verre bioactif). Dans le cas d'un mélange composite, le couplage permet d'obtenir des particules de verre bioactif liées en surface à la gélatine. Dans le cas d'un mélange hybride, un véritable copolymère organo-minéral est obtenu. L'intérêt est de pouvoir maîtriser à façon la dégradabilité de l'implant composite ou hybride ainsi que sa tenue mécanique, en agissant simplement sur le degré d'affinité entre phases organique et inorganique. Un exemple d'agent couplant utilisé avec succès dans l'invention est le GPTMS (3-glycidoxypropylmethoxysilane), qui est soluble dans une solution aqueuse de 10 gélatine. Exemple 3: Fabrication d'un matériau d'implant à matrice polymère biodégradable P recouverte de verre bioactif. On a procédé comme à l'exemple 2, sauf qu'a la deuxième étape, seule la gélatine a été introduite, et qu'après la cinquième étape l'élimination par lavage des 15 microsphères de polyméthacrylate de méthyle, le polymère biodégradable P, ici la gélatine a été réticulée dans une solution de glutaraldéhyde. Ensuite, la matrice en polymère biodégradable P est immergée dans une suspension du verre bioactif M ou encore immergée dans un sol contenant tous les précurseurs alcoxydes du verre bioactif M. 20 Dans les deux cas, la matrice (1) est ensuite séchée pour permettre le dépôt des particules de verre bioactif M ou la gélification du sol selon le cas. Exemple 4: Evaluation in vitro des implants obtenus aux exemples 1 à3. La bioactivité des matériaux d'implants obtenus aux exemples 1 à 3 a été 25 évaluée in vitro en les immergeant dans une solution physiologique (SBF) ayant une composition ionique identique à celle du plasma sanguin (test IS0-23317). On a alors vérifié la grande bioactivité caractéristique des verres bioactifs utilisés dans les matériaux d'implants : ces matériaux d'implants se révélant très prompts à induire la minéralisation au contact du milieu physiologique : dès I h 30 d'interaction avec le milieu, une partie des ions calcium issus de la matrice vitreuse a migré en surface du composite, où des ions phosphates provenant du milieu physiologique ont été incorporés pour former une couche de phosphate de calcium d'une dizaine de microns d'épaisseur, qui revêt la surface des pores. Ceci constitue la première étape du processus de bioactivité. On a vérifié que par la suite cette couche de phosphate de calcium 5 continue à croître pour former une couche apatitique analogue au minéral osseux. La réticulation de la gélatine n'amoindrit pas la bioactivité de l'implant, mais pelmet d'augmenter sa résistance à la dissolution en milieu physiologique_ On a également noté que le milieu SBF est rapidement (dès 1 jour) épuisé en phosphore, et dans une moindre mesure en calcium, ces éléments étant 10 incorporés en surface des implants et donc retranchés du milieu pour former une couche de phosphate de calcium biomimétique. La réticulation de la gélatine n'altère aucunement la réactivité chimique des implants, mais présente l'avantage de permettre d'ajuster leur biodégradabilité en milieu vivant. 15 Exemple 5: Fabrication d'un matériau hybride par le procédé de l'invention_ Produits utilisés : - Téraéthylorthosilicate TEOS - Ethoxyde de Calcium Ca(0Et)2 20 - 3-glyeidoxypropyltrimethoxysilane GPTMS - HC1 2M et HC1 10mM - Ethanol absolu - Gélatine type B - Acétone 25 Protocole : 1. Remplir un tube en polyéthylène de 32 mm de hauteur et 9 mm de diamètre avec des billes de PMMA sur une hauteur d'environ 10 mm. 2. Mélanger 7,80g de TEOS et 6,39g d'éthanol dans un flacon. 30 3. Agiter pendant 15 min à l'aide d'un agitateur magnétique. 4. Ajouter 1,35mL de HCl à 2M dans le mélange Ethanol + TEOS. 5. Agiter pendant 30 min. 6. Peser 6,39 g d'éthanol dans un autre flacon. 7. Ajouter 1,74g d'éthoxyde de calcium. 8. Agiter 15 min. 9. Ajouter le sol contenant le TEOS à la solution d'éthoxyde de calcium. 10. Agiter au moins 1 heure. 11, Dissoudre 1,26g de gélatine de type B et 0,63g de GPTMS dans 8,74g d'HC110mM dans un bain marie à 60°C. 12. Prélever 3g de sol de bioverre et ajouter 7g de sol de gélatine greffé GPTMS dans un flacon. 13. Agiter quelques minutes, avec un agitateur magnétique. 14. Ajouter le sol hybride sur les billes PMMA, 15. Centrifuger 1 min 16. Laisser gélifier à une température comprise entre 0°C et 60°C, au moins 24 heures 17. Démouler le bloc hybride obtenu. 18. Dissolution des billes PMMA dans un flacon rempli d'acétone en renouvelant l'acétone au bout de 24 heures. Cette opération est à réitérer 2 fois. 19. Récupérer le bloc poreux obtenu et le mettre à sécher à l'étuve à 60°C pendant 24 heures Exemple 6: Préparation d'implants poreux composites avec 60% de bioverre (75 % SiO2- 25% CaO) et 40% de gélatine (')/0 massiques) 1) Synthèse de la poudre de verre par voie sol-gel 13,48 mL d'eau et 13,48 mL d'éthanol sont mélangés à 2,25 mL d'HC1 à 2N puis 13,94 mL de TEOS sont ajoutés. Après 30 minutes d'agitation 5,2637 g de Ca(NO3)2.4H20 sont ajoutés. Le sol est agité pendant 1 heure, mis à l'étude à 60°C dans des conteneurs en téflon pendant 24h puis mis à l'air à 125°C durant 24h. La poudre ainsi obtenue est ensuite calcinée pendant 24 heures à 700°C (chauffage de 25 à 700°C effectué en 2 heures). La poudre est alors broyée pendant 30 minutes puis tamisée pour ne conserver que la fraction inférieure à 50 pm. 2) Préparation du composite De la poudre de gélatine de porc (type A) est ajoutée à de l'eau distillée chauffée à 35°C selon un rapport de 0,1 g/mL d'eau, le mélange est agité pendant 10 minutes. Parallèlement, une quantité de 0,025 g de poudre de verre est mélangée à 0,2 g de billes PMMA. 0,15 inL de solution de gélatine dans l'eau sont alors ajoutés, le mélange obtenu est versé dans un tube dans lequel il est compacté. Après 1 jour de séchage à l'air ambiant, le cylindre de verre + billes + gélatine est sorti du moule et immergé dans de l'acétone pendant 6 heures sous agitation, l'acétone est alors renouvelé et la dissolution est laissée se poursuivre 24 heures, toujours sous agitation. Le bloc composite poreux verre-gélatine obtenu est alors rincé à l'acétone et séché à l'air ambiant. Caractérisation de ta sphéricité des macropores obtenus La voie de synthèse proposée peimet l'obtention de pores sphériques. En effet, en mesurant deux diamètres perpendiculaires pour chaque pore, le rapport du plus petit diamètre sur le plus grand diamètre est en moyenne de 0,9 ± 0,1. Ainsi, il apparaît clairement que grâce aux procédés de l'invention, des implants ayant toutes les propriétés de porosité, en termes de tailles de pores, sphéricité de ces pores, distribution de cette taille des pores dans une très large gamme comprise entre 200 et 800 inn, bornes incluses, avec un écart entre le diamètre de la sphère la plus petite ou la plus grande étant au plus de 30%, par rapport au diamètre moyen arithmétique de l'ensemble des sphères de l'implant, peuvent être obtenus, en association avec des interconnexions entre pores dont la plus petite dimension est comprise entre 25 microns et 250 micromètres inclus, ce qui n'avait jamais été obtenu auparavant. REVENDICATIONS1. Matériau d'implant pour le comblement de défauts osseux, la régénération osseuse et l'ingénierie tissulaire, caractérisé en ce qu'il comprend : - un verre bioactif M à base de Si02 et CaO, optionnellement contenant P205 et/ou optionnellement dopé au strontium, et - un polymère biodégradable P soluble en milieu aqueux choisi parmi : - les polysaccharides biorésorbables, de préférence choisis parmi le dextran, l'acide hyaluronique, l'agar, le chitosane, l'acide alginique, l'alginate de sodium ou de potassium, le galactomannane, le carraghénane, la pectine ; - les polyesters biorésorbables, de préférence l'alcool polyvinylique; ou - les polymères synthétiques biodégradables, de préférence un polyéthylène glycol, et - les protéines, de préférence la gélatine, et en ce que il consiste en une matrice (1) comprenant au moins le polymère biodégradable P, cette matrice ayant des pores (2) ayant la forme de sphères ou de polyèdres sphériques s'inscrivant dans une sphère, le diamètre (3) des sphères étant compris entre 200 et 800 p,m, bornes incluses, avec un écart entre le diamètre de la sphère la plus petite ou la plus grande étant au plus de 30%, par rapport au diamètre moyen arithmétique de l'ensemble des sphères de l'implant et les interconnexions (4) entre les pores ayant leur plus petite dimension comprise entre 251.1m et 250 itm, bornes incluses. 2. Matériau selon la revendication 1, caractérisé en ce que la matrice (1) 25 consiste en un matériau composite formé du verre bioactif M et du polymère biodégradable P. 3. Matériau selon la revendication 1, caractérisé en ce que la matrice (1) consiste en un matériau hybride formé du verre bioactif M et du polymère biodégradable P. 30 4. Matériau selon la revendication 1, caractérisé en ce que la matrice (1) consiste en le polymère biodégradable P, cette matrice étant recouverte du verre bio actif M. 5. Implant pour le comblement de défauts osseux, la régénération osseuse et l'ingénierie tissulaire, caractérisé en ce qu'il comprend un matériau selon l'une quelconque des revendications précédentes. 6. Procédé de fabrication d'un implant pour le comblement de défauts osseux, la régénération osseuse et l'ingénierie tissulaire en le matériau selon l'une quelconque des revendications 1 ou 3, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes suivantes : a) sélection d'un verre bioactif M à base de Si02 et CaO, contenant optionnellement P205 et/ou optionnellement dopé au strontium, b) sélection d'un polymère biodégradable P qui est soluble dans un milieu aqueux et insoluble dans au moins un solvant organique S, c) sélection de microsphères d'un agent porogène A ayant des diamètres et des tailles correspondant aux diamètres et tailles recherchés des pores dans le matériau constituant l'implant à fabriquer, cet agent porogène A étant : - en un polymère insoluble dans un milieu aqueux et soluble dans le au moins un solvant organique S, le au moins un solvant organique S dans lequel le matériau du polymère biodégradable P est insoluble et le au moins un solvant organique S dans lequel le matériau de l'agent porogène A est soluble étant identiques, d) introduction des microsphères de l'agent porogène A dans un moule ayant la forme et la taille recherchées pour l'implant, ces microsphères formant un empilement correspondant à la forme et à la taille des pores à obtenir dans le matériau d'implant, e) introduction du verre bio actif M dans le moule, 0 introduction du polymère biodégradable P dans le moule et homogénéisation du mélange, g) gélification du mélange contenu dans le moule après l'étape 0, h) démoulage du mélange obtenu à l'étape g), i) élimination des microsphères d'agent porogène A par lavage avec le 30 solvant organique S. 7. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que l'étape e) et/ou l'étape 0 est mise en oeuvre avant l'étape d). 8. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que les étapes e) et 0 sont mises en oeuvres simultanément. 9. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que les étapes d) et e) et 0 sont mises en oeuvres simultanément. 10. Procédé selon l'une quelconque des revendications 6 à 9, caractérisé en ce qu'à l'étape e) le verre bioactif M et le polymère biodégradable P sont mélangés ensemble avant l'introduction dans le moule, ce par quoi on obtient un implant en un matériau composite. 11. Procédé selon l'une quelconque des revendications 6 à 10, 10 caractérisé en ce qu'il comprend, avant l'étape e), une étape d'introduction du polymère biodégradable P dans les précurseurs alcoxydes du verre bioactif M, ce par quoi on forme un matériau hybride, puis le matériau hybride est introduit dans le moule. 12. Procédé selon la revendication 11, caractérisé en ce que ladite étape d'introduction du polymère biodégradable P dans les précurseurs alcoxydes du verre 15 bioactif M, pour former un matériau hybride, avant son introduction dans le moule, comprend les étapes suivantes : A) préparation d'un sol des précurseurs alcoxydes d'un verre bioactif M à base de Si02 et de CaO, contenant optionnellement P205 et/ou optionnellement dopé au strontium, 20 B) ajout d'une solution contenant le polymère biodégradable P, dissout dans un solvant, dans le sol de l'étape A), C) polymérisation sol-gel des précurseurs alcoxydes et gélification du mélange obtenu à l'étape B) à une température comprise entre 0°C et 60°C, sous air. 13. Procédé selon l'une quelconque des revendications 6 à 12, 25 caractérisé en ce qu'il comprend de plus une étape j) de réticulation du matériau obtenu à l'étape i). 14. Procédé de fabrication d'implant pour le comblement de défauts osseux, la régénération osseuse et l'ingénierie tissulaire de l'os en un matériau selon la revendication 4, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes suivantes : 30 al) sélection d'un verre bioactif M à base de Si02 et CaO, contenant optionnellement P205 et/ou optionnellement dopé au strontium,bl) sélection d'un polymère biodégradable P qui est soluble dans un milieu aqueux et insoluble dans au moins un solvant organique S, cl) sélection de microsphères d'un agent porogène A ayant des diamètres et des tailles correspondants aux diamètres et tailles recherchés des pores dans 5 un matériau d'implant, le matériau de cet agent porogène A étant un polymère insoluble dans un milieu aqueux et soluble dans le au moins un solvant organique S, le au moins un solvant organique S dans lequel le polymère biodégradable P est insoluble et le au moins un solvant organique S dans lequel le matériau de l'agent porogène A est soluble étant identiques, 10 dl) introduction des microsphères de l'agent porogène A dans un moule ayant la forme et la taille recherchées, ces microsphères formant un empilement correspondant à la forme et à la taille des pores à obtenir, el) introduction du polymère biodégradable P dans le moule, fi) gélification du mélange obtenu à l'étape el) dans le moule, 15 gl) démoulage du mélange obtenu à l'étape fl), hl) élimination de l'agent porogène par lavage avec le au moins un solvant organique S, il) réticulation du mélange obtenu à l'étape gl), jl) revêtement du mélange obtenu à l'étape hl) avec le verre 20 bioactif M. 15. Procédé selon la revendication 14, caractérisé en ce que l'étape il) est mise en oeuvre par imprégnation du mélange obtenu à l'étape il) avec une suspension, dans un solvant, contenant des particules du verre bioactif M, et évaporation du solvant. 16. Procédé selon la revendication 14, caractérisé en ce que l'étape il) 25 est mise en oeuvre par immersion du mélange obtenu à l'étape il) dans un solvant contenant les précurseurs alcoxydes du verre bioactif M, suivie d'une étape de gélification. 17. Procédé selon l'une quelconque des revendications 6 à 16, caractérisé en ce que le polymère biodégradable P est choisi parmi : - les polymères biodégradables solubles dans un milieu aqueux et 30 insolubles dans au moins un solvant organique S choisis parmi :- les polysaccharides biorésorbables, de préférence choisis parmi le dextran, l'acide hyaluronique, l'agar, le chitosane, l'acide alginique, l'alginate de sodium ou de potassium, le galactomannane, le carraghénane, la pectine, - les polyesters biorésorbables de préférence l'alcool polyvinylique; ou - les polymères synthétiques biodégradables, de préférence un polyéthylène glycol, ou - les protéines, de préférence la gélatine, et en ce que le matériau de l'agent porogène A est choisi parmi les polymères biodégradables insolubles dans un milieu aqueux et solubles dans le au moins un solvant organique S, de préférence choisi parmi les polyméthacrylates d'alkyle en C1 à C4, de préférence le polyméthacrylate de méthyle ou le polyméthacrylate de butyle, le polyuréthane, l'acide polyglycolique, les différentes formes d'acides polylactiques, les copolymères d'acides lactique-coglycoliques, le polycaprolactone, le polypropylène fumarate, la paraffine et le naphtalène. 18. Procédé selon l'une quelconque des revendications 6 à 17, caractérisé en ce que le rapport en poids polymère biodégradable P/ verre bioactif M est compris entre 20/80 et 80/20, bornes incluses. 19. Procédé selon l'une quelconque des revendications 6 à 18, caractérisé en ce que le verre bioactif M est un verre à base de Si02 et de CaO, le 20 polymère biodégradable P est la gélatine, le matériau des microsphères d'agent porogène A est le polyméthacrylate de méthyle et le solvant organique S est l'acétone. 20. Procédé selon l'une quelconque des revendications 6 à 19, caractérisé en ce qu'il comprend de plus une étape d'introduction d'un agent de couplage, de préférence un composé organoalkoxysilane, plus préférablement du 25 glycidoxypropylméthoxysilane (GPTMS) à l'étape 0 ou à l'étape el). 21. Procédé selon l'une quelconque des revendications 6 à 20, caractérisé en ce qu'il comprend après l'étape d) ou l'étape dl), et avant l'étape e) ou l'étape el), respectivement, une étape d'agrandissement des interconnexions (4), par infiltration d'un solvant du matériau de l'agent porogène A, dans l'empilement des 30 microsphères d'agent porogène A et/ou par chauffage de cet empilement.