Brevet FR3105792A1 — publié le 20210702

L’invention concerne un matériau biocomposite poreux comprenant une matrice polymérique possédant des pores définis par plusieurs surfaces et du collagène qui recouvre totalement ou partiellement les surfaces des pores et les surfaces externes de la matrice polymérique, le rapport, en poids, du collagène sur la matrice polymérique étant de 20/80 à 40/60. La matrice polymérique du matériau biocomposite poreux comprend un copolymère qui est préparé à partir d’un poly(ε-caprolactone ) diol, d’un poly(lactide-co-glycolide) diol et d’une lysine diisocyanate (LDI). L’invention concerne également un implant qui est mousse poreux, biodégradable, et à biomécanique proche du ménisque normal, avec résistance à la traction, à la pression et à la déchirure, et empêchant les pores de se collaber sous la pression condyle-tibia. Il sert d'échafaudage pour la réparation ou le remplacement du ménisque détruit, indiquée dans l’arthrose terminale grade 3 ou 4 du genou, pour la prévention ou le traitement, par régénération de cartilage, de l’arthrose évoluée du genou, pour éviter la prothèse de genou chez le patient jeune. L'implant de la présente invention est biocompatible ainsi que les produits de dégradation. La présente invention propose également un procédé de fabrication de ces implants biocompatibles Matériau biocomposite collagène/matrice polymérique poreuse et son utilisation comme implant de réparation de lésions méniscales du genou et/ou de prévention ou de traitement de l’arthrose du genou Domaine technique. L’invention a pour objet un matériau biocomposite poreux comprenant une matrice polymérique possédant des pores définis par plusieurs surfaces et du collagène qui recouvre totalement ou partiellement les surfaces des pores et les surfaces externes de la matrice polymérique. L’invention a aussi pour objet un implant de remplacement ou de réparation du ménisque endommagé du genou, comprenant ledit matériau biocomposite poreux. L'invention se rapporte de manière générale au domaine technique des implants chirurgicaux conçus pour réparer ou remplacer le ménisque endommagé du genou, et plus particulièrement, au domaine des matériaux polymères poreux utilisables comme substituts de ménisques. Etat de la technique. Les ménisques, médial et latéral, sont des joints ou tissus fibrocartilages placés entre condyle et tibia, en forme de C et triangulaire en forme de coin en coupe transversale. Ils sont essentiels dans la transmission et répartition des charges (compression, traction). Les lésions méniscales traumatiques ou arthrosiques sont très fréquentes, et du fait de leur faible vascularisation, la cicatrisation spontanée est faible, et une intervention chirurgicale par méniscectomie arthroscopique plus ou moins partielle est le plus souvent nécessaire, malgré l’importance du ménisque, aux résultats cliniques médiocres. Il a été démontré une corrélation directe entre le capital méniscal restant et les lésions du cartilage articulaire (1, 2). Actuellement, il n’y a pas de traitement efficace à long terme pour remplacer une perte importante (plus de 50%) du ménisque. Le traitement par allogreffe de ménisque n’est pas fiable à long terme, avec infiltration cellulaire limitée, disponibilité limitée, problème de préservation et de transmission de maladie. Les progrès de l’ingénierie tissulaire ont abouti à la réalisation de matériaux (ou scaffolds) poreux acellulaires qui sont utiles pour promouvoir la colonisation tissulaire et qui sont utilisables en clinique chirurgicale comme implants de réparation des lésions méniscales. Les deux implants du ménisque les plus connus sont l’implant méniscal à base de collagène de tendon d’Achille bovin Ménaflex ® ou CMI ® (Collagen meniscal implant, Société Stryker) (3) ; et l’implant méniscal à base de mousse de polyuréthane Actifit ® (4). Le présent Demandeur a une importante activité de pose d’implants de ménisque dans l’arthrose grade 4 du genou avec thérapie cellulaire et traitement des lésions mécaniques du genou, avec plusieurs centaines de pose depuis 2012, dans cette indication d’arthrose terminale chez le sujet encore jeune pour éviter la prothèse de genou. L’implant Actifit ® a été utilisé, avec communication des résultats à la SFA de 2017 (14). Cet implant a été retiré du marché en mars 2017 pour des raisons financières mais aussi pour des problèmes des toxicités. L’implant CMI ® a été utilisé dès avril 2017. Cependant, ce types d’implants, surtout le CMI ® , sont fragiles, se déchirant facilement, avec résistance faible à la compression et à la traction, et nécessitant un mur méniscal intact, pour résister aux forces de traction périphérique. Les études rapportent des résultats contradictoires, avec présence inconstantes de tissus fibrocartilages, colonisation incomplète ou absente de tissus fibrocartilages dans les pores des implants extrudés, et surtout pour le CMI ® , implant collabé, partiellement ou totalement résorbé, poursuite du processus arthrosique, et problème de sepsis post-opératoire, de sous-produits cytotoxiques liés à la réticulation, et d’allergie aux protéines animales pour le CMI. Ces deux produits ont une structure amorphe non appropriée pour un remplacement du ménisque. L’implant Actifit ® , retiré du marché, présente dans sa structure polyuréthane des familles d’isocyanates aliphatiques qui sont toxiques, et qui font l’objet de surveillance et de prochaine interdiction par le REACH (enregistrement, évaluation, autorisation et restriction des produits chimiques) : (https://echa.europa.eu/fr/substance-information/-/substanceinfo/100.023.512). L’implant miniscal Ménaflex CMI ® (Entreprise Stryker), en particulier, s’est hélas avéré inadapté à son indication de remplacement du ménisque : sa fragilité est telle que lors de sa fixation intra-articulaire par un système de type Fastfix ® de Smith ® and Nephew ® , ou Air ® de l’entreprise Stryker, la poussée de l’aiguille de pose de la suture fait collaber et plicaturer l’implant, qui est repoussé dans les tissus en dehors du plateau tibial (sur lequel il a été positionné) ; son perçage est délicat, nécessitent des mouvements de rotations permanents, et non une pression directe qui luxe l’implant hors du plateau tibial ; alors que l’implant Actifit ® à base de polyuréthane, lui était facile à fixer. Souvent, lors des premières sutures de la partie postérieure de l’implant CMI ® , du fait de sa fragilité, sa légèreté et son absence de rugosité, cet implant tend à se positionner de façon verticale et non plane parallèle au plateau tibial ; et il se plicature fréquemment. Sa texture inadaptée rendait sa pose et sa fixation très difficiles. Cet implant CMI ® a vu sa production stoppée, et vient aussi d’été retiré du marché en novembre 2019. Ainsi, actuellement, il n’existe aucun implant méniscal performant sur le marché mondial. Les stratégies actuelles d’ingénierie tissulaire utilisent des matériaux biologiques tels que le collagène (5), l’hyaluronane (6), et la soie (7), ainsi que des polymères synthétiques tels que l’acide polylactique (8), l’acide polyglycolique (9), la polycaprolactone (10,11) et le polyéthylène, alcool polyvinylique (12). Plusieurs études à court terme ont montré une résistance à la compression, la morphologie des cellules fibrochondrocytaires et l’expression du collagène, mais la plupart ont échoué à plus long terme en raison de la rupture de l’implant et / ou de la détérioration de l’articulation (13). Et aucun implant méniscal efficace n’existe actuellement sur le marché. Ces implants se sont avérés peut utiles et très limités en ce qui concerne la colonisation qui est souvent incomplète ou absente de tissus fibro-cartilages dans les pores des implants connus, et la répartition des pressions entre fémur et tibia. Compte tenu de ce qui précède, un but de l'invention est de pallier les inconvénients pré-cités. En particulier, un des buts de l'invention est de proposer un implant, alternatif ou amélioré, utile pour la réparation ou le remplacement du ménisque médial ou latéral endommagé du genou. Encore, un autre but de l’invention est de fournir un tel implant avec d'excellentes propriétés mécaniques telles que la résistance à la pression, la flexibilité et l'élasticité. Présentation de l’invention. La solution proposée par l’invention est un matériau biocomposite poreux comprenant une matrice polymérique possédant des pores définis par plusieurs surfaces et du collagène qui recouvre totalement ou partiellement les surfaces des pores et les surfaces externes de la matrice polymérique. Ce matériau biocomposite poreux est remarquable en ce que : - la matrice polymérique comprend un copolymère qui est le produit de la réaction d’un mélange comprenant : un prépolymère (A) qui est un poly(ε- caprolactone ) diol ; un prépolymère (B) qui est un poly(lactide-co-glycolide) terminé par un groupe hydroxyle aux deux extrémités de sa molécule et qui a un rapport molaire de lactide au glycolide allant de 75/25 à 50/50 ; et un diisocyanate (C) qui est un ester d’ alkyle en C1 à C4 de lysine diisocyanate (LDI) ; et, éventuellement un catalyseur; le rapport molaire entre le prépolymère (A) et le prépolymère (B) dans le mélange étant de 10/90 à 90/10 ; la quantité molaire du diisocyanate (C) dans le mélange étant d’environ 1 fois la quantité molaire totale du prépolymère (A) et du prépolymère (B) ; - le rapport en poids du collagène sur la matrice polymérique est de 20/80 à 40/60. Il est également proposé par l’invention, un implant de réparation d’une lésion du ménisque du genou ; et/ou de traitement d’une lésion du cartilage articulaire du genou ; et/ou de prévention ou de traitement d’une arthrose du genou, notamment de l’arthrose grade 3 ou 4 du genou ; et/ou de régénération du cartilage des articulations du genou. Cet implant est remarquable en ce qu’il est comprend le matériau composite poreux de l’invention. Préférentiellement, l’implant selon l’invention est réalisé sous une forme en C unique utilisable aussi bien pour le ménisque latéral que pour le ménisque médial. Le matériau biocomposite poreux selon la présente l'invention peut être mis en œuvre aisément pour la fabrication d’implants de remplacement ou de réparation du ménisque médial ou latéral endommagé du genou. Il présente des propriétés mécaniques, par exemple rigidité et élasticité, sensiblement similaires à celles du ménisque du genou. Il présente également l’avantage d’être biodégradable et biocompatibe. En effet, la matrice polymérique du matériau biocomposite de la présente invention comprend des segments polyesters (poly-ε - caprolactone, copolymère lactide/glycolide) et des unités di-uréthane dérivées de la lysine qui relient les segments polyesters entre eux, l’hydrolyse de cette matrice polymérique donnant des résidus à savoir l’acide ε-hydroxyhexanoïque, l’acide lactique, l’acide glycolique et la lysine, qui sont tous assimilables par l’organisme, notamment via le cycle de Krebs. On notera, que les différentes valeurs du rapport molaire du prépolymère A (polycaprolactone) sur le prépolymère B (copolymère lactide/glycolide) et du rapport molaire du lactide sur le glycolide dans matrice polymérique permettent d’ajuster la vitesse de dégradation du matériau biocomposite (ou implant) de la présente invention tout en conservant un niveau correct de propriétés mécaniques. Par ailleurs, sa structure poreuse imprégnée de collagène offre un environnement favorable à la croissance cellulaires et à la formation de tissus fibro-cartilagineux similaire au ménisque. Cette structure poreuse, qui peut être réalisée par toute méthode connue dans le domaine de la chimie des matériaux mousse de polymères, est en outre bien adaptée pour servir de réservoirs par exemple pour des cellules vivantes cellules souches telles que les cellules souches mésenchymateuses en vue d’une utilisation dans le traitement par thérapie cellulaire régénérative du cartilage du genou. Le terme "biocompatible" fait référence à des matières, par exemple des (co)polymères, qui, lorsqu'elles sont placées en contact avec un tissu biologique, n’affectent pas négativement la fonction de ce tissu (ou bien de l'organisme entier) de quelque manière substantielle, elles n'induisent pas de rejet ou de toxicité et ne créent pas de lésion des tissus biologiques à leur contact. En particulier, les copolymères mis en œuvre selon la présente invention, ou leurs résidus de dégradation générés in vivo ne provoquent ni réponse immunitaire, sensibilité, ni irritation, ni cyctotoxicité, ni génétoxicité. On notera que l’unité di-uréthane de tels copolymères dérive d’un ester d’alkyle en C1 à C4 de lysine diisocyanate (LDI). Cette unité di-uréthane des copolymères est non toxique par rapport aux parties di-uréthanes dérivées des isocyanates classiques aliphatiques tels que le diisocyanate de tetraméthylène (TDI) et le diisocyanate d’hexaméthylène (HDI) ; ou aromatiques tels que le diisocyanate d'isophorone. Le terme "biorésorbable" désigne les matériaux qui, lorsqu'elles sont placées en contact avec tissu biologique dans un corps vivant (ex. corps d’un patient humain ou animal), sont dégradées par des réactions enzymatiques, hydrolytiques ou autres réactions chimiques ou des processus cellulaires en sous-produits qui sont soit intégrés dans le corps, soit expulsés du corps. Il est reconnu que dans la littérature, les termes "biorésorbable", "résorbable", "absorbable", "bioabsorbable" et "biodégradable" sont fréquemment utilisés de manière interchangeable et une telle signification interchangeable est destinée à la présente demande. D’autres caractéristiques avantageuses de l’invention sont listées ci-dessous. Chacune de ces caractéristiques peut être considérée seule ou en combinaison avec les caractéristiques remarquables définies ci-dessus, et faire l’objet, le cas échéant, d’une ou plusieurs demandes de brevet divisionnaires : - Le matériau biocomposite poreux selon la présente invention est avantageusement biorésorbable. - Le matériau biocomposite poreux selon la présente invention est avantageusement biorésorbable. - Préférentiellement, le prépolymère (A) et le prépolymère (B) sont biocompatibles et biodégradables et ont chacun un poids moléculaire allant de 600 g/mol à 15000 g/mol ou supérieur à 15000 g/mol, de préférence entre 1000 g/mol et 10000 g/mol. - Préférentiellement, le prépolymère (B) a un rapport molaire de lactide au glycolide de 50/50. - La taille des pores de la matrice polymérique est de préférence comprise entre 25 microns et 500 microns, préférentiellement entre 50 et 300 microns. - La matrice polymérique a avantageusement une porosité de 40% à 95% en volume, en particulier de 74% à 85% en volume. - De préférence, la matrice polymérique a la matrice polymérique a un poids moléculaire moyen supérieur à supérieur à 100000 g/mole, - Préférentiellement, un poids moléculaire moyen allant de 250000 g/mole à 400000 g/mole. - Le matériau biocomposite poreux a avantageusement une densité selon la norme DIN EN ISO 845 comprise entre 0,1 g/cm 3 et 0,5 g/cm 3 ; préférentiellement de 0,3 g/cm 3 . - De préférence, le matériau biocomposite poreux présente une résistance au déchirement d'une valeur supérieure à 10 N/mm, préférentiellement, d’une valeur comprise entre 20 N/mm à 25 N/mm ; et une résistance à la compression comprise entre 2 MPa et 3 MPa ; et un allongement à la rupture d'une valeur supérieure à 300 %, préférentiellement d’une valeur comprise entre 350 % et 500%. - Le collagène peut être un collagène humain ou un collagène non humain par exemple bovin, ou une combinaison de ceux-ci. - Le collagène peut être un collagène recombinant humain produit dans des plantes génétiquement modifiées, en particulier un collagène recombinant humain exprimé par des plants de tabac. - Le collagène peut être un collagène de type I ou II ou une combinaison de ceux-ci. - Le matériau biocomposite poreux peut en outre comprend un ou plusieurs types de cellules vivantes, notamment des cellules vivantes sélectionnées dans le groupe constitué des chondroblastes, chondrocytes, cellules souches, cellules souches mésenchymateuses, cellules souches adipeuses, où lesdites cellules souches ne sont pas des cellules souches embryonnaires humaines. - Le matériau biocomposite poreux peut en outre comprendre au moins un agent bioactif notamment choisi dans le groupe constitué des agents anesthésiques, des agents opacifiants, des agents anti-inflammatoires, des agents thérapeutiques, des facteurs de croissance, des plaquettes sanguines. - En particulier, la matrice polymérique poreuse se présente sous la forme d’un corps moulé, de préférence, un corps moulé qui a la forme d’un ménisque, latéral ou médial, du genou. - Matériau biocomposite poreux se présente avantageusement sous une forme convenant à une utilisation comme implant de réparation d’une lésion du ménisque, latéral ou médial, du genou, et/ou de prévention ou de traitement d’une lésion du cartilage articulaire du genou, et/ou de prévention ou de traitement d’une arthrose du genou, notamment de l’arthrose grade 3 et 4 du genou. Selon un autre aspect, l’invention concerne également l’utilisation du matériau biocomposite pour la réalisation d'un implant de réparation d’une lésion du ménisque, latéral ou médial, du genou, et/ou de prévention ou de traitement d’une lésion du cartilage articulaire du genou, et/ou de prévention ou de traitement d’une arthrose du genou, notamment de l’arthrose grade 3 ou 4 du genou ; et/ou de régénération du cartilage des articulations du genou. Brève description des figures. D’autres avantages et caractéristiques de l’invention apparaîtront mieux à la lecture de la description d’un mode de réalisation préféré qui va suivre, en référence aux dessins annexés, réalisés à titre d’exemples indicatifs et non limitatifs et sur lesquels : - est une vue vue schématique de dessus de la matrice polymérique poreuse ou de l’implant réalisé sous la forme d’un ménisque du genou, conformément à la présente invention. Pour des raisons de clarté, les pores de la matrice polymérique n’ont pas été représentés ; - est une vue en coupe agrandie sensiblement prise selon la ligne I-I de la . Description des modes de réalisation. La présente invention fait suite à une étude approfondie de divers (co)polymères synthétiques afin de développer des matériaux biocompatibles et biodégradables ayant des propriétés mécaniques et une vitesse de dégradation optimales et étant adaptés à une utilisation en tant qu’implants de remplacement ou de réparation du ménisque endommagé du genou. Bien que la matériau biocomposite de la présente invention, soit décrit dans la suite de la description en relation avec la fabrication et l'utilisation d'un implant de remplacement du ménisque du genou, les enseignements de la présente description peuvent également être appliqués pour fabriquer et utiliser des implants pour remplacer d'autres tissus de nature et de fonction similaires au ménisque, tels que les disques intervertébraux, le disque de l'articulation temporo-mandibulaire (ATM), ménisques du poignet et similaires. La présente invention est en premier lieu relative à un matériau biocomposite poreux comprenant une matrice polymérique imprégnée et revêtue de collagène. La matrice polymérique présentée structure poreuse réalisée à partir d’un copolymère qui est le produit de la réaction d’un mélange comprenant (i) un prépolymère (A) qui est un poly(ε-caprolactone) diol ; (ii) un prépolymère (B) qui est un poly(lactide-co-glycolide) terminé par un groupe hydroxyle aux deux extrémités de sa molécule ; et (iii) un diisocyanate (C) qui est un ester d’alkyle en C1 à C4 de lysine diisocyanate. Matière première : prépolymère A, prépolymère B et diisocyanate C Le prépolymère A (poly(ε-caprolactone) diol) et le prépolymère B (Poly(lactide-co-glycolide) diol) mis en œuvre dans le cadre de la présente invention sont des esters aliphatiques linéaires terminés par des groupes hydroxyles. Ils ont un poids moléculaire allant de 600 g/mol à 15000 g/mol ou supérieur à 15000 g/mol, préférablement de 1000 g/mol à 10000 g/mol ; plus préférentiellement, de 1500 g/mole et 6000 g/mole. Le poids moléculaire est signifié comme poids moléculaire moyen. Ils présentent par ailleurs, un point de fusion dans la plage d'environ 20 °C à environ 160 °C, et plus préférablement dans la plage d'environ 30 °C à environ 120 °C. Le poly(ε-caprolactone) diol (prépolymère A) peut être préparé par polymérisation par ouverture de cycle du monomère ε-caprolactone, en présence d’un alkylène diol en C2-C6 utilisé en tant qu’initiateur de polymérisation et d’un catalyseur approprié. Le (Poly(lactide-co-glycolide) diol (prépolymère B) peut être préparé à partir du lactide et du glycolide par copolymérisation, en présence d’un alkylène diol en C2-C6, utilisé en tant qu’initiateur de copolymérisation, et d’un catalyseur approprié. Le lactide présentent deux carbones asymétriques. Il peut être utilisé sous forme racémique (rαc-lactide), ou non-racémique (LL-lactide, DL-lactide ou LL/DL-lactide) ou leurs mélanges. A titre d’exemple non limitatif d’alkylène diols en C2-C6 utilisable en tant qu’initiateur de polymérisation (pour le prépolymère A) ou de copolymérisation (pour le prépolymère B) on peut citer le 1,2-éthandiol (ou éthylène glycol), le 1,3-propanediol, le 1,4-butanediol, le 1,5-pentanediol, le 1,6-hexanediol, le di-éthylène glycol et le tri-éthylène glycol. A titre d’exemple non limitatif de catalyseurs utilisés pour faciliter la polymérisation ou de copolymérisation on peut citer l'octoate stanneux et le 2-éthylhexanoate d’étain. La quantité de catalyseur (ex. octoate stanneux) mise en œuvre peut varier dans de larges limites. Elle est généralement telle que le rapport molaire le catalyseur et le monomère ε-caprolactone pour le prépolymère A ou le monomère lactide ou glycolide pour le prépolymère B, est compris entre 0,001 et 0,1, de préférence entre 0,002 et 0,05. Typiquement, la polymérisation (pour le prépolymère A) et la copolymérisation (pour le prépolymère B) sont réalisées à une température comprise entre 25°C et 200°C, en particulier entre 50°C et 180°C. Elles peuvent se faire avec ou sans solvant. Lorsqu’ils sont utilisés, les solvants appropriés pour ces réactions de polymérisation et de copolymérisation comprennent, mais sans s’y limiter, le chloroforme, le dichlorométhane, le THF, le dioxane et le DMF, le toluène, le xylène et le cyclohexane. On peut bien entendu mettre en œuvre des mélanges de plusieurs solvants. La quantité de solvant éventuellement utilisé peut varier dans de larges limites. En pratique, elle est telle que le rapport entre le monomère ε-caprolactone pour le prépolymère A ou le monomère lactide ou glycolide pour le prépolymère B et le solvant, est compris entre 10% à 50% poids/volume, en particulier entre 20% et 40%. Par « solvant approprié » il faut comprendre un solvant organique dans lequel le prépolymère A et le prépolymère B peuvent se dissoudre ou être mis en suspension. La durée de la réaction de polymérisation (pour le prépolymère A) et de la copolymérisation (pour le prépolymère B) dépend notamment de la température et de la présence ou non d’un solvant. Elle peut varier de 30 min à une ou plusieurs heures voire un ou plusieurs jours (pour les réactions sans solvants). Un suivi de l'état d'avancement de la réaction par prélèvement et évaluation du produit formé par la technique de la résonance magnétique nucléaire du proton (RMN 1 H) et/ou de la spectroscopie Infrarouge à Transformée de Fourier (FTIR) permet à l'homme de l'art de déterminer aisément la durée de réaction la plus appropriée aux conditions utilisées. Le poly(ε-caprolactone) diol (prépolymère A) est par ailleurs disponible dans le commerce sous les noms CAPA ® (Perstorp, Suède) ou Ingevity CAPA® (Tri-iso, USA). Le poly(ε-caprolactone) se dégrade in vivo par hydrolyse de ses liaisons esters et les produits de dégradation sont principalement l’acide ε hydroxyhexanoïque qui est un composé endogène. Le prépolymère B peut par exemple être préparé par une méthode similaire à celle décrite dans la demande internationale WO2000025826A1 (voir exemple 1). Le rapport molaire de lactide/glycolide dans le prépolymère B utilisé pour la préparation de la matrice polymérique de la présente invention peut être de 75/25 à 25/75. De préférence, ce rapport molaire de lactide/glycolide est de 50/50. Le poly(lactide-co-glycolide) se dégrade par hydrolyse de ses liaisons esters et les produits de dégradation sont des acides lactiques et glycoliques qui sont des composés endogènes. Le diisocyanate (C) mis en œuvre dans le cadre de la présente invention est un ester d’alkyle en C1 à C4 de lysine diisocyanate (LDI), celui-ci peut être préparée par toute méthode connue dans la chimie des isocyanates, notamment par le procédé décrit dans le document de brevet US3367920 ( Merck and Co Inc). La lysine comme matière première pour la préparation du diisocyanate (C), peut-être la L ou S (+)-lysine ; la D ou R(–)-lysine ou leur mélange. Le groupe alkyle en C1 à C4 du diisocyanate (C) peut être choisi dans le groupe suivant : méthyle, éthyle, propyle, iso-propyle et butyle. Préparation de la matrice polymérique poreuse Le procédé de fabrication de la matrice polymérique poreuse de la présente invention comprend les étapes suivantes : Etape a) : copolymérisation du prépolymère A et du prépolymère B en présence du diisocyanate C pour former un copolymère (polyuréthane) comprenant des segments polyesters (poly-ε-caprolactone, copolymère lactide/glycolide) joints par des unités di-uréthane dérivées de la lysine diisocyanate (LDI) Etape b) : génération de pores dans le copolymère (polyuréthane) obtenu à l’étape a) pour obtenir la structure poreuse de la matrice polymérique. A l’étape a) on fait réagir un mélange comprenant le prépolymère A poly(ε-caprolactone) diol) et le prépolymère B (Poly(lactide-co-glycolide) diol), dans un solvant approprié et à une température de 25°C à 180°C, avec le diisocyanate C (lysine diisocyanate (LDI)), et le cas échéant en présence d’un catalyseur approprié, la quantité molaire du diisocyanate (C) dans le mélange étant d’environ une fois (1 à 1,03 fois) la quantité molaire totale du prépolymère (A) et du prépolymère (B) et le rapport molaire entre le prépolymère (A) et le prépolymère (B) dans le mélange étant de 10/90 à 90/10. Par « solvant approprié » il faut comprendre un solvant organique dans lequel le prépolymère A, le prépolymère B et le copolymère à former peuvent se dissoudre ou être mis en suspension. L’étape a) peut être effectuée en présence d’un catalyseur choisi parmi le groupe comprenant le dilaurate de dibutylétain, l’octoate stanneux, le 2-ethylhexanoate d’étain, et le 2-éthylhexanoate de zinc. L’étape (a) est de préférence conduite à une température comprise entre 25°C et 160°C, plus préférentiellement entre 40°C et 120°C. Bien qu’il soit possible de mettre en œuvre le procédé de l’invention à une pression supérieure à la pression atmosphérique, on préfère le plus souvent opérer à la pression atmosphérique. La durée de la réaction de copolymérisation à l’étape (a) peut varier de 30 min à une ou plusieurs heures, voire un à plusieurs jours, surtout lorsqu’aucun solvant n’est employé. Un suivi de l'état d'avancement de la réaction par prélèvement et évaluation du copolymère formé, par la technique de la résonance magnétique nucléaire du proton (RMN 1 H) et/ou de la spectroscopie Infrarouge à Transformée de Fourier (FTIR) permet à l'homme de l'art de déterminer aisément la durée de réaction la plus appropriée aux conditions utilisées. A la fin de la réaction de copolymérisation à l’étape (a), le milieu réactionnel peut être soumis à diverses techniques de séparation ou de purification connues telles que : le traitement à l’eau par exemple pour éliminer le catalyseur utilisé, hydrolyser les groupes isocyanates qui n’ont pas réagi ; l’extraction avec un solvant organique dans lequel le copolymère formé peut être dissout tel que le dichlorométhane ou le chloroforme ; l’évaporation du ou des solvants de réaction et/ou d’extraction ; et le séchage sous vide. En pratique, on dissout le copolymère récupéré à la fin de l’étape a) dans un solvant approprié tel que le dichlorométhane ou le chloroforme, ensuite on le fait précipiter par addition d’un non-solvant tel que l’eau, l’éthanol, le 1-propanol, l’éther de diisopropyle, le 2-butanol, l’hexane ou un de leurs mélanges, à froid (température inférieure à 20°C), on le sèche sous vide ou le lyophilise et on le stock, de préférence sous argon ou azote dans un récipient fermé. Le copolymère obtenu selon la présente invention présente avantageusement un poids moléculaire moyen supérieur à 100000 g/mole, préférentiellement, un poids moléculaire moyen allant de 250000 g/mole à 400000 g/mole. La structure poreuse de la matrice polymérique de la présente invention, peut être créée par toute technique connue de l’homme de l’art. A titre d’exemple, on peut citer la technique de lixiviation de particules de sel NaCl décrite dans les documents de brevet US 2007/0015894 et WO2009/141732. Adaptée au copolymère de la présente invention, cette technique consiste en les étapes suivantes : étape 1) : préparer une solution homogène du copolymère dans un solvant approprié dans lequel le copolymère est soluble ; étape 2) : introduire, sous agitation, dans la solution homogène obtenue à l’étape 1), du sel de table NaCl sous forme de particules dont le diamètre est compris entre 50 microns et 400 microns, de préférence entre 100 microns et 300 microns, le rapport, en poids, du copolymère sur le sel étant de 5/95 à 30/70, de préférence d’environ 10/90; étape 3) : verser le mélange obtenu à l’étape 2) dans un moule, laisser ce mélange se solidifier pour obtenir un produit moulé; étape 4) : récupérer le produit moulé obtenu à l’étape 3), puis l’immerger une ou plusieurs fois dans de l’eau pour éliminer les particules de sel NaCl et le solvant du copolymère ; étape 5) : sécher, par exemple à une température supérieure à 60°C, la matrice polymérique poreuse obtenue à l’étape 5) ou la lyophiliser. Le solvant approprié mis oeuvre à l’étape 1) est de préférence un solvant organique hydrosoluble, tel que le tétrahydrofurane (THF), le N–N-dimethylformamide (DMF), le dioxane, le diméthylsulfoxyde (DMSO), et le diméthylacetamide (DMAc), qui peut être éliminé facilement par lavage ultérieur avec de l’eau. La teneur (exprimée en % poids/volume) en copolymère dans la solution de l’étape 1) peut varier de 20 % à 50%. L’étape 1) et l’étape 2) peuvent être conduites à une température comprise entre 20°C et 150°C, de préférence entre 25°C et 120°C. A l’étape 2), en lieu et place du sel NaCl, on peut utiliser des particules (diamètre de 50 microns à 500 microns) de n’importe quel agent porogène qui est apte à générer de la porosite au sein du copolymère en vue d’obtenir la matrice polymérique. et qui est non-toxique et soluble dans l’eau et insoluble dans le solvant du copolymère et apte à former des pores. A titre d’exemple de tel agent porogène on peut citer, les sels minéraux tels que le chlorure potassium, le chlorure de calcium, le citrate de sodium et les sucres tels que, mais sans s’y limiter, le glucose, le fructose, le dextrose, le maltose et le saccharose, et leurs mélanges. Le moule contenant le mélange obtenu à l’étape 2) peut être refroidi à une température inférieure 20°C, de préférence à une température inférieure à 0°C, par exemple à une température de – 20 °C. L’eau utilisée pour laver une ou plusieurs fois le produit moulé peut être une eau déionisée de qualité ultrapure. La matrice polymérique selon la présente invention présente donc une structure poreuse dont les pores ont une taille qui est avantageusement comprise 25 microns et 500 microns, préférentiellement entre 50 microns et 300 microns et dont le taux de porosité va, de préférence, de 40% à 95% en volume, en particulier de 50% à 85%. Avantageusement, les pores de la matrice polymérique sont interconnectés. La structure poreuse de matrice polymérique selon la présente invention favorise une bonne croissance des tissus fibrocartilages. La taille et la distribution des pores de la matrice polymérique peuvent être analysés au microscope électronique à balayage (SEM). De préférence, la matrice polymérique ou le copolymère la constituant a un poids moléculaire moyen supérieur à 100000 g/mole, préférentiellement, un poids moléculaire moyen allant de 250000 g/mole à 400000 g/mole. Le matériau biocomposite poreux peut avoir une densité de 0,1 g/cm 3 à 0,5 g/cm 3 . Les propriétés mécaniques et la vitesse de dégradation de la matrice polymérique poreuse (ou du matériau biocomposite, ou de l’implant à réaliser la comprenant) peuvent être ajustées en jouant sur un ou plusieurs des paramètres suivants : - le rapport molaire de lactide/glycolide dans le prépolymère B (poly(lactide-co-glycolide diol) utilisé. De préférence, ce rapport molaire lactide/glycolide est de 75/25 à 25/75, préférentiellement, il est de 50/50. - le rapport molaire entre le prépolymère A (poly(ε- caprolactone ) diol) et le prépolymère B (poly(lactide-co-glycolide diol) entrant dans la composition de la matrice polymérique poreuse. Ce rapport molaire du prépolymère A sur le prépolymère B va avantageusement de 10/90 à 90/10 ; - le poids moléculaire du prépolymère A (poly(ε- caprolactone ) diol) et celui du prépolymère B (poly(lactide-co-glycolide diol). De préférence, pour le prépolymère A et le prépolymère B, le poids moléculaire va de 600 g/mol à 15000 g/mol ou supérieur à 15000 g/mol, préférablement de 1000 g/mol à 10000 g/mol ; plus préférentiellement, de 1500 g/mole et 6000 g/mole. le poids moléculaire du prépolymère A peut être supérieur ou inférieur à celui du prépolymère B (poly(lactide-co-glycolide diol). Le poids moléculaire est signifié comme poids moléculaire moyen ; - le taux de porosité de la matrice polymérique poreuse. Avantageusement, la matrice matériau biocomposite poreux selon la présente invention présente une résistance au déchirement selon la norme DIN ISO 34-1 B (b) d'une valeur supérieure à 10 N/mm, préférentiellement, d’une valeur comprise entre 20 N/mm à 25 N/mm ; et une résistance à la compression comprise entre 2 MPa et 3 MPa ; et un allongement à la rupture selon la norme DIN EN ISO 1798 d'une valeur supérieure à 300 %, préférentiellement d’une valeur comprise entre 350 % et 500%. La matrice polymérique poreuse (ou le matériau biocomposite, ou l’implant comprenant) présente également l’avantage de se résorber progressivement après implantation chez un patient (humain ou animal) de telle sorte qu'une partie substantielle de la matrice se résorbe sur 6 à 18 mois, de préférence 6 à 12 mois, après l'implantation. Ceci permet au nouveau tissu fibro-cartilage d’acquérir la résistance aux pressions articulaires. Selon un autre mode de réalisation, les propriétés mécaniques du matériau biocomposite selon la présente invention peuvent avantageusement être personnalisées et se rapprocher de celles du ménisque humain, ce qui n’est pas le cas des implants employés jusqu’à présent en chirurgie clinique (polyuréthane Actifit, et Collagène bovin Ménaflex CMI Stryker) qui sont peu résistants et peu colonisables par les cellules du tissus fibrocartilageux, avec une fragilité particulière pour le collagène bovin CMI qui se déchire comme un buvard mouillé dans un milieu liquide. Ces deux implants ont été retirés du marché. Après l’étape 5), présentée plus haut, la matrice polymérique poreuse séchée ou lyophilisée est généralement stockée dans n'importe quel type d'emballage ou de récipient connu et pouvant être fermé hermétiquement, avant son utilisation pour la réalisation du matériau composite collagène/matrice polymérique poreuse de la présente invention. Cet emballage ou ce récipient contenant matrice polymérique poreuse, peut en outre subir une stérilisation, par exemple par ionisation, par chauffage et/ou par traitement chimique. De préférence, la stérilisation est réalisée par ionisation avec des rayonnements gamma ou béta, de manière plus préférée par rayonnement béta. En particulier lorsque la stérilisation est réalisée par ionisation, la quantité de rayonnement absorbée est comprise de 0,5 kGy à 50 kGy, de préférence de 1 kGy à 27 kGy. Selon un mode de réalisation préféré de la présente invention, le moule utilisé à l’étape 2) décrite plus haut, comprend une cavité de moule qui été conçue pour avoir approximativement la forme et les dimensions d’un dispositif médical ou implant à réaliser, et le mélange obtenu à l’étape 2) a été coulé dans cette cavité de moule. A titre d’exemple d’implants à réaliser on peut citer l’implant du ménisque de genou et l’implant du ménisque de l'articulation temporo-mandibulaire (ATM). En particulier, la matrice polymérique poreuse selon la présente invention a une forme, 3D, destinée à imiter la forme anatomique du ménisque, latéral ou médial, du genou d’un patient, notamment du genou d’un patient humain. La illustre une matrice polymérique poreuse ayant une forme convenant à une utilisation en tant qu’implant de remplacement ou de réparation du ménisque du genou. Cette matrice polymérique poreuse présente, de manière générale, une forme en C tel qu’illustré à la et une section transversale centrale en forme de coin, comme on le voit sur la . Sur la , le corps 10 en forme de C de la matrice polymérique poreuse, comprend un bord de périmètre concave 11 et un bord de périmètre convexe 12. Le bord de périmètre convexe 12 définit les extrémités 17, 18 du corps 10 en forme de C de la matrice polymérique poreuse. Le bord de périmètre concave 11 et celui du périmètre convexe 12 sont opposés et espacés sur la largeur du corps 10. Les extrémités 17, 18 des deux branches du corps 10 peuvent avoir une forme arrondie ou droite. Sur la , un tel corps 10 en forme de C a une face inférieure plate 15, et une surface supérieure 16 inclinée, de préférence légèrement concave incurvée. La partie centrale 14 du bord de périmètre convexe 12 est beaucoup plus épaisse que le bord de périmètre concave 11. Par exemple, cette partie centrale 14 peut avoir une épaisseur Ε d’environ 13 mm, tandis que le bord du périmètre concave 11 est très fin avec une épaisseur inférieure à 2 mm, de préférence un bord en plumes. Le bord de périmètre convexe 12, au moins dans sa partie centrale 14, se soulève sensiblement perpendiculairement à la surface inférieure 15 du corps 10. Le bord de périmètre convexe 12 se rétrécit depuis sa partie centrale épaisse 15 vers les extrémités 17 et 18 du corps 10 (voir la ), de sorte que le bord du périmètre convexe 12 se rétrécit sensiblement vers les extrémités 17 et 18 en un bord en plumes. Selon une variante préférée de la présente invention, le corps 10 en forme de C de la matrice polymérique poreuse ou de l’implant selon la présente invention, a avantageusement les dimensions suivantes : - La distance entre les extrémités 17b, 18b respectives des bords 17 et 18 du corps 10 : L D1 = environ 52 mm ; - distance entre les extrémités 17a, 18a respectives des bords 17 et 18 du corps 10 : L D2 = environ 28 mm ; - La largeur de la partie centrale 14 : l D2 = environ 15 mm - épaisseur de la partie centrale 15 : Ε = environ13 mm ; - longueur de la face inférieure plate : l D1 = environ 28 mm. Dans une variante de la présente invention, le corps 10 de la matrice polymérique poreuse a une forme en C unique aisément applicable pour le remplacement ou la réparation du ménisque latéral et médial endommagé. Le corps 10 de la matrice polymérique poreuse peut par exemple être découpé pour correspond exactement aux dimensions du ménisque latéral ou médial à réparer ou remplacer. Préparation du matériau biocomposite poreux collagène/matrice polymérique La matériau biocomposite selon la présente invention comprend la matrice polymérique poreuse et du collagène qui revêt les surfaces des pores et les surfaces externes de la matrice polymérique poreuse. Avantageusement, le rapport en poids du collagène sur la matrice polymérique est de 20/80 à 40/60. L’application du collagène à la matrice polymérique poreuse peut être réalisée par toute technique connue de l’homme de l’art, par exemple : - par immersion de la matrice polymérique poreuse dans du collagène ; - par greffage (ou cross-linking) chimique, par exemple avec un agent de greffage tel que le glutaraldéhyde ou le carbodiimide CMC ((N-cyclohexyl-N0-2-morpholinoethyl-carbodiimide-methyl-p-toluolsulfonate), ou autres. - par greffage (ou cross-linking) thermique, par exemple à une température comprise être 50°C et 150°C, et pendant une durée comprise entre 1h et 24h - par impression 3D, en particulier pour revêtir les surfaces externes de la matière polymérique poreuse avec plusieurs couches de collagène ; et/ou pour modeler spatialement l'alignement et la géométrie des fibres de collagène ; et/ou pour incorporer le collagène dans la matrice polymérique poreuse. Il convient de rappeler que le copolymère préparé par la copolymérisation décrite plus haut se termine à l’une de ses extrémités par une fonction amine et à l’autre par une fonction alcool. La fonction amine résulte de l’hydrolyse d’un des groupes isocyanate du diisocyanate C qui n’a pas réagi pour former un motif uréthane. Cette fonction amine peut être mise à profit pour le greffage chimique du collagène à la matrice polymérique poreuse, via par exemple le glutaraldéhyde ou le carbodiimide CMC ((N-cyclohexyl-N0-2-morpholinoethyl-carbodiimide-methyl-p-toluolsulfonate). Les fibres de collagène peuvent être orientées de manière à simuler la structure fibreuse du collagène natif. En particulier, les fibres de collagène peuvent être incorporés dans la matrice polymérique poreuse tout en s’étendant à partir de cette dernière. Ceci peut être réalisé aisément, par exemple, par diverses techniques d’impression 3D connues. Le collagène mis en œuvre dans le cadre de la présente invention peut être : - un collagène humain, plus particulièrement, un collagène prélevé sur le patient lui-même, ou - un collagène non-humain, par exemple du collagène bovin, ou - un collagène recombinant humain produit dans des d'organismes cellulaires, procaryotes ou eucaryotes, génétiquement modifiées, - un collagène recombinant humain ou un mélange de collagènes recombinants humains produit(s) par des plantes génétiquement modifiées, ces plantes pouvant, notamment, être le colza, le tabac, le maïs, le pois, la tomate, la carotte, le blé, l'orge, la pomme de terre, le soja, le tournesol, la laitue, le riz, la luzerne, et la betterave. - un collagène de type I ou II ou une combinaison de ceux-ci. Le collagène mis en œuvre dans le cadre de la présente invention peut être une combinaison de deux ou de plusieurs des collagènes définis ci-dessous. L'utilisation de collagène humain recombinant ou synthétique dans le matériau biocomposite de la présente invention est préférée afin d'empêcher une réponse immunitaire ou allergique au collagène. De préférence, le collagène mis en œuvre est un collagène recombinant humain produit dans des plantes génétiquement modifiées, préférentiellement, un collagène recombinant humain exprimé par des plants de tabac. Le collagène recombinant humain exprimé par des plants de tabac peut être obtenu par tout procédé connu dans l’art antérieur, voir à ce sujet, par exemple : les documents de brevets : WO1998027202A1 (Meristem Therapeutics S.A) et WO2006035442A2 (Collplant Ltd). Plus préférentiellement, le collagène est un collagène recombinant humain de type I et de type II qui peut être produit selon un procédé particulier présenté plus bas. Le matériau biocomposite ou l’implant selon la présente invention peut en outre comprendre un ou plusieurs types de cellules vivantes et/ou un ou plusieurs agents biologiquement actifs. La ou les populations de cellules vivantes à incorporer dans le matériau biocomposite ou l’implant selon l’invention, sont de préférence, du type de celles que l'on trouve généralement dans le type de tissu à remplacer ou qui peuvent se différencier en ce type de cellules. En particulier pour ce qui concerne les lésions méniscales ou l’arthrose évoluée, grade 3 et/ou 4, du genou, ces cellules vivantes peuvent par être des chondroblastes, des chondrocytes, des cellules souches, des cellules souches mésenchymateuses, des cellules souches adipeuses, des cellules souches embryonnaires, à l’exception des cellules souches embryonnaires d’origine humaine. La ou les populations de cellules vivantes d’intérêt, en thérapie cellulaire, peuvent être ajoutées au matériau biocomposite ou implant immédiatement avant l'insertion dans le site d’implantation du corps du patient (humain ou animal), ou peuvent être ensemencées et cultivées sur le matériau biocomposite (ou implant) dans les jours ou les semaines précédant l'implantation. Alternativement, La ou les populations de cellules vivantes d’intérêt, en thérapie cellulaire, peuvent être livrées à l’implant (matériau bio composite) après implantation. Les techniques de préparation d'implants remplis de cellules sont connues dans l'art et sont décrites par exemple dans le document de brevet US 6,103,255 (Rutgers State University of New Jersey, USA). A titre d’exemple non limitatifs, d’agents biologiquement actifs qui peuvent être ajoutés au matériaux biocomposites (ou l’impant) on peut citer les agents anesthésiques, les agents anti-inflammatoires, les agents opacifiants, les agents thérapeutiques, les facteurs de croissance, les plaquettes sanguines ou leurs combinaisons. Les agents opacifiants ou agents de contraste : sont des matériaux radio-opaques échogènes ou des matériaux sensibles à l’imagerie par résonance magnétique (IRM). Ils utiles pour aider à la visualisation de l’implant après implantation par exemple par échographie et/ou par IRM. En pratique, le matériau biocomposite ou l’implant réalisé selon la présente invention est placé dans un emballage ou récipient approprié étanche à l’humidité et/ou à l’air permettant de le protéger et de le stocker avant son utilisation. De préférence, le matériau biocomposite ou l’implant est humidifié puis biologiquement stérilisé et enfin hydraté en vue d'être conditionné à l'état stérile sous emballage hermétiquement. A titre d’exemple de tel emballage on peut citer les emballages types blisters en feuille d’aluminium. La matrice polymérique poreuse imprégnée de collagène conformément à l’invention offre un environnement favorable à la croissance cellulaires et à la formation de tissus fibro-cartilagineux similaire au ménisque. Ainsi, le matériau biocomposite poreux selon la présente invention peut être utilisé pour la réalisation d’implants de réparation d’une lésion du ménisque, latéral ou médial, du genou ; et/ou de traitement d’une lésion du cartilage articulaire du genou ; et/ou de prévention ou de traitement d’une arthrose du genou, notamment de l’arthrose grade 3 ou 4 du genou ; et/ou de régénération du cartilage des articulations du genou. Préférentiellement, Implant selon la présente invention est réalisé sous une forme en C unique utilisable aussi bien pour le ménisque latéral que pour le ménisque médial. L’implant (ou matériau composite) de l’invention peut être inséré dans le site d’implantation du corps d’un patient par des techniques chirurgicales ou arthroscopiques. En général, pour implanter l’impant, le tissu endommagé est retiré au moins en partie, et l'implant est inséré pour remplacer ou réparer le tissu ou la partie du tissu retiré et est fixé en place au tissu adjacent au site d'implantation, par exemple, par suture. L’expression du collagène I et II dans la feuille de tabac ( 1) Des laboratoires ont créé le collagène recombinant humain, le plus souvent de type I (société Collplant, Israël), ou de type II (Ruggiero) ; mais peu ou aucun n’a créé dans le même temps le collagène des deux types I et II comme le propose l’invention. Le type I est présent dans le squelette et le cartilage, et en bordure du ménisque, et le type II dans le reste du ménisque, d’où l’intérêt de disposer des deux type I et II du collagène recombinant humain. Le collagène est la protéine la plus prédominante de la matrice extracellulaire et du tissu conjonctif, et est impliqué dans le développement des tissus, le remodelage, la réparation et le soutien physique global. Il y a plus de 25 variations de collagène, mais les types I, II et III constituent plus de 80% des collagènes corporels. Les propriétés du collagène sont déterminées par sa structure en triple hélice, formée par 3 chaines alpha polypeptidique s’enroulant selon un axe commun, et construites par des triplets Gly-XY répétés, où X et Y sont fréquemment les acides aminés proline et lysine. ( 2) Deux chaines alpha 1 et une chaine alpha 2 pour le collagène de type I, chaines hétérotrimérique, dont les gènes codant sont Col 1A1 et Col 1A2 ; et trois chaînes alpha 1 (II) pour le type II, chaine homotrimérique, dont le gène codant est Col 2A1. La fibrille de collagène est synthétisée sous forme de précurseurs de procollagènes assemblés dans le réticulum endoplasmique et contenant des propeptides avec extensions sphériques N et C-terminaux. Lors de la translocation à travers la membrane du réticulum endoplasmique, il se produit un processus post-traductionnel : un hydroxylation dépendant de la prolyl-4-hydroxylase (P4H) et lysine hydroxylase 3 (LH3) des résidus proline et lysine dans la région répétée Gly-XY, donnant hydroxyproline et hydroxylysine. Ainsi le procollagène subit plusieurs modifications post-traductionnelles avant de devenir mûr en tropocollagène (unité du collagène) qui peut être réticulé en fibrilles de collagène. Ainsi, les modifications co- et post-traductionnelles, l’hydroxylation de la proline et de la lysine, et la formation de liaisons disulfure intra et inter-chaînes, sont nécessaires pour un pliage, un assemblage et une stabilité de la triple hélice. ( 3) Les plantes peuvent produire des protéines contenant de l'hydroxyproline; cependant, la propyl hydroxylase végétale peut difficilement hydroxyler le collagène humain. Il est nécessaire de créer des plantes pour co-exprimer individuellement le collagène de type I (COL1A1 et COL1A2; hétéro-trimère) et II (COL2A1; homo-trimère) avec la prolyl-4-hydroxylase humaine (P4H) et le lysyle humain hydroxylase 3 (LH3), qui peut catalyser les trois étapes de modification (résidus lysyle en hydroxylysyle, galactosylhydroxylysyle et glucosylgalactosyle hydroxylysyle) requises pour la formation de glucides liés à l'hydroxylysine, pour co-exprimer les protéines recombinantes, surveillées par électrophorèse sur gel et immunoblot, et spectrométrie de masse pour le teneur en acide aminés. ( 4) La transformation de plantes médiée par une souche d’Agrobacterium permet de transfecter des séquences génétiques beaucoup plus grandes dans des cellules de plantes, permettant l'expression de procollagen1α1, procollagen1α2 complet, procollagene 2 α1 ainsi que des deux sous-unités de prolyl hydroxylase et de lysyl hydroxylase dans la même cellule. Des peptides signal ont été ajoutés pour diriger l'accumulation de collagène dans les compartiments subcellulaires de la cellule de tabac, tels que la vacuole de plante. Le collagène produit par le tabac, structures hélicoïdales triples thermiquement stables, est capable de produire des fibrilles alignées, et a démontré une biofonctionnalité similaire au collagène dérivé de tissu humain, supportant la liaison et la prolifération de cellules de type progéniteur endothéliales. ( 5) Selon un autre aspect de l'invention, le système végétal est fourni comprenant une première plante génétiquement modifiée capable d'accumuler une chaîne alpha 1 et alpha 2 de collagène et une seconde plante génétiquement modifiée capable d'accumuler la chaîne alpha 1 de collagène. Des combinaisons sont possibles, avec une plante accumulant une chaine alpha 1, et une plante accumulant une chaine alpha 2. ( 6) Selon un autre aspect de l'invention, le procédé comprend l'expression de la chaîne alpha 1 du collagène dans la première plante; Et l'expression de la chaîne alpha 2 du collagène dans une seconde plante ; la première plante et l'expression dans une seconde plante de la chaîne alpha 1 du collagène et de la chaîne alpha 2 du collagène ; les procédés de production en premier lieu d'un collagène fibreux, en sélectionnant un descendant exprimant la chaîne alpha 1 du collagène et la chaîne alpha 2 du collagène sont fournis. Le procédé comprend en outre l'expression d'une P4H exogène et de LH3 dans chacune des premières et secondes plantes. Ces étapes sont réalisées par expression dans des organites de la plante contenant de l'ADN. ( 7) La présente invention de réalisation de RH Collagène, envisage des cellules végétales de tabac génétiquement modifiées co-exprimant à la fois le procollagène humain et un P4H et LH3, capables d’hydroxyler correctement les chaînes alpha 1 et 2 du procollagène [c’est-à-dire hydroxyler la position proline (Y) des triplets Gly-XY], et la lysine. Le RhCollagène a démontré une fonction biologique supérieure par rapport à tout collagène dérivé de tissu, que ce soit à partir de tissus animaux ou humains selon les données publiées dans des publications scientifiques examinées par des pairs. Le RhCollagen peut être fabriqué sous différentes formes, formes et viscosités, y compris les gels, pâtes, éponges, feuilles, membranes, fibres et couches minces, qui ont tous été testés in vitro et sur des modèles animaux et prouvés supérieurs aux produits dérivés de tissus. En raison de son homogénéité, RhCollagène peut produire des fibres et des membranes de haut ordre moléculaire, ce qui signifie que toutes les molécules sont orientées dans le même sens, ce qui permet la formation de produits de réparation tissulaire avec des propriétés physiques distinctives, notamment une meilleure résistance à la traction due à l'alignement des fibres de collagène, de transparence, et la capacité à atteindre des concentrations élevées de collagène à de faibles viscosités. Le collagène humain recombinant de type I et II, RhCollagène I et II, est identique au collagène produit par le corps humain. Les principaux avantages des produits utilisant le RHCollagène, par rapport à ceux utilisant du collagène dérivé d'animaux ou de tissus cadavériques humains, comprennent : rapidité dans la prolifération cellulaire et la réparation tissulaire ; une matrice en 3D pleinement fonctionnel ; parfaites hélices alpha de collagène ; liaisons cellulaires élevées. Le RhCollagène a une fonction biologique supérieure par rapport au collagène dérivé de tissu animal ou humain et a un certain nombre de caractéristiques physiques utiles, y compris la stabilité thermique ou la résistance à la décomposition à haute température, et une triple hélice primitive, selon des publications. Une triple hélice immaculée permet une liaison supérieure, ce qui accélère la prolifération des cellules humaines primaires, fibroblastes et tissu fibro-cartilage. Dans tous les types de cellules testés, la prolifération cellulaire était significativement meilleure dans l’échafaudage fait de rhCollagène que dans les échafaudages disponibles dans le commerce fait de collagène bovin. La prolifération cellulaire accélérée obtenue avec le rhCollagen entraîne une cicatrisation plus rapide, et une régénération tissulaire de meilleure qualité. Le rhCollagène pur n'induit pas de réponse immunogène, alors que les impuretés provenant de la source de collagène dérivé de tissu peuvent conduire au rejet du système immunitaire. Des études in vitro réalisées dans le cadre d'une collaboration académique ont démontré que le rhCollagène incubé avec les macrophages THP1 activés produit des taux significativement plus bas de cytokines inflammatoires par rapport au collagène bovin. Cela démontre que le collagène dérivé de l'animal peut provoquer une réaction du corps étranger non observée avec rhCollagen, ce qui retarde la cicatrisation et augmente les cicatrices. En outre, il n'y a pas d'effets secondaires potentiels dans la croissance des tissus, car il n'y a pas de résidus de croissance. Les facteurs proviennent des tissus extraits. En outre, avec le collagène dérivé de tissu, il est possible que l'animal ou l'humain à partir duquel le collagène a été produit ait été infecté par un virus, un prion ou un autre agent pathogène. Avec le rhCollagen, il n'y a aucun risque de transmission de maladies et de pathogènes. Le rhCollagen est synthétisé par plusieurs gènes humains dans des plants de tabac produisant des molécules pures qui sont répétables et identiques au collagène humain de type I et II ; il est plus homogène que le collagène dérivé de sources tissulaires animales ou humaines. Le haut niveau d'homogénéité du RhCollagène permet la formulation de concentrations extrêmement élevées de collagène soluble de type I et II en triple hélice, jusqu'à 150-200 mg / ml, ce qui est au moins 10 à 100 fois plus élevé que la concentration obtenue avec du collagène dérivé de tissu. La forte concentration de collagène monomère homogène est particulièrement importante lorsque des fibres de collagène solides sont nécessaires pour les échafaudages 3D. L'homogénéité du RhCollagène permet d'élaborer des produits cohérents et reproductibles avec un taux de dégradation contrôlé qui peut être optimisé pour l'indication ciblée. Par rapport au collagène dérivé de tissu, les membranes de RhCollagène ont montré une meilleure stabilité thermique, une meilleure résistance à la traction due à l'alignement des fibres de collagène, et des niveaux plus élevés de transparence. Le Rh Collagène de type I a été autorisé pour son utilisation humaine par l’EMA (Europe) et la FDA (USA). Selon un mode de réalisation, l’implant méniscal est arqué : l’implant méniscal a une seule forme aussi bien médiale que latéral, en forme de C ou croissant, dont la section est en forme de coin ; et dont l’élasticité permet de le modifier pour s’adapter à la forme du ménisque traité médial ou latéral. Il est concave à sa partie supérieure et plane dans sa partie inférieure. La note les dimensions antéro-postérieure, et la celles médio-latéral et l’épaisseur. Il est plus épais et plus large que les implants de l’art antérieur. Sa section est en forme de coin et sa surface est plane coté tibial et incurvée coté fémoral. L’implant méniscal possède des systèmes de sutures incorporés, permettant une suture plus rapide sur le mur méniscal ou la capsule périphérique. Dans un mode de réalisation, l’invention est un implant scaffold méniscal composite, indiqué et utilisé dans l’arthrose terminale du genou grade 3 ou 4 avec perte d’au moins 50% du ménisque, et selon critères d’inclusion (âge, poids, performance physique), pour permettre la régénération de cartilage combinée à la thérapie cellulaire ; et constitué d’une structure mécanique en polyuréthane de haut poids moléculaire avec la lysine Diisocyanate LDI, et des co-polymères PLGA, en mousse et poreux ; et d’une structure biologique stimulant la colonisation cellulaire et de tissus fibrocartilage du scaffold, comportant des couches de collagènes, Rhcollagènes, collagène type I et II recombinant humain, non animal, exprimé par la plante de tabac. L'un des modes de réalisation de l'invention concerne des implants méniscaux biocompatibles fabriqués à partir des mousses poreuses de polyuréthane, de polymères et de collagène recombinant de plante du présent procédé ; ils se dégradent après l'implantation et les produits de dégradation sont biocompatibles. Des biopsies à 12 mois ont été réalisées, montrant un tissu en cours de maturation avec une différenciation fibrochondrocytaire et des faisceaux de collagène organisés. Des études cliniques ont été publiées, montrant l’incorporation de l’implant méniscal polyuréthane Actifit (Orteq) à l’IRM et contrôle arthroscopique second look, et les bons résultats cliniques (Verdonk, Assor). Mais des dégradations partielles et fragments de polyuréthanes ; des signes de toxicité, et une destruction résorption spontanées du scaffold collagène bovin Menaflex, ont été relevés ainsi qu’une insuffisance de colonisations cellulaires, et soulignant le besoin d’un implant scaffold méniscal adapté au milieu articulaire du genou. Dans un mode de réalisation, l’implant méniscal composite mécanique et biologique est fabriqué par une imprimante 3D. La présente invention vise également un procédé dans lequel le collagène est un collagène recombinant humain de type I et II. Procédé de fabrication du collagène recombinant humain de type I et II , dans lequel il est procédé à la génération de deux type de collagènes humain, type I et II, exprimés par des plants de tabac où des séquences de codes génétiques correspondants ont été incorporées, expression des chaines alpha 1 et 2 des hélices des collagènes de type I et II, et accumulation et expression de la P4H et LH3 exogène humaine, pour hydroxylation des chaines alpha ; et génération de collagène à partir de procollagène humain qui s'est accumulé dans la vacuole d'une plante ; procédé comprenant la mise en contact du procollagène humain avec propeptides, avec une protéase comme la ficine pendant ou après l'extraction procollagène humain d'une cellule de ladite plante, digérant les propeptides, générant ainsi du collagène. Procédé, dans lequel : - on fournit une première plante génétiquement modifiée, capable d'accumuler une chaîne alpha 1 et alpha 2 du collagène Col1A1 et Col1A2 ; - on fournit une deuxième plante génétiquement modifiée capable d'accumuler une deuxième chaîne alpha 1 de Coll2A1, comprenant en outre un P4H et LH3 exogène ; - on croise la première plante génétiquement modifiée avec la deuxième une plante génétiquement modifiée, pour obtenir une troisième plante génétiquement modifiée capable de d’exprimer les deux chaînes alpha 1 et alpha 2 du collagène fibreux. Procédé, dans lequel le collagène recombinant humain de type I et II présente des caractéristiques de stabilité en température suffisantes pour son accumulation dans la troisième plante génétiquement modifiée. Procédé, dans lequel le collagène recombinant humain de type I et II présente des caractéristiques de stabilité en température suffisante pour son accumulation dans la troisième plante génétiquement modifiée. Procédé, dans lequel le collagène recombinant humain de type I et II se présentant préférentiellement sous forme de fibrilles est extrait de la troisième plante génétiquement modifiée et ensuite purifié. Procédé, dans lequel la première et la deuxième plante génétiquement modifiées sont des plantes de tabac. Procédé, dans lequel le collagène recombinant humain de type I et II est utilisé en médecine et en chirurgie régénérative ; en particulier en régénération du cartilage ; ou incorporé dans une matrice polymérique poreuse par trempage, cross-linking chimique ; cross-linking thermique ou impression 3D. Les Tests mécaniques et de biocompatibilité 1. Détermination du poids moléculaire du polyuréthane et des polymères. Le poids moléculaire des polymères est déterminé en utilisant une Chromatographie par perméation de gel (GPC) (Shimadzu T030845) avec des étalons de polystyrène et en utilisant du LiBr 0,01 M dans du DMF 2. Résistance à la déchirure et flexibilité de la mousse. Des tests sont effectués sur des échantillons d'une épaisseur d'environ 10 mm. Des sutures 2-0 ont été positionnées à 3-5 mm du bord de l'échantillon, placés dans les pinces du testeur de traction (Instron 3342). La vitesse de la tête transversale était de 10 mm / min. La résistance au déchirement est calculée comme suit : la force maximale (N) est divisée par l'épaisseur de l'échantillon d'essai. La résistance à la déchirure est d'au moins 3,0 N / mm, de préférence de 20 à 25 N/mm. 3. La flexibilité a été calculée comme suit : le déplacement à la rupture divisé par la distance de la suture au bord du matériau de l'implant. 4. Densité de la mousse : Sur des échantillons d'une épaisseur d'environ 8-10 mm, les dimensions et le poids de l'échantillon ont été déterminées et la densité (g / cm3) a été calculée à partir de la masse (g) et du volume (cm 3 ) du matériau. 5. Dégradation du scaffold poreux. Il est prévu que la dégradation in vivo se produise sur une période moyenne de 4 ans. Selon les tests de l’art passé et en particulier les tests du brevet du polyuréthane Orteq, les changements de poids moléculaire pendant la dégradation in vitro à 37 °C dans un tampon phosphate ont montré, après 1,5 ans, que le poids moléculaire a diminué jusqu'à 50% de son poids moléculaire d'origine. 6. Cytotoxicité de l'implant. Elle a été démontrée non toxique pour le copolymère avec les unités di-uréthane dérivée de la LDI (lysine diisocyanate). Un segment d'un implant polymère a été extrait et l'extrait a été mis en contact avec des cellules. La lyse des cellules (mort cellulaire), l'inhibition de la croissance cellulaire et d'autres effets sur les cellules causées par l'extrait ont été déterminés. L'implant est passé et il n'y avait aucune évidence de lyse cellulaire. 7. De même, absence de réaction allergique ou d’irritation après injection du produit par voie intra dermique du lapin ; ou de toxicité systémique après injections intra-péritonéale sur des souris. 8. Génotoxicité sur implant : mutation inverse bactérienne. Le test a été réalisé pour évaluer le potentiel mutagène de l'implant poluréthane brevet Orteq. Les bactéries ont été exposées aux extraits d'implants ; la mutation a été déterminée après incubation. L'implant selon la présente invention a montré une absence d’effet toxique. 9. Génotoxicité sur implant : test d'aberration chromosomique dans des cellules de mammifères in vitro. Le test a été réalisé pour évaluer les propriétés clastogènes potentielles sur les chromosomes des lymphocytes humains. Des cultures de lymphocytes humains ont été exposées à l'implant extrait dans du NaCl à 0,9%. Une étude préliminaire a été réalisée sans le système d'activation métabolique afin de déterminer la toxicité possible de cinq concentrations de l'extrait. La concentration non toxique la plus élevée (40 μL d'extrait / mL de milieu de culture) a été testée. Après la période de contact, les cultures ont été traitées afin d'effectuer la préparation des chromosomes. La détection des aberrations a été réalisée en observant les chromosomes. L'implant est passé, aucun effet n'a été observé. 10. Génotoxicité sur implant : micronoyau de moelle osseuse de souris. Le test a été réalisé pour évaluer la puissance mutagène après des injections intra-péritonéales chez des souris des extraits d'implants. Le test et les groupes témoins négatifs ont reçu une injection intra-péritonéale pendant deux jours, tandis que les souris témoins positives ont reçu une seule injection intra-péritonéale de cyclophosphamide le deuxième jour. Des souris ont été observées immédiatement après l'injection pour l'état de santé général et pour tout effet indésirable. Au jour 3, toutes les souris ont été pesées et terminées. Les fémurs ont été excisés, la moelle osseuse a été extraite et des préparations de frottis en double ont été réalisées sur chacune d'elles. Des cellules de mammifères ont été exposées à l'implant extrait dans du NaCl à 0,9% et dans de l'éthanol à 96%. La mutation a été déterminée après incubation. L'implant a passé, il n'y avait pas d'effets mutagènes / toxiques observés. 11. Etude de toxicité subchronique combinée et étude de tolérance locale sur un matériau d'implant et un implant accéléré (segments de polyuréthanne). Des produits de dégradation d'implant accélérés ont été fabriqués comme suit. Le matériau d'implant en poudre a été soumis à du HCl 9M pendant 3 jours. Le matériau restant (les segments durs) a été isolé à travers plusieurs étapes de lavage, centrifugé et séché. Une purification supplémentaire a été effectuée par lavage avec de l'eau apyrogène et finalement lavage avec de l'éthanol à 96% (qualité pharmaceutique). Après séchage dans un four à vide, les segments durs ont été pulvérisés avec un moteur et un pilon. L'analyse Malditov- et 1H-RMN a montré que la dégradation du segment mou était efficace et que les segments durs étaient principalement restés. L'analyse MEB était trop grande et non représentative de la taille réelle des segments durs (les petites particules regroupées à la suite du processus de lavage et de séchage). Par conséquent, une procédure de sonication a été réalisée dans une solution saline à 0,9%, ce qui a donné une dispersion laiteuse dans laquelle, au repos, aucun sédiment n'a été observé. L'analyse SEM a révélé que 98% des particules dans la dispersion laiteuse étaient représentatives de la taille des segments durs qui seraient attendus après dégradation in vivo des segments mous (70 à 130 nm). La dispersion laiteuse (0,4 ml) a été injectée dans l'espace sous-cutané dorsal des rats et le site a été marqué par tatouage à l'encre pour identifier le site d'injection à la nécropsie. De plus, des disques de matériel d'implant pesant 90 ± 2 mg d'une épaisseur de 2,5 ± 1,1 mm ont été stérilisés et implantés dans un côté du dos de 10 rats mâles et de 10 rats femelles (de l'autre côté du dos 2 mL de 0,9 % NaCl a été injecté en tant que contrôle). Un groupe témoin a reçu un disque de polyéthylène haute densité. Les rats ont été observés immédiatement après l'implantation et tous les jours après pour détecter la mortalité ou la morbidité et tout signes cliniques normaux. Le poids corporel et la prise alimentaire ont été enregistrés chaque semaine. A la fin de l'intervalle d'implantation (13 semaines), des échantillons de sang ont été prélevés pour l'hématologie et la chimie clinique et les rats ont été soumis à une nécropsie sous-acroscopique et à un examen microscopique d'organes sélectionnés et de sites implantés. Aucune mortalité ou signe clinique pouvant être lié à un effet toxique des implants n'a été observé. Le matériau d'implant dégradé (segments durs) a été absorbé par les macrophages. 12. Etude combinée de toxicité chronique et de tolérance locale sur un matériau d'implant et un implant accéléré (segments de polyuréthane), 26 semaines. Un groupe de rats a été implanté avec l'implant de la présente invention. Un groupe a été injecté avec l'implant dégradé accéléré (agglomérats de segments de polyuréthane de tailles 70-130 nm) comme décrit ci-dessus. Un groupe témoin de 10 rats mâles et 10 rats femelles a reçu un disque de polyéthylène haute densité. Les rats ont été observés immédiatement après l'implantation, puis quotidiennement pour détecter la mortalité ou la morbidité et tout signe clinique anormal. Le poids corporel et l'apport alimentaire ont été enregistrés une fois par semaine. À la fin de l'intervalle d'implantation (26 semaines), des échantillons de sang ont été prélevés pour l'hématologie et la chimie clinique et les rats ont été soumis à une nécropsie macroscopique et à un examen microscopique des organes sélectionnés et des sites implantés. L'implant a passé, il n'y avait aucun signe clinique d'effet toxique. Le matériel d'implant dégradé (segments durs) a subi une phagocytose par les macrophages. 13. Analyse des débris d'usure. Le stress que subit le genou est très élevé et des particules de l'implant peuvent se détacher de l'implant. Un test de débris d'usure pour les implants polymère polyuréthane a été effectué dans le modèle de genou de lapin pour montrer la sécurité des débris de particules. Ce test a été réalisé pour évaluer la tolérance locale des débris d'usure résultant de l'implantation, quatre semaines après une injection intra-articulaire dans le genou de lapin. Quatre semaines après l'injection, chaque genou a été disséqué, ouvert et examiné et un examen macroscopique de chaque compartiment du genou a été réalisé. Il n'y avait pas de signes de douleur ou de gonflement et il n'y avait pas d'accumulation de liquide synovial. 14. Implantation chez les moutons ou chèvres : les tests sur animaux vivants vont être réalisés pour évaluer la présente invention de scaffold composite polyuréthane-polymère et collage recombinant de plante. Selon la procédure suivante, dont les résultats seront publiés. La perte du capital méniscal, après méniscectomie pour lésions graves, ou du fait du processus arthrosique avec perte de grade 3 ou 4 du cartilage fémoro-tibial (médial et/ou latéral), est responsable de l’aggravation de l’arthrose du genou, (23) :Scheller et al., Arthroscopy 17: 946-52 (2001). Les implants poreux de la présente invention vont être étudiés pour évaluer leurs performances à long terme après implantation dans un modèle de méniscectomie ovine partielle sur la chèvre. Dix chèvres matures sont soumis à une méniscectomie totale unilatérale. Chez 5 animaux, la méniscectomie totale a été remplacée par un échafaudage. Le résultat principal mesuré était le classement histologique des lésions cartilagineuses sur le plateau tibial et le condyle fémoral. Résultats secondaires : (i) apparence générale du genou, (ii) coefficient de frottement de l'échafaudage en fonction du temps, (iii) évidence de pénétration tissulaire dans l'échafaudage, et (iv) caractéristiques de transfert de charge en fonction du temps. Trois mois après l'implantation, 5 genoux implantés sur un échafaud et 5 genoux partiellement méniscectomisés sont analysés. Trois mois plus tard, la colonisation cellulaire de l'échafaudage sera analysée. Les dommages du cartilage sont analysés ; pour démontrer que la protection du cartilage est assurée par l'échafaudage par rapport à la méniscectomie partielle sans implantation d'échafaudage. 15. Un projet de demande d’essai clinique chez l’homme sera déposé aux autorités sanitaires Bibliographie 1. Allen PR, Denham RA, Swan AV. Late degenerative changes after meniscectomy: factors affecting the knee after operation. J Bone Joint Surg Br. 1984;66(5):666-671. 2. 1. Allen PR, Denham RA, Swan AV. Late degenerative changes after meniscectomy: factors affecting the knee after operation. J Bone Joint Surg Br. 1984;66(5):666-671. 3. 38. Steadman JR, Rodkey WG. Tissue-engineered collagen meniscus implants: 5- to 6-year feasibility study results. Arthroscopy. 2005; 21(5):515-525. 4. Efe T, Getgood A, Schofer MD, et al. The safety and short-term efficacy of a novel polyurethane meniscal scaffold for the treatment of segmental medial meniscus deficiency. 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Évaluation à court terme d'un remplacement du ménisque total en uréthane de polycarbonate de forme anatomique dans un modèle de chèvre ; ACT Vrancken, W. Madej, G. Hannink, N. Verdonschot, TG van Tienen, P. Buma ; https://doi.org/10.1371/journal.pone.0133138; PLoS ONE 10 (7): juillet 20, 2015 22. Les éponges polymères dégradables poly (epsilon-caprolactone) et poly (L-lactique-co-glycolique) atténuent la réponse des astrocytes et la croissance des lésions dans les lésions cérébrales traumatiques aiguës. Wong DY 1 , Hollister SJ , Krebsbach PH , Nosrat C ; Tissue Eng. 2007 oct; 13 (10): 2515-23 23. Scheller et al., Arthroscopy 17: 946-52 (2001) 24. Ménisque artificiel Polycarbonate et fibres synthétiques de Kevlar - Google Brevets US20170202672A1 Matériau biocomposite poreux comprenant une matrice polymérique possédant des pores définis par plusieurs surfaces, et du collagène qui recouvre totalement ou partiellement les surfaces des pores et les surfaces externes de la matrice polymérique, caractérisé en ce que : - la matrice polymérique comprend un copolymère qui est le produit de la réaction d’un mélange comprenant : un prépolymère (A) qui est un poly(ε-caprolactone) diol; un prépolymère (B) qui est un poly(lactide-co-glycolide) terminé par un groupe hydroxyle aux deux extrémités de sa molécule et qui a un rapport molaire de lactide au glycolide allant de 75/25 à 50/50; et un diisocyanate (C) qui est un ester d’alkyle en C1 à C4 de lysine diisocyanate; et, éventuellement un catalyseur; le rapport molaire entre le prépolymère (A) et le prépolymère (B) dans le mélange étant de 10/90 à 90/10; la quantité molaire du diisocyanate (C) dans le mélange étant d’environ une fois la quantité molaire totale du prépolymère (A) et du prépolymère (B), - le rapport, en poids, du collagène sur la matrice polymérique est de 20/80 à 40/60. Matériau biocomposite poreux selon la revendication 1, caractérisé en ce qu ’il est biorésorbable, bicompatible et biodégradable. Matériau biocomposite poreux selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce que le prépolymère (A) et le prépolymère (B) sont biocompatibles et biodégradables et ont chacun un poids moléculaire allant de 600 g/mol à 15000 g/mol ou supérieur à 15000 g/mol, de préférence entre 1000 g/mol et 10000 g/mol. Matériau biocomposite poreux selon l’une quelconque des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que le prépolymère (B) a un rapport molaire de lactide au glycolide de 50/50. Matériau biocomposite poreux selon l’une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que la taille des pores de la matrice polymérique est comprise entre 25 microns et 500 microns, préférentiellement entre 50 microns et 300 microns. Matériau biocomposite poreux selon l’une quelconque des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que la matrice polymérique a une porosité de 40% à 95% en volume, en particulier de 74% à 85% en volume. Matériau biocomposite poreux selon l’une quelconque des revendications 1 à 6, caractérisé en ce que la matrice polymérique a un poids moléculaire moyen supérieur à supérieur à 100000 g/mole, préférentiellement, un poids moléculaire moyen allant de 250000 g/mole à 400000 g/mole. Matériau biocomposite poreux selon l’une quelconque des revendications 1 à 7, caractérisé en ce qu ’il présente une densité de 0,1 g/cm 3 à 0,5 g/cm 3 ; préférentiellement de 0,3 g/cm 3 . Matériau biocomposite poreux selon l’une quelconque des revendications 1 à 8, caractérisé en ce qu ’il présente une résistance au déchirement d'une valeur égale ou supérieure à 10 N/mm, préférentiellement, d’une valeur comprise entre 20 N/mm à 25 N/mm ; et une résistance à la compression comprise entre 2 MPa et 3 MPa ; et un allongement à la rupture d'une valeur supérieure à 300 %, préférentiellement d’une valeur comprise entre 350 % et 500%. Matériau biocomposite poreux selon l’une quelconque des revendications 1 à 9, caractérisé en ce que le collagène est un collagène humain, un collagène non humain par exemple bovin, ou une combinaison de ceux-ci. Matériau biocomposite poreux selon l’une quelconque des revendications 1 à 10, caractérisé en ce que le collagène est un collagène recombinant humain produit dans des plantes génétiquement modifiées, en particulier un collagène recombinant humain exprimé par des plants de tabac. Matériau biocomposite poreux selon l’une quelconque des revendications 1 à 11, caractérisé en ce que le collagène est un collagène de type I ou II ou une combinaison de ceux-ci. Matériau biocomposite poreux selon l’une quelconque des revendications 1 à 12, caractérisé en ce qu’ il comprend en outre un ou plusieurs types de cellules vivantes. Matériau biocomposite poreux selon la revendication 13, caractérisé en ce que les cellules vivantes sont sélectionnées dans le groupe constitué des chondroblastes, chondrocytes, cellules souches, cellules souches mésenchymateuses, cellules souches adipeuse, où lesdites cellules souches ne sont pas des cellules souches embryonnaires humaines. Matériau biocomposite poreux selon l’une des quelconque revendications 1 à 14, caractérisé en ce qu ‘il comprend en outre au moins un agent bioactif actif. Matériau biocomposite poreux selon la revendication 15, caractérisé en ce que l’au moins un agent bioactif actif est choisi dans le groupe constitué par des agents anesthésiques, des agents opacifiants, des agents anti-inflammatoires, des agents thérapeutiques, des facteurs de croissance, des plaquettes sanguines ou leurs combinaisons. Matériau biocomposite poreux selon l’une des revendications 1 à 16, caractérisé en ce que sa matrice polymérique poreuse se présente sous la forme d’un corps moulé, de préférence, un corps moulé qui a la forme d’un ménisque, latéral ou médial, du genou. Matériau biocomposite poreux selon l’une des revendications 1 à 16, sous une forme convenant à une utilisation comme implant de réparation d’une lésion du ménisque, latéral ou médial, du genou, et/ou de prévention ou de traitement d’une lésion du cartilage articulaire du genou, et/ou de prévention ou de traitement d’une arthrose du genou, notamment de l’arthrose grade 3 et 4 du genou. Utilisation du matériau biocomposite selon l’une des revendications 1 à 16, pour la fabrication d'un implant de réparation d’une lésion du ménisque, latéral ou médial, du genou, et/ou de prévention ou de traitement d’une lésion du cartilage articulaire du genou, et/ou de prévention ou de traitement d’une arthrose du genou, notamment de l’arthrose grade 3 ou 4 du genou ; et/ou de régénération du cartilage des articulations du genou. Implant de réparation d’une lésion du ménisque du genou ; et/ou de traitement d’une lésion du cartilage articulaire du genou ; et/ou de prévention ou de traitement d’une arthrose du genou, notamment de l’arthrose grade 3 ou 4 du genou ; et/ou de régénération du cartilage des articulations du genou, caractérisé en ce qu 'il comprend un matériau biocomposite selon l’une des revendications 1 à 18. Implant selon la revendication 19, caractérisé en ce qu ’il est réalisé sous une forme en C unique utilisable aussi bien pour le ménisque latéral que pour le ménisque médial, Implant selon la revendication 20 ou 21, caractérisé en ce qu ’il est résorbé progressivement après implantation chez un patient en une 6 mois à 18 mois, de préférence en 6 mois à 12 mois, après l'implantation Procédé de fabrication d’un matériau biocomposite selon l’une des revendications 1 à 18, comprenant au moins les étapes consistant : - à fournir une matrice polymérique poreuse selon l’une des revendications 1 à 9, - à appliquer du collagène à la matrice polymérique pour obtenir le matériau biocomposite. Procédé selon la revendication 23, dans lequel le collagène est appliqué à la matrice polymérique poreuse par trempage, cross-linking chimique ou cross-linking thermique. Procédé selon la revendication 23 ou 24, dans lequel le collagène est un collagène recombinant humain de type I et II.