FR 3110386 A1 20211126 FR 2005385 A 20200520 « MATÉRIAU DE SUBSTITUTION OSSEUX POREUX » La présente invention concerne un matériau de substitution osseux poreux destiné à la réparation osseuse, en particulier la réparation d’un défaut osseux cavitaire et/ou la réparation d’un défaut osseux segmentaire. MATÉRIAU DE SUBSTITUTION OSSEUX POREUX La présente invention appartient au domaine des matériaux de substitution osseux destinés à la réparation osseuse, en particulier la réparation d’un défaut osseux cavitaire et/ou la réparation d’un défaut osseux segmentaire. Art antérieur L’os est continuellement soumis à un processus de renouvellement et de réparation. En effet, notre capital osseux s’adapte ainsi aux sollicitations biomécaniques de notre existence, en remplaçant le tissu ancien par du tissu neuf. Les os sont composés de cellules, les ostéocytes, entourées d’une matrice extracellulaire minéralisée. Cette matrice est renouvelée grâce à l’équilibre entre l’action de deux types de cellules : les ostéoblastes et les ostéoclastes. Les ostéoblastes synthétisent la matrice osseuse, tandis que les ostéoclastes éliminent les tissus osseux vieillissants sous l’effet de différentes hormones et des sollicitations mécaniques. Ce processus donne à l’os d’étonnantes propriétés d’autoréparation, le rendant capable se régénérer en cas de lésion. Ainsi, après une fracture, le réalignement et le maintien du membre suffisent généralement à la guérison : en générant du nouveau tissu, le processus d’ostéogenèse comble le déficit dû à la fracture, restaurant l’efficacité fonctionnelle de l’os. Cependant, dans certains cas, ce processus naturel d’autoréparation est insuffisant : environ une fois sur dix, des problèmes mécaniques ou biologiques empêchent l’autoréparation d’une fracture. Par ailleurs, certaines lésions osseuses rencontrées chez les victimes d’accidents domestiques ou de la route, d’attentats, certaines pathologies (comme la pseudo-arthrose) ou interventions chirurgicales (ablation de tumeurs, de kystes, de foyers infectieux) peuvent aboutir à d’importantes pertes de substance osseuse que l’ostéogenèse naturelle ne suffira pas à combler. La reconstruction de l’os doit alors être assistée. Une solution envisagée pour réparer un os est de greffer une fraction osseuse autologue. On parle alors d’autogreffe osseuse. L’autogreffe ne produit pas de réaction immunitaire de défense, puisque le tissu provient du patient. Elle aboutit cependant à une mort cellulaire importante dans le tissu transplanté. La capacité du greffon à produire de nouvelles cellules osseuses peut compenser cette perte, mais elle dépend notamment de la vascularisation du greffon. Cette dernière est en effet indispensable à l’os en reconstruction : les vaisseaux apportent l’énergie et les nutriments nécessaires à la prolifération cellulaire. Par ailleurs, l’autogreffe suppose deux opérations (prélèvement puis greffe) pouvant occasionner des complications (douleurs, abcès, névralgies). La taille du greffon nécessaire au comblement représente une autre limite importante. Une autre solution envisagée pour réparer un os est de greffer une fraction osseuse provenant d’un donneur. Ces deux solutions ne sont pas satisfaisantes. C’est pourquoi, il apparaît nécessaire de mettre au point un matériau de substitution osseux présentant des propriétés analogues à l’os naturel, mais capable également de promouvoir l’ostéosynthèse associée à des facteurs de croissance, des cellules progénitrices. Pour permettre la réparation d’un défaut osseux, le matériau de substitution osseux doit posséder deux propriétés importantes : - l’ostéoconduction, qui désigne la capacité du matériau à servir de support passif à la repousse osseuse, et - l’ostéo-induction, propriété d’un matériau contenant des protéines, dont la libération induit la cascade biologique nécessaire à la formation osseuse. Il doit en outre être poreux et résorbable. Plusieurs types de matériaux sont utilisés comme support passif de colonisation cellulaire et tissulaire : il peut s’agir de céramiques naturelles ou synthétiques, ou encore de différents matériaux d’origine naturelle dont la composition chimique se rapproche de celle de la phase minérale de l’os. Les matériaux d’origine naturelle utilisés sont de provenances diverses : à titre d’exemple on peut citer l’os bovin céramisé ou l’exosquelette de corail (porites), un carbonate de calcium qui présente des propriétés ostéoconductrices et biomécaniques intéressantes. Les matériaux synthétiques les plus souvent utilisés pour le comblement des défauts osseux sont l’hydroxyapatite et les phosphates tricalciques, deux espèces minérales de la famille des phosphates, purs ou en mélange. Ils peuvent être préparés sous forme de blocs ou de granules. La maîtrise de la densité, de la taille des grains et de la porosité déterminera le comportement du matériau in vivo . Toutefois, lorsqu’ils sont utilisés, ces matériaux ne peuvent être utilisés seuls et nécessitent d’être associés à des facteurs de croissance, des cellules progénitrices. De plus, ces matériaux ne permettent pas une restauration de la continuité et de la structure osseuse dans des défauts osseux importants et allient rarement les propriétés d’ostéoconduction et d’ostéo-induction à une biodégradabilité contrôlée et complète, en harmonie avec les cinétiques de régénération osseuse. Les inventeurs ont donc mis au point un nouveau matériau de substitution osseux poreux présentant une bonne ostéoconduction et une bonne ostéo-induction tout en présentant une bonne biocompatibilité et une dégradation adaptée à la régénération osseuse. De plus, le matériau de substitution osseux poreux est facilement manipulable pour le chirurgien, et facilement façonnable pour s’adapter à tous types de défauts osseux, y compris les défauts osseux importants. Ainsi, la présente invention a donc pour objet un matériau de substitution osseux poreux comprenant : - au moins une matrice élastomère poreuse, et - des particules d’os décellularisé. La présente invention a également pour objet l’utilisation dudit matériau de substitution osseux poreux dans la réparation osseuse, de préférence la réparation d’un défaut osseux cavitaire et/ou la réparation d’un défaut osseux segmentaire. La présente invention a également pour objet un kit de réparation osseuse comprenant le matériau de substitution osseux poreux. La présente invention a également pour objet un procédé de préparation d’un matériau de substitution osseux. Description détaillée de l’invention La présente invention a donc pour objet un matériau de substitution osseux poreux comprenant : - au moins une matrice élastomère poreuse, et - des particules d’os décellularisé. Au sens de la présente invention, on entend par « matériau de substitution osseux », un support physique sur lequel des cellules ostéoprogénitrices peuvent adhérer, migrer, proliférer et se différencier en ostéoblastes, cellules responsables de la formation osseuse, à la surface et à l’intérieur du matériau de substitution osseux. Avantageusement, le matériau de substitution osseux selon l’invention est un matériau composite comprenant au moins une matrice élastomère poreuse et des particules d’os décellularisé, dont les propriétés individuelles se combinent pour former un matériau hétérogène (le matériau de substitution osseux) ayant des performances globales fortement améliorées, propriétés ne pouvant être observées avec l’au moins une matrice élastomère ou des particules d’os décellularisé, lorsqu’utilisées individuellement. Les inventeurs ont montré de manière surprenante que le matériau de substitution osseux poreux comprenant au moins une matrice élastomère et des particules d’os décellularisé selon l’invention, présente : - des propriétés mécaniques suffisantes pour résister aux contraintes de force, mais aussi au processus de régénération dans la zone à réparer et être un support pour le tissu osseux dans cette zone, - une porosité et une interconnectivité permettant la circulation des cellules progénitrices, des nutriments et autres molécules intervenant dans les régularisations de ces processus, tout en permettant une vascularisation interne du matériau de substitution osseux poreux de l’invention. Plus particulièrement, les inventeurs ont montré que le matériau de substitution osseux poreux est à la fois stable mécaniquement (module de Young E de 100-300kPa), non toxique (activité métabolique des cellules stromales mésenchymateuses supérieure à 90% après 24 heures d’incubation avec le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention), biodégradable (durée de vie à 37°C comprise entre 12 et 65 mois) et ostéo-conducteur. En effet, les inventeurs ont montré que le matériau de substitution osseux poreux permet l’adhésion des cellules progénitrices ainsi que leur prolifération, y compris en profondeur, suivie de la différenciation des cellules progénitrices en ostéoblastes. Au sens de la présente invention, on entend par « matrice élastomère », une structure constituée d’un système élastomère poreux, ladite structure étant capable d'inclure les particules d’os décellularisé. Avantageusement, l’au moins une matrice élastomère selon la présente invention présente une bonne biodégradabilité, une bonne biocompatibilité et de bonnes propriétés mécaniques. Au sens de la présente invention, on entend par « élastomère », un ou plusieurs polymères réticulés présentant des propriétés d’«élasticité caoutchouteuse ». Dans un mode de réalisation particulier de l’invention, l’élastomère doit être biocompatible et biodégradable. Au sens de la présente invention, par matrice élastomère « biocompatible », on entend une matrice élastomère qui est avantageusement à la fois compatible pour une implantation chez un patient, c'est-à-dire que cette implantation présente un rapport bénéfice/risque favorable du point de vue thérapeutique, par exemple au sens de la Directive 2001/83/CE, soit un risque réduit voire inexistant pour le patient, versus le bénéfice thérapeutique concerné ; et compatible pour y inclure des particules d’os décellularisé, c'est-à-dire qu’elle permet l'inclusion des particules d’os décellularisé, qu’elle ne dégrade pas ou peu l'activité des particules d’os décellularisé incluses dans la matrice, et qui est adaptée à la reconstruction osseuse une fois que le biomatériau est implanté chez un patient, humain ou animal. Au sens de la présente invention, par matrice élastomère « biodégradable », on entend une matrice élastomère qui est biorésorbable et/ou biodégradable et/ou bioabsorbable, avec un but commun de disparition progressive, avec un ou des mécanismes différents ou complémentaires de dégradation, solubilisation ou d'absorption de la matrice élastomère chez le patient, humain ou animal, chez lequel le matériau a été implanté. Dans un mode de réalisation particulier de l’invention, l’au moins une matrice élastomère selon l’invention comprend un élastomère à base de poly(ester-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulièrement avantageux de l’invention, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend un élastomère à base de poly(ester-urée-uréthane), l’ester étant choisi parmi des oligomères de caprolactone (PCL), des oligomères d’acide lactique (PLA), des oligomères d’acide glycolique (PGA), des oligomères d’hydroxybutyrate (PHB), des oligomères d’hydroxyvalerate (PVB), des oligomères de dioxanone (PDO), des oligomères de poly(éthylène adipate) (PEA), des oligomères de poly(butylène adipate) (PBA) ou des combinaisons de ceux-ci. Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane). Dans un autre mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(acide lactique-urée-uréthane). Dans un autre mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(acide glycolique-urée-uréthane). Dans un autre mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(hydroxyvalerate-urée-uréthane). Dans un autre mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(hydroxybutyrate-urée-uréthane). Dans un autre mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(dioxanone-urée-uréthane). Dans un autre mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(éthylène adipate-urée-uréthane). Dans un autre mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(butylène adipate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) et de poly(acide lactique-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) et de poly(acide glycolique-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) et de poly(hydroxyvalerate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) et de poly(hydroxybutyrate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) et de poly(dioxanone-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) et de poly(éthylène adipate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) et de poly(butylène adipate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(acide lactique-urée-uréthane) et de poly(acide glycolique-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(acide lactique-urée-uréthane) et de poly(hydroxyvalerate-urée-uréthane).Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(acide lactique-urée-uréthane) et de poly(hydroxybutyrate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(acide lactique-urée-uréthane) et de poly(dioxanone-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(acide lactique-urée-uréthane) et de poly(éthylène adipate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(acide lactique-urée-uréthane) et de poly(butylène adipate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(acide glycolique-urée-uréthane) et de poly(hydroxyvalerate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(acide glycolique-urée-uréthane) et de poly(hydroxybutyrate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(acide glycolique-urée-uréthane) et de poly(dioxanone-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(acide glycolique-urée-uréthane) et de poly(éthylène adipate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(acide glycolique-urée-uréthane) et de poly(butylène adipate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(hydroxyvalerate-urée-uréthane) et de poly(hydroxybutyrate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(hydroxyvalerate-urée-uréthane) et de poly(dioxanone-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(hydroxyvalerate-urée-uréthane) et de poly(éthylène adipate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(hydroxyvalerate-urée-uréthane) et de poly(butylène adipate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(dioxanone-urée-uréthane) et de poly(éthylène adipate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(dioxanone-urée-uréthane) et de poly(butylène adipate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(éthylène adipate-urée-uréthane) et de poly(butylène adipate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), de poly(acide lactique-urée-uréthane) et de poly(acide glycolique-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), de poly(acide lactique-urée-uréthane), de poly(acide glycolique-urée-uréthane) et de poly(hydroxyvalerate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), de poly(acide lactique-urée-uréthane), de poly(acide glycolique-urée-uréthane) et de poly(hydroxybutyrate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), de poly(acide lactique-urée-uréthane), de poly(acide glycolique-urée-uréthane), de poly(hydroxyvalerate-urée-uréthane) et de poly(hydroxybutyrate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), de poly(acide lactique-urée-uréthane), de poly(acide glycolique-urée-uréthane), de poly(hydroxyvalerate-urée-uréthane) , de poly(hydroxybutyrate-urée-uréthane) et de poly(dioxanone-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), de poly(acide lactique-urée-uréthane), de poly(acide glycolique-urée-uréthane), de poly(hydroxyvalerate-urée-uréthane) , de poly(hydroxybutyrate-urée-uréthane), de poly(dioxanone-urée-uréthane) et de poly(butylène adipate-urée-uréthane). Dans un mode de réalisation particulier, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), de poly(acide lactique-urée-uréthane), de poly(acide glycolique-urée-uréthane), de poly(hydroxyvalerate-urée-uréthane) , de poly(hydroxybutyrate-urée-uréthane), de poly(dioxanone-urée-uréthane) , de poly(butylène adipate-urée-uréthane) et de poly(éthylène adipate-urée-uréthane). Ces élastomères permettent en effet la mise en œuvre de la présente invention et présentent en outre les avantages d'être cytocompatibles, de permettre la restauration des contraintes physiologiques de l’os déficient, d'éviter une ré-opération après la restauration et de permettre une reconstruction correcte de l’os déficient. De manière particulièrement avantageuse, l’au moins une matrice élastomère du matériau de substitution osseux poreux est une matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane). Cette matrice comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), présente en outre l’avantage d’avoir un caractère élastomère, lui conférant de la souplesse, possédant une structure poreuse interconnectée et des propriétés d’ostéo-induction adaptées à la reconstruction osseuse. Dans un mode de réalisation selon l’invention, les particules d’os présentes dans le matériau de substitution osseux poreux sont des particules d’os décellularisé. Au sens de la présente invention, on entend par « os décellularisé », la matrice collagénique osseuse constituée exclusivement de collagène, en particulier du collagène de type I, de la phase minérale constituée de cristaux d’hydroxyapatite (phosphate de calcium cristallisé) et de carbonate de calcium, et des protéines ostéo-inductives. Avantageusement, l’os décellularisé est obtenu à partir d’un os naturel spongieux. Avantageusement, l’os naturel spongieux peut être une tête fémorale humaine. En d’autres termes, l’os décellularisé selon l’invention est dépourvu de toutes cellules osseuses (les ostéoblastes, les ostéoclastes, les ostéocytes et les cellules bordantes de l’os) et de tous constituants potentiellement pathogènes. Dans un mode de réalisation particulier, la proportion de collagène présente dans une particule d’os décellularisé est comprise entre 10 et 40 % en poids, avantageusement entre 15% et 35 %. Avantageusement, la particule d’os décellularisé est constituée de collagène de type I et de collagène de type III. Avantageusement, une particule d’os décellularisé comporte par rapport au poids total de la particule : - une proportion de lipides inférieure à 2 % en poids, - une proportion de protéines comprise entre 25 et 45 % en poids, - une proportion de calcium de 10 à 30 % en poids, - une proportion de phosphore de 5 à 20 % en poids, - une teneur en eau inférieure à 15 % en poids, le rapport calcium/phosphore étant avantageusement de 1 à 2,2. Dans un mode de réalisation particulier, les particules d’os décellularisé du matériau de substitution osseux poreux peuvent être obtenues à partir d’os naturel. Avantageusement, les particules d’os naturel peuvent être obtenues à partir d’os allogénique ou xénogénique, d’origine humaine ou animale. Avantageusement, les particules d’os décellularisé du matériau de substitution osseux poreux peuvent être obtenues à partir d’os naturel selon l’un des procédés décrits dans les brevets FR2798294 ou EP0502059. Dans un mode de réalisation particulier, les particules d’os décellularisé du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention sont obtenues à partir d’un os naturel d’origine humaine ou animale. Avantageusement, les particules d’os décellularisé du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention sont obtenues à partir d’un os naturel spongieux. Avantageusement, l’os naturel spongieux peut être une tête fémorale humaine. Dans un mode de réalisation particulier, les particules d’os décellularisé selon l’invention présentent un diamètre compris entre 1nm et 1mm. Avantageusement, le diamètre des particules d’os décellularisé est compris entre 1nm et 1mm, avantageusement entre 10 nm et 900 µm, avantageusement entre 100 nm et 800 µm, avantageusement entre 100 nm et 700 µm, avantageusement entre 100 nm et 600 µm, avantageusement entre 100 nm et 500 µm, avantageusement entre 1µm et 800 µm avantageusement entre 1µm et 700 µm, avantageusement entre 10 µm et 600 µm, avantageusement entre 100 µm et 550 µm, avantageusement entre 200 µm et 500 µm, avantageusement entre 300 µm et 450 µm, avantageusement entre 300 µm et 400 µm. Avantageusement, le diamètre des particules d’os décellularisé est compris entre 300 µm et 400 µm. À titre d’exemple d’os décellularisé, on peut notamment citer l’Allodyn® et l’Osteopure® (OST Développement, Clermont Ferrand) pour l’os d’origine humaine, ou le produit Laddec®, (OST Développement, Clermont-Ferrand) pour l’os d’origine animale. Dans un mode de réalisation avantageux de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(ester-urée-uréthane), l’ester étant choisi parmi des oligomères de caprolactone (PCL), des oligomères d’acide lactique (PLA), des oligomères d’acide glycolique (PGA), des oligomères d’hydroxybutyrate (PHB), des oligomères d’hydroxyvalerate (PVB), des oligomères de dioxanone (PDO), des oligomères de poly(éthylène adipate) (PEA), des oligomères de poly(butylène adipate) (PBA) ou des combinaisons de ceux-ci, et - des particules d’os décellularisé. Dans un premier mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Dans un second mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(acide lactique-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Dans un troisième mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(acide glycolique-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Dans un quatrième mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) et de poly(acide lactique-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Dans un cinquième mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) et de poly(acide glycolique-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Dans un sixième mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(acide lactique-urée-uréthane) et de poly(acide glycolique-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Dans un septième mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), de poly(acide lactique-urée-uréthane) et de poly(acide glycolique-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Dans un huitième mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(hydroxyvalerate-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Dans un neuvième mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(hydroxybutyrate-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Dans un dixième mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(dioxanone-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Dans un onzième mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(éthylène adipate-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Dans un douzième mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(butylène adipate-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Dans un mode de réalisation avantageux de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention est constitué uniquement de : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(ester-urée-uréthane), l’ester étant choisi parmi des oligomères de caprolactone (PCL), des oligomères d’acide lactique (PLA), des oligomères d’acide glycolique (PGA), des oligomères d’hydroxybutyrate (PHB), des oligomères d’hydroxyvalerate (PVB), des oligomères de dioxanone (PDO), des oligomères de poly(éthylène adipate) (PEA), des oligomères de poly(butylène adipate) (PBA) ou des combinaisons de ceux-ci, et - des particules d’os décellularisé. Dans un mode de réalisation avantageux de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention consiste en : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(ester-urée-uréthane), l’ester étant choisi parmi des oligomères de caprolactone (PCL), des oligomères d’acide lactique (PLA), des oligomères d’acide glycolique (PGA), des oligomères d’hydroxybutyrate (PHB), des oligomères d’hydroxyvalerate (PVB), des oligomères de dioxanone (PDO), des oligomères de poly(éthylène adipate) (PEA), des oligomères de poly(butylène adipate) (PBA) ou des combinaisons de ceux-ci, et - des particules d’os décellularisé. Quel que soit le mode de réalisation susmentionné, les particules d’os décellularisé peuvent être obtenues à partir d’un os naturel d’origine humaine ou animale ou à partir d’un os synthétique. Avantageusement, les particules d’os décellularisé ayant un diamètre compris entre 1nm et 1mm, avantageusement compris entre 300µm et 400µm. Dans un mode de réalisation particulièrement avantageux de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Avantageusement, les inventeurs ont mis en évidence que la combinaison spécifique de particules d’os décellularisé et d’au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), confère au matériau de substitution osseux poreux une meilleure biocompatibilité du matériau due à la présence de l’hydroxyapatite. En effet, la dégradation de l’au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) produit un environnement légèrement acide, entrainant une diminution de la prolifération cellulaire. L’ajout des particules d’os décellularisé permet de neutraliser cette acidité, grâce à la présence d’hydroxyapatite. Les inventeurs ont également mis en évidence que la combinaison spécifique de particules d’os décellularisé et d’au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), permet une augmentation de l’ostéo-induction par rapport à l’utilisation de la matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) seule. En effet, l’ajout des particules d’os décellularisé entraine une augmentation de l’attachement cellulaire et une minéralisation sans ajout de facteurs exogènes, du fait des modifications de la topographie de la surface du matériau de substitution osseux poreux et/ou du relargage d’ion calcium. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention est constitué uniquement de : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention consiste en : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé, lesdites particules d’os décellularisé ayant été obtenues à partir d’un os naturel d’origine humaine ou animale ou à partir d’un os synthétique. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention cosiste en: - au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé, lesdites particules d’os décellularisé ayant été obtenues à partir d’un os naturel d’origine humaine ou animale ou à partir d’un os synthétique. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère poreuse comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé, lesdites particules d’os décellularisé ayant un diamètre compris entre 1nm et 1mm, avantageusement compris entre 300µm et 400µm. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention comprend : - au moins une matrice élastomère poreuse comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane), et - des particules d’os décellularisé, lesdites particules d’os décellularisé ayant un diamètre compris entre 1nm et 1mm, avantageusement compris entre 300µm et 400µm, lesdites particules d’os décellularisé ayant été obtenues à partir d’un os naturel d’origine humaine ou animale ou à partir d’un os synthétique. Dans un mode de réalisation particulier de l’invention, les particules d’os décellularisé représentent au moins 10% en poids du matériau de substitution osseux poreux. Avantageusement, les particules d’os décellularisé représentent au moins 11% en poids du matériau de substitution osseux poreux, avantageusement au moins 12%, avantageusement au moins 13%, avantageusement au moins 14%, avantageusement au moins 15%, avantageusement au moins 16%, avantageusement au moins 17%, avantageusement au moins 18%, avantageusement au moins 19%, avantageusement au moins 20%, avantageusement au moins 21%, avantageusement au moins 22%, avantageusement au moins 23%, avantageusement au moins 24%, avantageusement au moins 25%, avantageusement au moins 26%, avantageusement au moins 27%, avantageusement au moins 28%, avantageusement au moins 29%, avantageusement au moins 30%, avantageusement au moins 31%, avantageusement au moins 32%, avantageusement au moins 33%, avantageusement au moins 34%, avantageusement au moins 35%, avantageusement au moins 36%, avantageusement au moins 37%, avantageusement au moins 38%, avantageusement au moins 39%, avantageusement au moins 40%, avantageusement au moins 41%, avantageusement au moins 42%, avantageusement au moins 43%, avantageusement au moins 44%, avantageusement au moins 45%, avantageusement au moins 46%, avantageusement au moins 47%, avantageusement au moins 48%, avantageusement au moins 49%, avantageusement au moins 50% en poids du matériau de substitution osseux poreux. Avantageusement, les particules d’os décellularisé représentent entre 10% et 50% en poids du matériau de substitution osseux poreux. Avantageusement, les particules d’os décellularisé représentent entre 11% et 50%, avantageusement entre 12% et 50%, avantageusement entre 13% et 50%, avantageusement entre 14% et 50%, avantageusement entre 15% et 50%, avantageusement entre 16% et 50%, avantageusement entre 17% et 50%, avantageusement entre 18% et 50%, avantageusement entre 19% et 50%, avantageusement entre 20% et 50%, avantageusement entre 21% et 50%, avantageusement entre 22% et 50%, avantageusement entre 23% et 50%, avantageusement entre 24% et 50%, avantageusement entre 25% et 50%, avantageusement entre 26% et 50%, avantageusement entre 27% et 50%, avantageusement entre 28% et 50%, avantageusement entre 29% et 50%, avantageusement entre 30% et 50%, avantageusement entre 31% et 50%, avantageusement entre 32% et 50%, avantageusement entre 33% et 50%, avantageusement entre 34% et 50%, avantageusement entre 35% et 50%, avantageusement entre 36% et 50%, avantageusement entre 37% et 50%, avantageusement entre 38% et 50%, avantageusement entre 39% et 50%, avantageusement entre 40% et 50% en poids du matériau de substitution osseux poreux. Dans un mode de réalisation particulièrement avantageux de l’invention, les particules d’os décellularisé représentent 33% en poids du matériau de substitution osseux poreux. Dans un autre mode de réalisation particulièrement avantageux de l’invention, les particules d’os décellularisé représentent 50% en poids du matériau de substitution osseux poreux. Dans un mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux présente une taille de pores multi-échelle comprise entre 50 µm et 2000 µm. Au sens de la présente invention, les termes « taille de pores » et « diamètre de pores » peuvent être utilisés de manière interchangeable. Avantageusement, la taille des pores multi-échelle du matériau de substitution osseux poreux est comprise entre 50 µm et 2000 µm, avantageusement entre 50 µm et 1500 µm, avantageusement entre 50 µm et 1000 µm, avantageusement entre 50 µm et 800 µm, avantageusement entre 100 µm et 1500 µm, avantageusement entre 100 µm et 1000 µm, , avantageusement entre 100 µm et 800 µm. Au sens de la présente invention, on parle de macroporosité, lorsque la taille des pores est supérieure à 50nm, de microporosité, lorsque la taille des pores est inférieure à 2 nm et de mésoporosité, lorsque la taille des pores est comprise entre 2nm et 50nm. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux présente une macroporosité. Dans un mode de réalisation avantageux de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux présente une porosité totale supérieure ou égale à 60 %. Au sens de la présente invention, on entend par « porosité totale », le rapport du volume des espaces vides de matière sur le volume global du matériau de substitution osseux poreux. Avantageusement, la porosité totale du matériau de substitution osseux poreux est supérieure ou égale à 60%, avantageusement supérieure ou égale à 61%, avantageusement supérieure ou égale à 62%, avantageusement supérieure ou égale à 63%, avantageusement supérieure ou égale à 64%, avantageusement supérieure ou égale à 65%, avantageusement supérieure ou égale à 66%, avantageusement supérieure ou égale à 67%, avantageusement supérieure ou égale à 68%, avantageusement supérieure ou égale à 69%, avantageusement supérieure ou égale à 70%, avantageusement supérieure ou égale à 71%, avantageusement supérieure ou égale à 72%, avantageusement supérieure ou égale à 73%, avantageusement supérieure ou égale à 74%, avantageusement supérieure ou égale à 75%, avantageusement supérieure ou égale à 76%, avantageusement supérieure ou égale à 77%, avantageusement supérieure ou égale à 78%, avantageusement supérieure ou égale à 79%, avantageusement supérieure ou égale à 80%, avantageusement supérieure ou égale à 81%, avantageusement supérieure ou égale à 82%, avantageusement supérieure ou égale à 83%, avantageusement supérieure ou égale à 84%, avantageusement supérieure ou égale à 85%, avantageusement supérieure ou égale à 86%, avantageusement supérieure ou égale à 87%, avantageusement supérieure ou égale à 88%, avantageusement supérieure ou égale à 89%, avantageusement supérieure ou égale à 90%, avantageusement supérieure ou égale à 91%, avantageusement supérieure ou égale à 92%, avantageusement supérieure ou égale à 93%, avantageusement supérieure ou égale à 94%, avantageusement supérieure ou égale à 95%, avantageusement supérieure ou égale à 96%, avantageusement supérieure ou égale à 97%, avantageusement supérieure ou égale à 98%, avantageusement supérieure ou égale à 99%. Dans un mode de réalisation particulièrement avantageux, le matériau de substitution osseux poreux présente une porosité totale supérieure ou égale à 80 %. Avantageusement, la porosité totale du matériau de substitution osseux poreux est comprise entre 60 % et 95 %, avantageusement entre 61 % et 89 %, avantageusement entre 62 % et 88 %, avantageusement entre 63 % et 87 %, avantageusement entre 64 % et 86 %, avantageusement entre 65 % et 85 %, avantageusement entre 66 % et 84 %, avantageusement entre 67 % et 83 %, avantageusement entre 68 % et 82 %, avantageusement entre 69 % et 81 %, avantageusement entre 70 % et 80 %. Dans un mode de réalisation particulièrement avantageux, le matériau de substitution osseux poreux présente une porosité totale comprise entre 70 % et 90 %. Dans un mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux présente une interconnectivité entre les pores comprise entre 60% et 100%. Avantageusement, l’interconnectivité entre les pores est comprise entre 65% et 100%, avantageusement entre 70% et 100%, avantageusement entre 75% et 100%, avantageusement entre 80% et 100%, avantageusement entre 85% et 100%, avantageusement entre 90% et 100%, avantageusement entre 91% et 100%, avantageusement entre 92% et 100%, avantageusement entre 93% et 100%, avantageusement entre 94% et 100%, avantageusement entre 95% et 100%, avantageusement entre 96% et 100%, avantageusement entre 97% et 100%, avantageusement entre 98% et 100%, avantageusement entre 99% et 100%. Dans un mode de réalisation particulièrement avantageux de l’invention, l’interconnectivité entre les pores est supérieure à 65%, avantageusement supérieure à 70%, avantageusement supérieure à 75%, avantageusement supérieure à 80%, avantageusement supérieure à 85%, avantageusement supérieure à 90%, avantageusement supérieure à 91%, avantageusement supérieure à 92%, avantageusement supérieure à 93%, avantageusement supérieure à 94%, avantageusement supérieure à 95%, avantageusement supérieure à 96%, avantageusement supérieure à 97%, avantageusement supérieure à 98%, avantageusement supérieure à 99%. Dans un mode de réalisation particulièrement avantageux de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux présente une interconnectivité entre les pores de 100%. Dans un mode de réalisation particulièrement avantageux, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention présente une taille de pores multi-échelle comprise entre 50 µm et 2000 µm, une porosité totale comprise entre 60 % et 95 % et une interconnectivité entre les pores comprise entre 60% et 100%. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention présente une taille de pores multi-échelle comprise entre 50 µm et 2000 µm, une porosité totale comprise entre 70 % et 85 % et une interconnectivité entre les pores de 100%. Dans un mode de réalisation particulièrement avantageux, le matériau de substitution osseux poreux comprenant au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) et des particules d’os décellularisé, présente une taille de pores multi-échelle comprise entre 50 µm et 2000 µm, une porosité totale comprise entre 60 % et 95 % et une interconnectivité entre les pores comprise entre 60% et 100%. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux comprenant au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) et des particules d’os décellularisé, présente une taille de pores multi-échelle comprise entre 50 µm et 2000 µm, une porosité totale comprise entre 70 % et 85 % et une interconnectivité entre les pores de 100%. La porosité du matériau, la taille des pores et leur interconnexion ont une influence majeure sur la capacité du matériau de substitution osseux poreux à se vasculariser et se résorber progressivement. Ainsi, de par sa porosité totale comprise entre 70 % et 85 % et sa taille de pores multi-échelle comprise entre 50 µm et 2000 µm, le matériau de substitution osseux poreux comprenant au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) et des particules d’os décellularisé est particulièrement adapté à une migration cellulaire et à la formation d’os à l’intérieur dudit matériau de substitution osseux poreux. De plus, la taille des pores multi-échelle comprise entre 50 µm et 2000 µm et l’interconnectivité entre les pores de 100%, permettent de réguler l’angiogenèse et l’ostéogenèse à l’intérieur même du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention. En effet, le réseau poreux interconnecté permet de guider l‘attachement et la croissance cellulaire, et donc la croissance de l’os néoformé. Ainsi, le matériau de substitution osseux poreux comprenant au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) et des particules d’os décellularisé permet donc la migration des cellules progénitrices et leur différenciation en ostéoblastes, ce qui en fait un matériau ostéo-conducteur. La taille du matériau de substitution osseux poreux est dépendante de la taille et de l’épaisseur de l’os à reconstruire. Dans un mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux présente une taille comprise entre 10 mm et 20 cm et une épaisseur comprise entre 100 µm et 4 cm. Avantageusement, la taille du matériau de substitution osseux poreux est comprise entre 10 mm et 20 cm, avantageusement entre 50 mm et 20 cm, avantageusement entre 100 mm et 20 cm, avantageusement entre 500 mm et 20 cm, avantageusement entre 1 cm et 20 cm, avantageusement entre 2 cm et 20cm, avantageusement entre 3 cm et 20 cm, avantageusement entre 4 cm et 20 cm, avantageusement entre 5 cm et 20 cm, avantageusement entre 6 cm et 20 cm, avantageusement entre 7 cm et 20 cm, avantageusement entre 8 cm et 20 cm, avantageusement entre 9 cm et 20 cm, avantageusement entre 10 cm et 20 cm, avantageusement entre 11 cm et 20 cm, avantageusement entre 12 cm et 20 cm, avantageusement entre 13 cm et 20 cm, avantageusement entre 14 cm et 20 cm, avantageusement entre 15 cm et 20 cm. Dans un mode de réalisation particulier de l’invention, la taille du matériau de substitution osseux poreux est de 10 cm, notamment lorsque l’os à reconstruire est un os long. Avantageusement, l’épaisseur du matériau de substitution osseux poreux est comprise entre 100 µm et 4 cm, avantageusement entre 200 µm et 4 cm, avantageusement entre 500 µm et 4 cm, avantageusement entre 1 mm et 4 cm, avantageusement entre 1 cm et 4 cm, avantageusement entre 1 cm et 3 cm. Dans un mode de réalisation particulier avantageux, l’épaisseur du matériau de substitution osseux poreux est comprise entre 1 cm et 3 cm, notamment lorsque l’os à reconstruire est un os long. Dans un autre mode de réalisation particulier avantageux, l’épaisseur du matériau de substitution osseux poreux est comprise entre 100 µm et 1 cm, notamment lorsque l’os à reconstruire est un os plat. Dans un mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux présente un volume d’au moins 0,1 cm 3 . Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux présente un volume d’au moins 0,2 cm 3 , avantageusement au moins 0,3 cm 3 , avantageusement au moins 0,4 cm 3 , avantageusement au moins 0,5 cm 3 , avantageusement au moins 0,6 cm 3 , avantageusement au moins 0,7 cm 3 , avantageusement au moins 0,8 cm 3 , avantageusement au moins 0,9 cm 3 , avantageusement au moins 1 cm 3 , avantageusement au moins 2 cm 3 , avantageusement au moins 3 cm 3 , avantageusement au moins 4 cm 3 , avantageusement au moins 5 cm 3 , avantageusement au moins 6 cm 3 , avantageusement au moins 7 cm 3 , avantageusement au moins 8 cm 3 , avantageusement au moins 9 cm 3 , avantageusement au moins 10 cm 3 , avantageusement au moins 20 cm 3 , avantageusement au moins 30 cm 3 , avantageusement au moins 40 cm 3 , avantageusement au moins 50 cm 3 , avantageusement au moins 60 cm 3 , avantageusement au moins 70 cm 3 , avantageusement au moins 80 cm 3 , avantageusement au moins 90 cm 3 , avantageusement au moins 100 cm 3 , avantageusement au moins 150 cm 3 , avantageusement au moins 200 cm 3 , avantageusement au moins 250 cm 3 , avantageusement au moins 300 cm 3 , avantageusement au moins 350 cm 3 , avantageusement au moins 400 cm 3 . Dans un mode de réalisation avantageux, le matériau de substitution osseux poreux présente un volume compris entre 0,1 et 400 cm 3 . Dans un mode de réalisation de l’invention, le matériau de substitution osseux peut se présenter sous différentes formes, avantageusement sous formes cylindriques, planes ou de prismes. Avantageusement, le matériau de substitution osseux peut se présenter sous la forme d’une éponge poreuse souple, sous la forme d’une membrane poreuse souple, sous la forme d’un film poreux souple. Un autre aspect de l’invention concerne le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention pour son utilisation dans la réparation osseuse. Au sens de la présente invention, on entend par « réparation osseuse », la reconstruction par induction de l’ostéogenèse d’un os lésé. Le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention peut être utile pour réparer une variété de lésions orthopédiques. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention peut être utilisé pour la réparation d’un défaut osseux cavitaire et/ou la réparation d’un défaut osseux segmentaire. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention peut être utilisé pour la réparation d’un défaut osseux cavitaire. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention peut être utilisé pour la réparation d’un défaut osseux segmentaire. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention peut être utilisé pour la réparation d’un défaut osseux maxillo-facial. Au sens de la présente invention, on entend par « défaut osseux cavitaire », une perte d’os présentant un volume d’au moins 0,1 cm 3 sans perte de continuité par rapport à la surface totale de l’os ne présentant pas de défaut. Avantageusement, la perte d’os sans perte de continuité présente un volume d’au moins 0,1 cm 3 . Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux présente un volume d’au moins 0,2 cm 3 , avantageusement au moins 0,3 cm 3 , avantageusement au moins 0,4 cm 3 , avantageusement au moins 0,5 cm 3 , avantageusement au moins 0,6 cm 3 , avantageusement au moins 0,7 cm 3 , avantageusement au moins 0,8 cm 3 , avantageusement au moins 0,9 cm 3 , avantageusement au moins 1 cm 3 , avantageusement un volume d’au moins 2 cm 3 , avantageusement un volume d’au moins 3 cm 3 , avantageusement au moins 4 cm 3 , avantageusement au moins 5 cm 3 , avantageusement au moins 6 cm 3 , avantageusement au moins 7 cm 3 , avantageusement au moins 8 cm 3 , avantageusement au moins 9 cm 3 , avantageusement au moins 10 cm 3 , avantageusement au moins 20 cm 3 , avantageusement au moins 30 cm 3 , avantageusement au moins 40 cm 3 , avantageusement au moins 50 cm 3 , avantageusement au moins 60 cm 3 , avantageusement au moins 70 cm 3 , avantageusement au moins 80 cm 3 , avantageusement au moins 90 cm 3 , avantageusement au moins 100 cm 3 , avantageusement au moins 150 cm 3 , avantageusement au moins 200 cm 3 , avantageusement au moins 250 cm 3 , avantageusement au moins 300 cm 3 , avantageusement au moins 350 cm 3 , avantageusement au moins 400 cm 3 . Dans un mode de réalisation avantageux, la perte d’os sans perte de continuité présente un volume compris entre 1 et 400 cm 3 par rapport à la surface totale de l’os ne présentant pas de défaut. Au sens de la présente invention, on entend par « défaut osseux segmentaire », une perte d’os dans la longueur de l’os d’au moins 10 mm avec perte de continuité par rapport à l’os ne présentant pas de défaut. Avantageusement, la perte d’os avec perte de continuité est d’au moins 10 mm, avantageusement au moins 50 mm avantageusement au moins 100 mm, avantageusement au moins 500 mm, avantageusement au moins 1 cm, avantageusement au moins 2 cm, avantageusement au moins 3 cm, avantageusement au moins 4 cm, avantageusement au moins 5 cm, avantageusement au moins 6 cm, avantageusement au moins 7 cm, avantageusement au moins 8 cm, avantageusement au moins 9 cm, avantageusement au moins 10 cm, avantageusement au moins 11 cm, avantageusement au moins 12 cm, avantageusement au moins 13 cm, avantageusement au moins 14 cm, avantageusement au moins 15 cm. Des exemples de situations où de tels défauts peuvent exister comprennent le post-traumatisme avec perte osseuse segmentaire, la chirurgie de la tumeur osseuse où l'os a été excisé et après une arthroplastie totale des articulations (par exemple, greffe par impaction, etc.), une perte osseuse due à une infection, un défaut congénital. Le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention peut être utilisé comme implant de remodelage ou remplacement osseux prothétique, par exemple en chirurgie orthopédique, y compris les révisions de la hanche, le remplacement de la perte osseuse, par exemple en traumatologie, remodelage en chirurgie maxillo-faciale ou comblement des défauts parodontaux et des alvéoles d'extraction dentaire, y compris l'augmentation des crêtes et l'élévation des sinus. Le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention peut ainsi être utilisé pour corriger un nombre quelconque de défauts osseux au niveau d'un site de réparation osseuse. Dans un mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention peut être utilisé pour réparer tout type d’os, d’origine humaine ou animale. Dans un mode de réalisation particulier, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention peut être utilisé pour réparer un os long. À titre d’exemple d’os long, on peut notamment citer l’humérus, le fémur, le tibia, le péroné, le radius et le cubitus. Dans un mode de réalisation particulier, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention peut être utilisé pour réparer un os court. À titre d’exemple d’os court, on peut notamment citer les vertèbres, la rotule, l’os du carpe et l’os du tarse. Dans un mode de réalisation particulier, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention peut être utilisé pour réparer un os plat. À titre d’exemple d’os plat, on peut notamment citer les côtes, l’os du crâne, l’os iliaque, l’omoplate et le sternum. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention peut être utilisé pour réparer un os maxillo-facial. Dans un mode de réalisation particulier de l’invention, la réparation osseuse est supérieure ou égale à 5% en volume du volume de l’os à réparer. Avantageusement, la réparation osseuse est supérieure ou égale à 6% en volume du volume de l’os à réparer, avantageusement supérieure ou égale à 7%, avantageusement supérieure ou égale à 8%, avantageusement supérieure ou égale à 9%, avantageusement supérieure ou égale à 10%, avantageusement supérieure ou égale à 11%, avantageusement supérieure ou égale à 12%, avantageusement supérieure ou égale à 13%, avantageusement supérieure ou égale à 14%, avantageusement supérieure ou égale à 15%, avantageusement supérieure ou égale à 16%, avantageusement supérieure ou égale à 17%, avantageusement supérieure ou égale à 18%, avantageusement supérieure ou égale à 19%, avantageusement supérieure ou égale à 20%, avantageusement supérieure ou égale à 21%, avantageusement supérieure ou égale à 22%, avantageusement supérieure ou égale à 23%, avantageusement supérieure ou égale à 24%, avantageusement supérieure ou égale à 25%, avantageusement supérieure ou égale à 26%, avantageusement supérieure ou égale à 27%, avantageusement supérieure ou égale à 28%, avantageusement supérieure ou égale à 29%, avantageusement supérieure ou égale à 30%, avantageusement supérieure ou égale à 31%, avantageusement supérieure ou égale à 32%, avantageusement supérieure ou égale à 33%, avantageusement supérieure ou égale à 34%, avantageusement supérieure ou égale à 35%, avantageusement supérieure ou égale à 36%, avantageusement supérieure ou égale à 37%, avantageusement supérieure ou égale à 38%, avantageusement supérieure ou égale à 39%, avantageusement supérieure ou égale à 40%, avantageusement supérieure ou égale à 41%, avantageusement supérieure ou égale à 42%, avantageusement supérieure ou égale à 43%, avantageusement supérieure ou égale à 44%, avantageusement supérieure ou égale à 45%, avantageusement supérieure ou égale à 46%, avantageusement supérieure ou égale à 47%, avantageusement supérieure ou égale à 48%, avantageusement supérieure ou égale à 49%. Avantageusement, la réparation osseuse est supérieure ou égale à 50% en volume du volume de l’os à réparer. Dans un mode de réalisation particulièrement avantageux de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention peut être utilisé pour la réparation osseuse chez l’homme ou l’animal. À titre d’exemples, l’animal peut être un cheval, un poney, un chien, un chat, un rat, une souris, un cochon, une truie, une vache, un bœuf, un taureau, un veau, une chèvre, une brebis, un bélier, une agnelle, un agneau, un âne, un chameau, un dromadaire, la liste n’étant pas limitative. Un autre aspect de l’invention concerne un kit de réparation osseuse comprenant le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention et un élément de fixation . Avantageusement, le kit de réparation osseuse comprend le matériau de substitution osseux poreux comprenant au moins une matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) et des particules d’os décellularisé selon l’invention et un élément de fixation. Au sens de la présente invention, on entend par « élément de fixation », une plaque de métal ou un fixateur tubulaire, circulaire, interne ou externe destiné à maintenir en place le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention sur l’os à réparer le temps que celui-ci se consolide. Avantageusement, le fixateur peut être une plaque verrouillée avec des trous de vis pourvus d’un filetage, permettant la mise en place de contre-vis, empêchant tout recul des vis, telle que le fixateur Surfix®. Dans un autre mode de réalisation, le fixateur peut être une plaque en Polyétheréthercétone (PEEK) de la société RiSystem ou une plaque en acier. Un autre aspect de l’invention concerne un procédé de préparation d’un matériau de substitution osseux poreux selon l’invention. Dans un mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention est obtenu par la méthode poly-HIPE (formation et polymérisation/réticulation d’émulsions à phase interne élevée). Les émulsions à haute phase interne ou HIPE consistent en des systèmes dispersés immiscibles liquide/liquide, dans lesquels le volume de la phase interne, encore appelée phase dispersée, occupe un volume supérieur à environ 74 - 75% du volume total de l'émulsion, c'est-à-dire un volume supérieur à ce qui est possible géométriquement pour l'empaquetage compact de sphères monodisperses. Dans un mode de réalisation particulier, le procédé de préparation d’un matériau de substitution osseux poreux comprend les étapes suivantes : a) préparer une phase organique comprenant les composés nécessaires à la synthèse du poly(ester-urée-uréthane), b) ajouter de l’eau et les particules d’os décellularisé à la phase organique de l’étape a) pour former une émulsion, c) polymériser/réticuler l’émulsion contenant les particules d’os décellularisé l’étape c) pour obtenir ledit matériau de substitution osseux poreux, d) laver ledit matériau de substitution osseux poreux obtenu à l’étape c), et e) sécher ledit matériau de substitution osseux poreux obtenu à l’étape d). Dans un mode de réalisation de l’invention, l’étape a) consiste à préparer une phase organique comprenant les composés nécessaires à la synthèse du poly(ester-urée-uréthane). Avantageusement, la phase organique comprend en outre un oligoester, un solvant organique de l’oligoester, un agent réticulant, un catalyseur et un tensioactif. Avantageusement, la phase organique comprend le toluène, l’oligomère de polycaprolactone triol, le surfactant Span80, l’agent réticulant hexaméthylène diisocyanate (HMDI) et le catalyseur dilaurate de dibutyle étain (DBTDL). Dans un mode de réalisation particulier, l’étape a) comprend une première étape a1) consistant à solubiliser dans le toluène, l’oligomère de polycaprolactone triol et le surfactant Span80, puis une seconde étape a2) consistant à ajouter l’agent réticulant HMDI et le catalyseur DBTDL dans la solution de l’étape a1) pour former la phase organique. Dans un mode de réalisation avantageux de l’invention, 7 ml de toluène est utilisé, 1,3g d’oligomère de polycaprolactone triol, 1,3g de surfactant Span80, 1,04 ml d’agent réticulant HMDI et 12 gouttes de catalyseur DBTDL sont utilisés. Avantageusement, l’homme du métier saura adapter les quantités de toluène, d’oligomère de polycaprolactone triol, de surfactant Span80, d’agent réticulant HMDI et de catalyseur DBTDL en fonction de la taille des pores désirée pour le matériau de substitution osseux poreux. Dans un mode de réalisation particulier, l’étape b) du procédé consiste à ajouter l’eau à la phase organique pour former l’émulsion, puis à ajouter des particules d’os décellularisé à l’émulsion. Avantageusement, l’eau et les particules d’os décellularisé sont introduites progressivement et de manière concomitante sous agitation, jusqu’à l’obtention d’une émulsion. Avantageusement, l’eau est de l’eau distillée stérilisée. Avantageusement, l’homme du métier saura adapter la quantité d’eau en fonction de la taille des pores désirée pour le matériau de substitution osseux poreux. Avantageusement, la quantité d’eau ajoutée est de 34mL. Dans un mode de réalisation particulier, l’étape c) du procédé consiste à polymériser/réticuler l’émulsion obtenue à l’étape b) pour obtenir ledit matériau de substitution osseux poreux. Avantageusement, la polymérisation/réticulation est réalisée dans un moule pour conférer au matériau de substitution osseux poreux la forme désirée. Avantageusement, l’émulsion obtenue à l’étape b) est placée à une température comprise entre 30°C et 80°C pendant 10 à 30 heures. Avantageusement l’émulsion obtenue à l’étape b) est placée à une température comprise entre 35°C et 65°C, avantageusement à une température comprise entre 40°C et 60°C, avantageusement à une température comprise entre 45°C et 65°C, avantageusement à une température comprise entre 50°C et 60°C, avantageusement à une température de 55°C. Avantageusement, l’émulsion obtenue à l’étape b) est placée à une température comprise entre 30°C et 80°C pendant 10 à 30 heures, avantageusement pendant 11 à 29 heures, avantageusement pendant 12 à 29 heures, avantageusement pendant 13 à 28 heures, avantageusement pendant 14 à 27 heures, avantageusement pendant 15 à 27 heures, avantageusement pendant 16 à 27 heures, avantageusement pendant 17 à 27 heures, avantageusement pendant 18 à 26 heures, avantageusement pendant 19 à 25 heures, avantageusement pendant 20 à 24 heures, avantageusement pendant 22 heures. Avantageusement, l’homme du métier saura adapter la température en fonction de la taille des pores désirée pour le matériau de substitution osseux poreux. Dans un mode de réalisation particulier de l’invention, le matériau de substitution osseux poreux obtenu à l’étape c) est recuit préalablement à l’étape d). Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux obtenu à l’étape c) est recuit pendant au moins 1 heure à une température d’au moins 50°C. Avantageusement, le matériau de substitution osseux poreux obtenu à l’étape c) est recuit pendant 2 heures à une température de 100°C. Dans un mode de réalisation particulier, l’étape de lavage de l’étape d) permet d’éliminer les réactifs nécessaires à la synthèse du poly(ester-urée-uréthane) qui n’ont pas réagi lors de la polymérisation ainsi que le tensioactif et le catalyseur encore présents. Avantageusement, le lavage de l’étape d) est réalisé en utilisant l’un des produits suivants : du dichlorométhane, du dichlorométhane/hexane, de l’hexane, de l’eau, un mélange de ces produits ou l’application successive de ces produits. Avantageusement, le lavage de l’étape d) est réalisé par mise en contact du matériau de substitution osseux poreux séché avec du dichlorométhane pendant au moins 24 heures, suivi d’une étape de lavage avec du dichlorométhane/hexane (50%vol /50%vol) pendant au moins 24 heures, suivi d’une étape de lavage avec de l’hexane pendant au moins 24 heures, puis un dernier lavage avec de l’eau distillée pendant au moins 24 heures. Dans un mode de réalisation particulier, le procédé selon l’invention peut comprendre en outre une étape de séchage entre l’étape c) et l’étape d). Avantageusement, cette étape de séchage peut être réalisée par séchage à l’air libre ou dans une étuve. L’homme du métier saura adapter la température de l’étuve en fonction du matériau à sécher. Avantageusement, le séchage est réalisé par séchage à l’air libre pendant au moins 7 jours. Dans un mode de réalisation particulier, le séchage de l’étape e) peut être réalisé par séchage à l’air libre ou dans une étuve. L’homme du métier saura adapter la température de l’étuve en fonction du matériau à sécher. Avantageusement, le séchage est réalisé par séchage à l’air libre pendant au moins 15 jours. Dans un mode de réalisation particulier, le procédé selon l’invention peut comprendre en outre une étape f) de stérilisation après l’étape d) de lavage dudit matériau de substitution osseux poreux. Avantageusement, la stérilisation est réalisée après un lavage sous vide en milieu aqueux. Dans un mode de réalisation, l’étape e) de stérilisation est réalisée comme suivant : f1) mise en contact du matériau de substitution osseux poreux dans de l’eau stérile pendant une heure sous vide, f2) remplacement de l’eau stérile et mise en contact du matériau de substitution osseux poreux dans de l’eau stérile remplacée pendant 4 heures sous vide, f3) mise en contact du matériau de substitution osseux poreux issu de l’étape f2) dans de l’éthanol à 70% pendant 1 heure sous vide, f4) remplacement de l’éthanol 70% par de l’eau stérile et mise en contact du matériau de substitution osseux poreux issu de l’étape f3) dans l’eau stérile, pendant une nuit à pression ambiante, f5) stérilisation par autoclave du matériau de substitution osseux poreux issu de l’étape f4) dans l’eau. Dans un autre mode de réalisation, l’étape f) de stérilisation peut être réalisée par rayonnement gamma. Dans un autre mode de réalisation, l’étape f) de stérilisation peut être réalisée par mise en contact du biomatériau avec de l’oxyde d’éthylène. Dans un autre mode de réalisation, l’étape f) de stérilisation peut être réalisée par mise en contact du biomatériau avec une phase plasma issue d’un gaz. Dans un mode de réalisation particulier, le procédé selon l’invention peut comprendre en outre une étape g) de conservation dudit matériau de substitution osseux poreux après l’étape e) de stérilisation. Avantageusement, l’étape g) de conservation dudit matériau de substitution osseux poreux est réalisée par mise en contact du matériau de substitution osseux poreux dans de l’éthanol 70% jusqu’à son utilisation. Dans un mode de réalisation particulier de l’invention, le procédé de préparation d’un matériau de substitution osseux poreux comprenant les étapes suivantes : a) préparer une phase organique comprenant les composés nécessaires à la synthèse du poly(ester-urée-uréthane), b) ajouter de l’eau et les particules d’os décellularisé à la phase organique de l’étape a) pour former une émulsion, c) polymériser/réticuler l’émulsion obtenue à l’étape b) pour obtenir ledit matériau de substitution osseux poreux, et d) laver ledit matériau de substitution osseux poreux obtenu à l’étape c) e) sécher ledit matériau de substitution osseux poreux obtenu à l’étape d) e) stérilisation du matériau de substitution osseux poreux issu de l’étape e), et f) optionnellement, conservation du matériau de substitution osseux poreux. Dans un mode de réalisation particulier de l’invention, le procédé de préparation d’un matériau de substitution osseux poreux comprenant les étapes suivantes : a) préparer une phase organique comprenant les composés nécessaires à la synthèse du poly(ester-urée-uréthane), b) ajouter de manière concomitante de l’eau et les particules d’os décellularisé à la phase organique de l’étape a) pour former une émulsion, c) polymériser/réticuler l’émulsion obtenue à l’étape b) pour obtenir ledit matériau de substitution osseux poreux, et d) laver ledit matériau de substitution osseux poreux obtenu à l’étape c) e) sécher ledit matériau de substitution osseux poreux obtenu à l’étape d) e) stérilisation du matériau de substitution osseux poreux issu de l’étape e), et f) optionnellement, conservation du matériau de substitution osseux poreux. Dans un mode de réalisation particulièrement avantageux de l’invention, le procédé de préparation d’un matériau de substitution osseux poreux comprenant les étapes suivantes : a) préparer une phase organique comprenant les composés nécessaires à la synthèse du poly(ester-urée-uréthane), ladite étape a) comprenant une première étape a1) consistant à solubiliser dans le toluène, l’oligomère de polycaprolactone triol et le surfactant Span80, puis une seconde étape a2) consistant à ajouter l’agent réticulant HMDI et le catalyseur DBTDL dans la solution de l’étape a1) pour former la phase organique, b) ajouter de l’eau et les particules d’os décellularisé à la phase organique de l’étape a) pour former une émulsion, c) polymériser/réticuler l’émulsion obtenue à l’étape b) pour obtenir ledit matériau de substitution osseux poreux, et d) laver ledit matériau de substitution osseux poreux obtenu à l’étape c) e) sécher ledit matériau de substitution osseux poreux obtenu à l’étape d) pendant au moins 15 jours, f) stérilisation du matériau de substitution osseux poreux issu de l’étape e) et, g) optionnellement, conservation du matériau de substitution osseux poreux. Figures La figure 1 représente les granules d’os allogénique répartis de façon homogène à l’intérieur et à la surface du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention. Les images ont été obtenues par microscopie 3D (VHX Keyence) du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention après lavage sans coloration des granules d’os, les flèches indiquant la présence de granules d’os (A, B) La figure 2 représente l’analyse par Spectroscopie infrarouge à transformée de Fourier (IRTF) du granule d’os seul, de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule et du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention (composite). La figure 3 représente les courbes de contrainte - déformation de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule et du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention (composite) lors d’essais en compression (à gauche : courbes entières ; à droite : agrandissement au début des courbes). La figure 4 représente la perte de masse de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule et du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention (composite) lors de la dégradation in vitro à 37°C et accélérée à 90°C. La figure 5 représente l’activité cellulaire déterminée par test MTT après incubation avec les milieux d’extraction de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule et du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention (composite). Le « Blanc » représente le résultat pour des cellules contrôles en conditions normales, et le « contrôle positif » représente le résultat pour des cellules en présence d’une molécule cytotoxique (choisie ici comme étant HMDI). La figure 6 représente la viabilité cellulaire déterminée par coloration au bleu de trypan lors d’essai de cytotoxicité indirecte de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule et du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention (composite). Le « Blanc » représente le résultat pour des cellules contrôles en conditions normales, et le « contrôle positif » représente le résultat pour des cellules en présence d’une molécule cytotoxique (choisie ici comme étant HMDI). La figure 7 représente la migration de cellules stromales mésenchymateuses obtenues à partir de tissus adipeux canin du jour 10 (J10) au jour 40 (J40) au sein de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule et du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention (composite). La figure 8 représente un défaut segmentaire de taille critique sur un fémur de rat. La figure 9A représente les cylindres du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention avant implantation en milieu de conditionnement. La figure 9B représente les cylindres du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention après acquisition en microtomographie. La figure 10A représente le suivi radiologique d’un défaut fémoral segmentaire maintenu par une plaque d’ostéosynthèse, avec reconstruction partielle après 61 jours. La figure 10B représente le suivi radiologique d’un défaut fémoral segmentaire maintenu par une plaque d’ostéosynthèse, avec apparition d’une faillite du système après 31 jours. La figure 11 représente les concentrations en globules rouges et plaquettes sanguines pour les lots contrôle (Non opérés (Non op)), Témoin (Défaut vide), matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule (Elastomère), matériau de substitution osseux selon l’invention (Composite), os décellularisé et contrôle positif (C pos) (non critique) aux différents temps d’étude. La figure 12 représente les concentrations en globules blancs et lymphocytes pour les lots contrôle (Non opérés (Non op)), Témoin (Défaut vide), matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule (Elastomère), matériau de substitution osseux selon l’invention (Composite), os décellularisé et contrôle positif (C pos) (non critique) aux différents temps d’étude. La figure 13 représente les concentrations en marqueurs sériques du métabolisme osseux (CTX : résorption osseuse ; P1PN et Oc : synthèse osseuse) pour les lots contrôle (Non opérés (Non op)), Témoin (Défaut vide), matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule (Elastomère), matériau de substitution osseux selon l’invention (Composite), os décellularisé et contrôle positif (C pos) (non critique) aux différents temps d’étude. La figure 14A représente la quantité d’os formée après 1 ou 3 mois à l’intérieur de la zone du défaut osseux pour les lots contrôle (Non opérés (Non Op)), Témoin (Défaut vide), matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule (Elastomère), matériau de substitution osseux selon l’invention (Compo) et contrôle positif (C pos) (non critique) aux différents temps d’étude. La figure 14B représente le rapport quantité d’os/volume initial du défaut osseux pour les lots contrôle (Non opérés), Témoin (Défaut vide), matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule (Elastomère), matériau de substitution osseux selon l’invention (Compo) et contrôle positif (C pos) (non critique) aux différents temps d’étude. La figure 15A représente la surface de l’os formée après 1 ou 3 mois à l’intérieur de la zone du défaut osseux pour les lots contrôle (Non opérés), Témoin (Défaut vide), matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule (Elastomère), matériau de substitution osseux selon l’invention (Compo) et contrôle positif (C pos) (non critique) aux différents temps d’étude. La figure 15B représente le rapport surface d’os/volume initial du défaut osseux pour les lots contrôle (Non opérés), Témoin (Défaut vide), matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule (Elastomère), matériau de substitution osseux selon l’invention (Compo) et contrôle positif (C pos) (non critique) aux différents temps d’étude. La figure 16 représente le défaut osseux resté vide après 3 mois pour le lot « Témoin », ((A) : vue supérieure en microtomographie 3D et (B) : vue latérale en microtomographie 3D). La figure 17A représente le défaut osseux de taille non critique pour le lot « Contrôle positif », en vue supérieure en microtomographie 3D après 3 mois. La figure 17B représente le défaut osseux de taille non critique pour le lot « Contrôle positif », en vue latérale en microtomographie 3D après 3 mois. La figure 17C représente le défaut osseux de taille non critique pour le lot « Contrôle positif », en coupe histologique avec coloration au trichrome de Masson (grossissement x5) après 1 mois. La figure 17D représente le détail de la zone centrale du défaut osseux pour le lot « Contrôle positif » (encart image C, grossissement x40). La figure 18A représente le défaut osseux de taille critique pour le lot matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule, en vue supérieure en microtomographie 3D après 1 mois. La figure 18B représente le défaut osseux de taille critique pour le lot matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule, en vue supérieure en microtomographie 3D après 3 mois. La figure 18C représente le défaut osseux de taille critique pour le lot matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule, en coupe histologique avec coloration au Noir Soudan (grossissement x2,5) après 1 mois. La figure 18D représente le détail de la zone centrale du défaut osseux pour le lot matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule (encart image C, grossissement x40), avec une coloration au trichrome de Masson après 1 mois. La figure 19 représente le défaut osseux après 3 mois pour le lot matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule ((A) : vue latérale en microtomographie 2D, (B) : vue latérale en microtomographie 3D et (C) : vue inférieure en microtomographie 3D). La figure 20 représente le défaut osseux après 3 mois pour le lot « os décellularisé », en vue latérale en microtomographie 3D. La figure 21A représente le défaut osseux de taille critique pour le lot matériau de substitution osseux poreux selon l’invention « Composite », en vue supérieure en microtomographie 3D après 1 mois. La figure 21B représente le défaut osseux de taille critique pour le lot matériau de substitution osseux poreux selon l’invention « Composite », en vue supérieure en microtomographie 3D après 3 mois. La figure 21C représente le défaut osseux de taille critique pour le lot matériau de substitution osseux poreux selon l’invention « Composite », en coupe histologique avec une coloration au trichrome de Masson après 1 mois (grossissement x2,5). La figure 21D représente le détail de la zone centrale du défaut osseux pour le lot matériau de substitution osseux poreux selon l’invention « Composite » (encart image C, grossissement x40). La figure 21E représente le défaut osseux de taille non critique pour le lot matériau de substitution osseux poreux selon l’invention « Composite », en coupe histologique avec une coloration au trichrome de Masson après 1 mois (grossissement x2,5). La figure 21F représente le détail de la zone externe du défaut osseux pour le lot matériau de substitution osseux poreux selon l’invention « Composite » (encart image C, grossissement x40). Exemples Exemple 1 : Formulation et synthèse du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention Dans un premier temps, le matériau allogénique Allodyn® (os décellularisé) a été broyé de manière à produire des granules d’un diamètre allant de 50 à 500 μm. Afin d’obtenir des particules de granulométrie contrôlée, le mélange de granules obtenu après broyage est tamisé à l’aide d’une tamiseuse (Fisher AS 200 TAP). Ainsi les granules ont pu être séparés suivant des granulométries comprises entre 50 à 100 μm, 100 à 200 μm, 200 à 300 μm et 300 à 400 μm. Les granules de taille supérieure à 400 μm n’ont pas été ici retenus. Dans un second temps, ces granules ont été incorporés à la matrice élastomère comprenant un élastomère à base de poly(caprolactone-urée-uréthane) lors de la synthèse de cette dernière par méthode poly-HIPE (formation et polymérisation/réticulation d’émulsions à phase interne élevée). Plusieurs ratios matrice élastomère/Os allogénique ont été testés. Ces étapes ont été validées pour une source d’origine humaine d’os allogénique décellularisé : l’Allodyn®. Pour des raisons de disponibilité en quantité suffisante au cours de l’étude, une source d’os xénogénique décellularisé d’origine bovine, le Laddec®, a aussi été testée sans observer la moindre variation. Les compositions retenues sont : - Matériau de substitution osseux A, avec ratio 100% matrice élastomère/Os allogénique (1g/1g), soit une fraction massique d’os de 50% et granulométrie comprise entre 300 et 400 μm, - Matériau de substitution osseux B, avec ratio 50% matrice élastomère/Os allogénique (1g/0,5g), soit une fraction massique d’os de 33% et granulométrie comprise entre 300 et 400 μm. Une proportion supérieure d’os à 50% entraîne une perte de structure du matériau de substitution osseux. Exemple 2 : Propriétés physico-chimiques et mécaniques du matériau de substitution osseux selon l’invention. Les propriétés physico-chimiques des matériaux de substitution osseux selon l’invention ont été testées par : - Spectroscopie infrarouge à transformée de Fourier (IRTF), pour l’analyse des fonctions chimiques présentes dans les matériaux de substitution synthétisés ; - Microscopie Electronique à Balayage (MEB) pour l’observation morphologique des matériaux de substitution, couplée à une analyse élémentaire (EDX) ; - Mesure des taux d’absorption volumétrique pour déterminer l'interconnectivité de la structure poreuse ; - Coloration au rouge alizarine pour évaluer et visualiser l’incorporation des particules d’os allogénique au sein du matériau de substitution. Ce colorant est un marqueur spécifique des dépôts calciques. Pour des raisons de clarté, les résultats détaillés ci-dessous sont donnés pour le matériau de substitution osseux B présentant une fraction massique d’os de 33%, et comportant des particules d’os de diamètre 300 à 400 μm. 1. Interconnectivité/Porosité Après lavage, la densité du matériau de substitution osseux a été évaluée par pycnométrie. La valeur trouvée de 1,29, en regard de celle de la matrice seule (1,05) ou de l'os seul (2,59), indique que les particules d'os sont toujours présentes dans la matrice élastomère. Une fraction massique d'os de 31% est retrouvée après lavage, par comparaison à la fraction massique de 33% introduite au départ dans l’émulsion. Les particules d’os décellularisé apparaissent réparties de façon homogène à l’intérieur et à la surface du matériau de substitution osseux (Figure 1). De plus, les mesures du taux d’absorption volumétrique ont montré que l’interconnectivité de la structure poreuse n’a été que très légèrement modifiée par l’incorporation des particules d’os et reste supérieure à 80%. Cette valeur est compatible avec une bonne pénétration des liquides et la migration des cellules (rv matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule = 100,8 ± 8% vs . rv Composite = 86,4 ± 2%). 2. Composition chimique Les analyses EDX (Tableau 1) et IRTF (Figure 2) confirment la présence de calcium et de phosphore due aux particules d’os décellularisé dans le matériau de substitution osseux poreux. % massique des éléments %C %O %P %Ca Théorie Matrice poly(caprolactone-urée-uréthane) 70,78 29,22 - - Matériau de substitution osseux poreux selon l’invention (composite) 60,2 31,0 3,1 5,7 Expérimental Matrice poly(caprolactone-urée-uréthane) 75,5 ± 3,4 24,5 ± 3,42 - - Particules d’os décellularisé 50,5 ± 0,4 32,7 ± 0,5 5,9 ± 0,1 10,9 ± 0,1 Matériau de substitution osseux poreux selon l’invention (composite) 65,8 ± 1,2 27,4 ± 1,3 1,5 ± 0,2 5,3 ± 0,3 Tableau 1 : Composition élémentaire obtenue par analyse EDX de particules d’os décellularisé seules, matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule et matériau de substitution osseux selon l’invention (composite) ( 1 azote non pris en compte pour comparaison avec expérimental limité par sensibilité de l’appareil). L’analyse élémentaire montre une bonne corrélation entre les valeurs théoriques attendues suivant la quantité d’os incorporée lors de la synthèse du matériau, et les valeurs expérimentales du matériau après lavage. Ceci prouve encore une fois la présence des particules d'os dans la matrice élastomère. La structure chimique de la matrice élastomère n’a, quant à elle, pas été modifiée puisque l’on retrouve tous les pics associés à cette matrice (Figure 2). 2.3. Propriétés mécaniques L’étude des propriétés mécaniques a nécessité la production d’échantillons de plus gros diamètre et la validation des étapes de synthèse. Une fois celle-ci terminée, le caractère élastomère du matériau de substitution osseux selon l’invention et de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule a été mis en évidence par des essais mécaniques en compression : l’allure de la courbe Contrainte vs . Déformation du matériau de substitution osseux selon l’invention est semblable à celle de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule prouvant le caractère élastomère des matériaux (Figure 3). Le module d’Young E du matériau poreux peut être défini sur la première partie linéaire de la courbe. Une valeur de 228 kPa a été trouvée pour le matériau de substitution osseux selon l’invention, ce qui est dans la gamme des mousses élastomères (1 2.4. Cinétique de dégradation Un critère important lors de l’élaboration d’un matériau de substitution osseux pour l’ingénierie tissulaire est sa résorbabilité puisqu’il doit être remplacé dans le temps par l’os néoformé. Il a été suggéré que pour la régénération de tissu osseux, le biomatériau doit posséder une hydrophilie réduite, de sorte que le taux de dégradation puisse dépasser 18 mois. Des études de dégradation in vitro ont été réalisées selon les normes ISO 10993-13. La cinétique de dégradation a été notamment évaluée par mesure de la perte de masse. Les essais de dégradation accélérée à 90°C ont montré que le matériau de substitution osseux se dégrade légèrement plus rapidement que la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule (Figure 4). Cela est dû à une augmentation de l’hydrophilie des matériaux comme l’attestent les mesures d’angle de contact à l’eau : θ= 121±10° pour la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule vs . θ= 83±22° pour le matériau de substitution osseux. Ainsi, la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule est stable 14 jours à 90°C. En appliquant « la règle des dix » donnant la relation entre l’augmentation du taux de dégradation lorsque la température est élevée de dix degrés et en prenant un facteur Q10 de 2-2,5 [ASTM F 1980 – 02 : Standard Guide for Accelerated Aging of Sterile Medical Device Packages], la durée de vie de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule à 37°C est estimée entre 19,4 et 63,4 mois. Pour le matériau de substitution osseux, la durée de vie à 90°C est de 10 jours ce qui conduit à une estimation de la durée de vie à 37°C entre 13,0 et 42,3 mois. Cette stabilité est adaptée pour une utilisation du matériau de substitution osseux comme support pour la régénération osseuse. Exemple 3 : Interactions entre le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention et les cellules stromales mésenchymateuses obtenues à partir de tissus adipeux canin (CSM) 3.1. Essais de cytotoxicité Dans un premier temps, la cytotoxicité de produits d’extraction éventuellement relargués par le matériau de substitution osseux selon l’invention a été étudiée en accord avec les normes ISO 10993-5 et 10993-12. Ainsi, le matériau de substitution osseux tel qu’obtenu à l’Exemple 1 et la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule sont incubés dans du milieu de culture standard pendant 24h à 37°C. Puis ce milieu d’extraction est déposé sur un tapis de CSM à 80% de confluence. Après 24h d’incubation, l’activité métabolique des cellules est mesurée par un test MTT. Les résultats sont présentés en (Figure 5). La norme fixe une limite de viabilité cellulaire de 70% pour qu’un produit soit considéré comme non-cytotoxique. Les résultats obtenus ne montrent pas de différence d’activité métabolique entre les cellules contrôles et celles mises en présence du milieu d’extraction de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule ou du matériau de substitution osseux selon l’invention (composite). Cette activité métabolique est supérieure à 90%, et donc à la limite fixée par la norme. Ces résultats montrent, dans ces conditions, l’absence de cytotoxicité des extraits des matériaux. Dans un second temps, nous avons évalué l’effet de la libération de sous-produit cytotoxique par un test de cytotoxicité indirecte. Pour ce faire, les matériaux sont déposés, sans contact direct, au-dessus des CSM à 80% de confluence. Après 24h d’incubation à 37°C, la viabilité cellulaire est mesurée par coloration au bleu trypan. Les résultats sont présentés en (Figure 6). La viabilité cellulaire obtenue est supérieure à 80% et comparable entre le contrôle et les cellules mises en présence de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule ou du matériau de substitution osseux selon l’invention (composite). L’interaction indirecte cellules-échafaudages ne génère pas de composés cytotoxiques dans le milieu de culture après 24h. 3. 2. Interactions cellules CSM et matériaux de substitution osseux. Des essais de colonisation avec des CSM canines ont été réalisés afin de tester le pouvoir « d’attraction » du matériau de substitution osseux selon l’invention (composite) et de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule. Le matériau de substitution osseux selon l’invention (composite) et la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule sont respectivement déposés sur un tapis de CSM à 80% de confluence. La migration des cellules est déterminée à J10, J20, J30 et J40. Les résultats sont présentés en (Figure 7). Un comptage des cellules présentes sur et à l’intérieur du matériau de substitution osseux selon l’invention (composite) et de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule sont réalisés après décollement des cellules par traitement enzymatique. Les résultats obtenus montrent que les cellules sont capables de migrer dans les matériaux. Conclusions : L’ensemble de ces résultats démontre que le matériau de substitution osseux selon l’invention (composite) n’est pas toxique, que les cellules sont capables d’y adhérer et d’y proliférer et que, quelles que soient les conditions de culture, elles le colonisent même en profondeur, démontrant ses propriétés d’ostéoconduction. Exemple 4 : Étude in vivo du pouvoir réparateur du matériau de substitution osseux (composite) sur modèle rat de défaut segmentaire. L’étude repose sur la reconstruction d’un défaut osseux de type segmentaire chez le rat (Lewis mâle 7-9 semaines, élevage Janvier). Elle permet d’évaluer la biocompatibilité, la biodégradabilité et l’efficacité des biomatériaux en conditions réelles, ce type de lésion étant semblable à celles rencontrées fréquemment chez les militaires ou les civils victimes d’attentats ou d’accidents de la route... Le modèle de défaut osseux segmentaire consiste à retirer une section d’os supprimant toute continuité entre les deux segments osseux obtenus, et ne permettant pas de réparation spontanée. La taille critique de ce défaut osseux est définie comme étant égale (au moins) à 1,5 à 2 fois le diamètre de l’os concerné. Afin d’évaluer l’efficacité du matériau de substitution osseux selon l’invention (composite) par rapport à la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule, plusieurs lots d’animaux ont été suivis jusqu’à 3 mois post-lésion/implantation. L’efficacité de la réparation osseuse a été évaluée par microtomographie et par histologie sur les fémurs prélevés après euthanasie. Le sang des animaux a été utilisé pour des numérations/formulations sanguines et des dosages ELISA (sur sérum) de marqueurs de la formation et de la résorption osseuse. Des lots de 6 animaux ont été utilisés pour chaque temps, 1 et 3 mois, soit un total de 60 animaux. Le fémur droit est opéré, le fémur gauche sert de référence. Lot « Témoin » : défaut vide, sans implant Lot « matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule » Lot « matériau de substitution osseux selon l’invention (composite) » (formule 33% d’os, granules 300-400 μm) Lot « Contrôle positif » : défaut de taille non critique (vide) Un « lot contrôle » (Non op.) correspond à des animaux non opérés, mais ayant subi l’anesthésie et l’analgésie. Le modèle rat de défaut osseux segmentaire consiste à pratiquer dans la diaphyse fémorale une section ne permettant aucune réparation spontanée. La taille critique de ce défaut osseux est ici de 5 à 6 mm, longueur bien établie dans ce modèle rongeur. L’os est coupé au niveau de la diaphyse et les deux extrémités osseuses sont stabilisées par un fixateur adapté au fémur du rat (figure 8). Ce fixateur est maintenu sur la face supérieure du fémur par 4 vis de diamètre 1,1 mm en acier inoxydable (Synthes). 5.1. Procédure chirurgicale Anesthésie/Analgésie : Anesthésie : Kétamine/Médétomidine : 60/0,5 mg/kg en intraparentéral. Réveil : Atipamézole, 1 mg/kg en intramusculaire Analgésie : Buprénorphine 0,05mg/kg post-opératoire (réveil puis 3 fois par jour pendant 3 jours), en sous-cutané (SC). Procédure chirurgicale : Tonte de la patte postérieure + dos ; Désinfection à la bétadine ; Repérage de la face externe de la cuisse opérée ; Incision de la peau et de l’aponévrose de la face externe (20-30 mm) et écartement avec un ciseau chirurgical à bouts arrondis des plans musculaires pour exposer la partie centrale du fémur (diaphyse) sans lésion vasculaire ; Mise en place du fixateur (plaque acier ou PEEK, L=23 mm) maintenu sur la face supérieure du fémur à l’aide d’un porte-aiguille ; Forage des trous destinés à recevoir les vis sous irrigation saline continue (mèche de diamètre 1 mm); Mise en place des 4 vis transcorticales ; Section transverse de l’os avec une scie oscillante (ConMed) et retrait du segment osseux (figure 11), l’intérieur du trou est nettoyé avec une injection délicate de solution saline ; Mise en place de l’implant dans le défaut osseux ; Rapprochement des plans musculaires. Si nécessaire, rajouter 2 à 3 points séparés (fil résorbable). Fermeture des plans cutanés par agrafes 5 mm ; Application locale de bétadine ; Réveil, les animaux sont placés en décubitus latéral sur une alaise sèche dans leur cage, sur plaque chauffante ; Soins post-opératoires : analgésie par voie sous-cutanée pendant le réveil puis pendant 3 jours (3 fois par jour). Les animaux utilisent leur membre opéré dès le réveil. La surveillance des animaux est quotidienne : les plaies sont propres et aucun signe externe d’inflammation, aucune boiterie ou modification du comportement n’ont été notés quand le système d’ostéosynthèse est stable. Les courbes de poids sont similaires pour tous les lots pendant toute la durée de l’étude, avec une phase de récupération d’environ 15 jours après la chirurgie. 5.2. Préparation des implants Les biomatériaux (matériau de substitution osseux selon l’invention (composite) et la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule) sont des cylindres de 10 à 15 mm de long et de 4 mm de diamètre (figure 9A). Ils sont préparés la veille de l’implantation de façon stérile dans du milieu de conditionnement et incubés à l’étuve à 37°C et 5% CO 2 . Ils sont coupés lors de leur mise en place dans le défaut osseux pour avoir des dimensions adaptées à chaque animal. Certains lots de composites ont été scannés en microtomographie afin de vérifier la taille et l’homogénéité de la répartition des granules (figure 9B) avant l’implantation. Le milieu de conditionnement utilisé contient du DMEM (Dulbecco's Modified Eagle Medium) ; Penicilline/Streptomycine 0,8% ; Fungizone 1%. Les biomatériaux conservent leur intégrité, sans se désagréger au moment de l’implantation. Les deux types de biomatériau – la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule et le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention (Composite) – apparaissent radio-transparents, ce qui permettra un suivi radiologique plus aisé, en permettant la visualisation de l’os nouvellement synthétisé. Seuls les granules de Laddec® à l’intérieur du composite sont radio-opaques et repérables en microtomographie (figure 9B). 5.3. Suivi radiologique Le suivi radiologique est effectué avec un irradiateur (SARRP) en mode imageur à 1, 3, 6, 12 jours puis tous les 10 à 15 jours, et permet de vérifier l’intégrité du système d’ostéosynthèse et l’apparition d’os minéralisé à l’intérieur du défaut osseux (figure 10A). En cas de faillite du système d’ostéosynthèse, comme illustré dans la (figure 10B) où la vis la plus distale est en train de se désolidariser après 31 jours, les animaux sont euthanasiés et les fémurs récupérés pour analyse. L’analyse qualitative des clichés ne montre pas de formation osseuse jusqu’à un mois post-chirurgie. À trois mois, un cal osseux plus ou moins important est visible à l’intérieur du défaut, restaurant une continuité entre les deux fragments chez la moitié des animaux du groupe « matériau de substitution osseux selon l’invention (composite) ». 5.4. Dosages sanguins Le sang est prélevé sur EDTA-K3 par ponction intracardiaque sur rats anesthésiés en prévision du sacrifice, pour effectuer une numération sanguine (appareil d’hématologie vétérinaire Procyte DX- IDEXX), afin de détecter une inflammation anormale, ou un éventuel effet des biomatériaux sur la formule sanguine. Du sérum a également été préparé à partir du sang prélevé sans anticoagulant et centrifugé à 1500g pendant 10 minutes pour un dosage des marqueurs de la réparation osseuse par test ELISA. Au niveau du taux de globules rouges, la production reste importante à un et trois mois par rapport aux animaux non opérés, mais aucune variation significative n’a été détectée pour chaque lot et chaque temps. La concentration en plaquettes ne varie pas (figure 11). Le niveau global d’inflammation est similaire pour tous les lots (figure 12) et semblable au niveau de base des rats non opérés, aucune différence significative n’a été enregistrée : la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule ou le matériau de substitution osseux selon l’invention (composite) sont donc bien tolérés par l’organisme et n’amplifient pas la réaction inflammatoire due au traumatisme osseux à ces temps tardifs dans ce modèle rat. Les marqueurs directs du remodelage (figure 13) témoignent d’une activité de synthèse (Oc, P1NP) et de résorption osseuse (CTX1). L’interprétation de leurs dosages est cependant délicate chez l’animal, leurs niveaux pouvant par exemple être dépendants des cycles diurnes/nocturnes. Les valeurs observées pour P1NP (procollagen 1 type N-terminal propeptide) reflètent plutôt les phases de prolifération des ostéoblastes. Ces valeurs sont ici 4 à 5 fois inférieures à celles des animaux non opérés (53,20±2,89 ng/mL). On note toutefois une valeur doublée pour le lot os décellularisé à 3 mois (25,52±11,34 ng/mL). Les concentrations en ostéocalcine (Oc), marqueur sérique de la synthèse osseuse (traduisant l’activité de minéralisation par les ostéoblastes), restent inférieures à celles des rats non opérés (1031,35±59,06 ng/mL) pour tous les lots à un mois et à trois mois. On notera cependant que les valeurs des lots implantés avec les différents biomatériaux à 3 mois sont similaires à celles retrouvées pour les contrôles positifs (625,65±41,15 ng/mL) où une reconstruction complète est en cours. Ces valeurs sont 3 fois plus élevées que celles observées pour le lot témoin (défaut vide) pour lequel aucune reconstruction n’est observée (221,40±19,50 ng/mL). L’ensemble de ces valeurs traduirait une activité élevée des ostéoblastes produits lorsqu’un biomatériau est mis en place, même si leur nombre reste inférieur à celui retrouvé chez les animaux non opérés. CTX1 (type 1 carboxy-terminal telopeptide of collagen) est un marqueur du niveau de résorption osseuse par la voie de la cathepsine K, voie prédominante du remodelage osseux. Lorsque le défaut osseux reste vide (7,89±0,87 ng/mL), sa concentration est inférieure à celle des animaux non opérés (9,24±0,52 ng/mL), reflétant une faible activité de remodelage, liée à une faible néosynthèse de tissu osseux. Cette concentration est équivalente à celle des animaux non opérés lorsque la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule, le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention (composite) ou l’os décellularisé sont implantés après un et trois mois, signifiant qu’un remodelage du tissu minéralisé néoformé est en cours. 5.5. Analyses microtomographiques Pendant que les fémurs sont fixés dans de la solution de Burckhardt pour les analyses histologiques ultérieures, ils sont analysés par microtomographie (Skyscan 1174) avec les paramètres suivants : 50 kV ; 800 μA pour visualiser et quantifier la néo-minéralisation osseuse au niveau du défaut segmentaire. Une acquisition rapide (40 à 70 min) est réalisée sur les fémurs complets avec leur fixateur avec une résolution de 50 à 60 μm, puis, selon le niveau de minéralisation et la « solidité » observée au moment du prélèvement, les fixateurs sont retirés et une acquisition plus fine est réalisée (résolution de 14 à 20 μm, 2 à 3 heures) en vue des analyses. La zone de mesure correspond à la zone du défaut osseux initial. Les données acquises sont traitées par un logiciel de quantification (CTan, Skyscan), et permettent de visualiser et quantifier la reconstruction osseuse au niveau du défaut osseux par le rapport BV/TV (Volume Os/Volume tissu) qui traduit la quantité d’os néoformé dans un volume donné. La figure 14A permet de quantifier l’os présent dans la zone du défaut osseux. Celle-ci reste 3 fois plus basse à un mois comme à trois mois pour les animaux témoins par rapport aux animaux non opérés (31,11 mm 3 ), lorsque le défaut est laissé vide. Ceci traduit l’absence de synthèse osseuse et donc de réparation de ce modèle. Lorsque la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule est implantée, cette valeur est équivalente à celle des animaux témoins à un mois (10,8±1,1 mm 3 ), mais est équivalente (24,75±7,29 mm 3 ) à celle des animaux non opérés après 3 mois. La mise en place du matériau de substitution osseux selon l’invention (composite) se traduit par une quantité d’os formé à trois mois 2,5 fois plus importante (68,60±26,02 mm 3 ) que celle des animaux non opérés. Cette valeur est proche de celle trouvée pour les contrôles positifs où la synthèse est ici 3 fois plus importante (80,03±23,99 mm 3 ). Cependant lorsqu’on ramène cette quantité d’os formé au volume initial de la zone du défaut (figure 14B), l’ensemble des valeurs obtenues pour tous les lots reste inférieure à celle trouvée pour les animaux non opérés (41,1). Cette valeur traduit la proportion d’os dans une zone définie et peut permettre d’apprécier les phases du processus de réparation en cours. En effet, la réparation osseuse comporte une phase de synthèse active suivie d’une phase de remodelage plus ou moins longue du cal osseux. Pendant cette dernière phase, l’os est remanié et restructuré selon la zone de l’os concerné, ici en os cortical, pour permettre la restauration des propriétés mécaniques. L’image en miroir du rapport de surface osseuse (BS) sur le volume du défaut osseux (BV) (BS/BV) traduit le niveau de structure de l’os formé (Figures 15A et 15B). Pour les animaux témoins, le rapport élevé (15,10±5,49 mm -1 ) traduit une structure minéralisée plutôt fine et étalée, alors que pour les contrôles positifs, une valeur plus faible représente un os plus compact (5,26±0,36 mm -1 ). Les valeurs intermédiaires retrouvées avec la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule (7,82±1,65 mm -1 ) et le matériau de substitution osseux selon l’invention (composite) (6,99±2,09 mm -1 ) à 3 mois montrent que l’os produit est en cours de remodelage pour retrouver une structure plus compacte. 5.6. Histologie Toutes les données obtenues en microtomographie sont corrélées aux informations locales obtenues par analyse histologique et réalisées successivement sur un même échantillon. Les fémurs prélevés sont fixés dans une solution de Burckhardt et sont inclus dans une résine de MMA (méthyl méthacrylate) adaptée aux tissus durs. Des coupes épaisses (pour que le biomatériau ne se déchire pas) ont ensuite été colorées par des colorations spécifiques des différents types cellulaires : - Trichrome de Masson (TM), colore le tissu minéralisé en bleu, met en évidence les cellules responsables de la formation : les ostéoblastes, et du remodelage osseux : les ostéoclastes, ainsi que les zones ostéoïdes de minéralisation (en rose) et les vaisseaux sanguins, - Noir Soudan (NS), colore la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) en noir, - Rouge Sirius (RS), colore les fibres de collagène en rouge en microscopie optique, et en jaune/orange sous lumière polarisée. Permet de visualiser le niveau de structuration d’un tissu. 5.7. Résultats par lots 5.7.1. Lot « témoin » Les résultats obtenus sont présentés en Figure 16. Le défaut osseux reste vide, aucune reconstruction n’est observée à l’intérieur du défaut pendant les 3 mois de l’étude (figure 16). De l’os s’est formé au niveau des berges seulement et une ébauche de synthèse osseuse est observée pour quelques animaux sous le fixateur (figure 16). Le défaut est rempli de tissu fibreux. Ceci confirme la taille critique du défaut osseux. 5.7.2. Lot « contrôle Positif » La taille du défaut osseux n’est ici pas critique et est représentative d’une fracture simple. Après 3 mois, une reconstruction pratiquement complète est observée lorsque cette taille est de 2 mm environ (figure 17A). Des zones de minéralisation très actives, signalées par les flèches sur la figure 17C, sont retrouvées au niveau des berges osseuses après 1 mois, ainsi que des zones d’ossification endochondrale au centre du défaut (figure 17D), probablement liées à une certaine « élasticité » du système. En effet, les rats sont actifs et dynamiques, et cette zone est soumise à des contraintes mécaniques importantes. Nous pouvons observer sur la figure 17B une réparation complète avec restauration de la continuité osseuse après 3 mois lorsque la taille du défaut est inférieure à 1 mm (trait de scie seulement). Les résultats obtenus sont présentés en Figures 17 A à 17D. 5.7.3. Lot « matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule » Le niveau de reconstruction est faible un mois post-implantation (figure 18A) et localisé seulement au niveau des berges osseuses. Cependant une coloration au noir Soudan permet de visualiser la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule localisée au centre du défaut et en partie intégrée dans de l’os néosynthétisé (figure 18C). Nous pouvons remarquer que la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule a subi une modification de structure macroscopique : l’éponge s’est « aplatie, déroulée » comme nous l’avions observé à un mois dans un défaut cavitaire, lors des études précédentes. Une coloration au trichrome de Masson permet de visualiser des zones ostéoïdes - correspondant à des zones en cours de minéralisation par les ostéoblastes - nombreuses autour de cette partie intimement intégrée dans l’os (figure 18D, signalées par les flèches). De plus, du matériel biologique est visible à l’intérieur matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule, ce qui met en évidence une porosité conservée pour ce dernier. La reconstruction 3D obtenue après 3 mois (figure 18B) révèle une reconstruction partielle du défaut, avec une continuité pratiquement restaurée. Nous retrouvons sans ambiguïté le caractère ostéo-inducteur de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule démontré auparavant sur modèle de défaut osseux cavitaire. Cependant nous avons noté pour certains échantillons une structure trabéculaire particulière de l’os néoformé à l’intérieur du défaut en présence de la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule (figure 19). De plus une légère synthèse osseuse est observée au niveau des extrémités du fixateur, semblant être « adossée » à ce dernier, localisée par une flèche sur la figure 19. 5.7.4. Lot « Os décellularisé » Afin de vérifier les propriétés de biocompatibilité et d’ostéoconduction, le défaut osseux a été rempli par une baguette cylindrique d’Allodyn® de diamètre 2 mm. L’implant a été coupé délicatement au moment de sa mise en place afin qu’il remplisse complètement le défaut et soit au contact des deux berges osseuses. Aucune reconstruction n’a été observée après 3 mois (figure 20). Une ébauche de résorption est notée pour le biomatériau. Une synthèse osseuse modérée autour des extrémités du fixateur (en dehors de la zone à reconstruire) a été observée pour quelques échantillons, d’un niveau similaire à celle observée avec la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule. Aucune réaction de rejet ou d’infection n’a été enregistrée. 5.7.5. Lot « matériau de substitution osseux selon l’invention » L’incorporation d’os décellularisé sous forme de granules dans la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) modifie le processus de reconstruction. En effet, après un mois, de l’os se forme sur les berges osseuses, repérable par une coloration au trichrome de Masson, avec des zones ostéoïdes nombreuses à ce niveau (figures 21C et 21D). Cependant, la zone du défaut osseux apparait toujours vide ; les granules d’os décellularisé sont bien visibles et sont regroupés de façon plus ou moins excentrée par rapport à cette zone (figure 21A). Pourtant, on note une synthèse osseuse intense « délocalisée », avec les fixateurs qui se recouvrent d’une couche minéralisée. Ceci est encore plus marqué après 3 mois (figure 21B), les fixateurs étant complètement recouverts d’os sur leurs extrémités distale et proximale. La synthèse osseuse est intense à ce moment et la zone du défaut est presque réparée : la continuité est restaurée et le défaut pratiquement rempli de tissu minéralisé chez la moitié des animaux. L’analyse histologique permettra de vérifier la structure de cet os néoformé et son niveau de remodelage. Pour certains échantillons, des granules minéralisés sont retrouvés complètement en dehors de la zone à reconstruire, coincés entre le tissu osseux et le muscle environnant. Ici aussi, l’analyse histologique permettra de dire si ce sont des granules résiduels d’os décellularisé qui ont émigré hors de la zone du défaut, sans être résorbés, ou si ce sont des foyers de minéralisation externes. En effet, sur certains plans de coupe histologique, on peut voir dès un mois la présence de zones plus ou moins diffuses en cours de minéralisation situées à l’extérieur du défaut osseux (figures 21E et 21F). Conclusions : La formation d’os a lieu en général autour des biomatériaux et à une moindre échelle à l’intérieur de ces derniers. La porosité multi-échelle du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention semble être un facteur positif puisque plusieurs foyers d’ossification sont détectés à l’intérieur de celui-ci, soulignant le fait que des cellules différenciées et actives ont pu migrer dans cette zone, probablement accompagnées de vaisseaux sanguins. Ces analyses histologiques permettent également de visualiser le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention à l’intérieur du défaut osseux : celui-ci apparait fragmenté et en partie inclus dans le tissu minéralisé, démontrant une dégradation et une bio-intégration compatibles avec les cinétiques de réparation. Les durées de vie in vivo du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention estimée est de 13 à 42 mois. Cette durée de vie est compatible avec une utilisation clinique. Les analyses histologiques confirment le caractère ostéoconducteur et la dégradation du matériau de substitution osseux poreux selon l’invention, visibles dès le premier mois d’implantation, ainsi que la formation d’os. L’ensemble des résultats indique que le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention possède de bonnes propriétés mécaniques, une bonne biocompatibilité et une dégradation adaptée à la reconstruction du tissu osseux. Il présente des performances intéressantes in vivo en induisant une synthèse osseuse intense, jusqu’à la restauration d’une continuité tissulaire entre deux fragments d’os. La présence d’os décellularisé dans le matériau de substitution osseux poreux selon l’invention augmente la production de tissu minéralisé, celle-ci est trois fois plus importante que celle obtenue avec la matrice élastomère poly(caprolactone-urée-uréthane) seule après trois mois. Cette production intense n’est toutefois pas localisée uniquement à l’intérieur du défaut osseux, et a lieu également autour des fixateurs. Plusieurs zones de minéralisation ont été détectées entre le tissu osseux et le muscle environnant. Matériau de substitution osseux poreux comprenant : - au moins une matrice élastomère, et - des particules d’os décellularisé. Matériau de substitution osseux poreux selon la revendication 1, caractérisé en ce que l’au moins une matrice élastomère comprend un élastomère à base de poly(ester-urée-uréthane), l’ester étant choisi parmi des oligomères de caprolactone (PCL), des oligomères d’acide lactique (PLA), des oligomères d’acide glycolique (PGA), des oligomères d’hydroxybutyrate (PHB), des oligomères d’hydroxyvalerate (PVB), des oligomères de dioxanone (PDO), des oligomères de poly(éthylène adipate) (PEA), des oligomères de poly(butylène adipate) (PBA) ou des combinaisons de ceux-ci. Matériau de substitution osseux poreux selon l’une des revendications 1 à 2, caractérisé en ce que les particules d’os décellularisé peuvent être obtenues à partir d’os naturel. Matériau de substitution osseux poreux selon l’une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que les particules d’os décellularisé présentent un diamètre compris entre 1nm et 1mm. Matériau de substitution osseux poreux selon l’une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que les particules d’os décellularisé représentent au moins 10% en poids du matériau de substitution osseux poreux. Matériau de substitution osseux poreux selon l’une des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que ledit matériau de substitution osseux poreux présente une taille de pores multi-échelle comprise entre 50 µm et 2000 µm. Matériau de substitution osseux poreux selon l’une des revendications 1 à 6, caractérisé en ce que ledit matériau de substitution osseux poreux présente une porosité totale supérieure ou égale à 60 %. Matériau de substitution osseux poreux selon l’une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que ledit matériau de substitution osseux poreux présente un volume comprise entre 0,1 et 400 cm 3 . Matériau de substitution osseux poreux selon l’une des revendications 1 à 8, pour son utilisation dans la réparation osseuse, de préférence la réparation d’un défaut osseux cavitaire et/ou la réparation d’un défaut osseux segmentaire. Matériau de substitution osseux poreux pour son utilisation selon la revendication 9, dans laquelle la réparation osseuse est supérieure ou égale à 5% en volume du volume de l’os à réparer. Kit de réparation osseuse comprenant le matériau de substitution osseux poreux selon l’une des revendications 1 à 8 et un fixateur. Procédé de préparation d’un matériau de substitution osseux poreux comprenant les étapes suivantes : a) préparer une phase organique comprenant les composés nécessaires à la synthèse du poly(ester-urée-uréthane), b) ajouter de l’eau et les particules d’os décellularisé à la phase organique de l’étape a) pour former une émulsion, c) polymériser/réticuler l’émulsion obtenue à l’étape b) pour obtenir ledit matériau de substitution osseux poreux, d) laver ledit matériau de substitution osseux poreux obtenu à l’étape c), et e) sécher ledit matériau de substitution osseux poreux obtenu à l’étape d).