FR 3143327 A1 20240621 FR 2214013 A 20221220 La présente invention concerne une composition polymère réticulable comprenant au moins un phosphate de calcium, au moins un polymère organique biocompatible et biodégradable ou un de ses précurseurs, et des particules cœur/coquille de Zn/ZnO, un biomatériau susceptible d’être obtenu par photopolymérisation d’une telle composition polymère réticulable, un procédé de préparation d’une telle composition et d’un tel biomatériau, ainsi que l’utilisation d’un tel biomatériau pour diverses applications dans le domaine de la santé. Figure pour l’abrégé : Fig. 1 biomatériau pour une utilisation dans le domaine dentaire La présente invention concerne une composition polymère réticulable comprenant au moins un phosphate de calcium, au moins un polymère organique biocompatible et biodégradable ou un de ses précurseurs, et des particules cœur/coquille de Zn/ZnO, un biomatériau susceptible d’être obtenu par photopolymérisation d’une telle composition polymère réticulable, un procédé de préparation d’une telle composition et d’un tel biomatériau, ainsi que l’utilisation d’un tel biomatériau pour diverses applications dans le domaine de la santé. Actuellement, plus de 60% de la population dans les pays industrialisés aurait besoin d’une réhabilitation implanto-prothétique. En Europe, environ 1,5 millions de patients bénéficient chaque année d’une reconstruction osseuse lors d’une chirurgie maxillo-faciale. Les implants dentaires représentent un traitement alternatif pour le remplacement des dents manquantes. Pour obtenir un meilleur résultat avec ces implants dentaires, une quantité d’os suffisante doit être disponible pour les accueillir et les stabiliser. Or, la perte des dents, quelle qu’en soit la cause, s’accompagne habituellement d’une résorption plus ou moins marquée de l’os alvéolaire. Une telle résorption osseuse peut alors constituer une contre-indication à la pose d’implants dentaires qui nécessitent un positionnement très précis et une parfaite stabilité sur le long terme. Pour obtenir un résultat optimal lors de la pose d’implants dentaires, il est par conséquent indispensable de disposer d’un volume osseux suffisant. La reconstruction de l'os alvéolaire par le biais de procédures de chirurgie réparatrice/régénérative est devenue une pratique courante : en particulier, lorsque les déficits osseux sont supérieurs à 3 mm en largeur et/ou en hauteur, une greffe osseuse, et plus particulièrement une greffe osseuse autogène (os prélevé directement du patient), est pratiquée pour restaurer des conditions anatomiques favorables à la mise en place d’implants, et ce tant en volume qu’en densité. Un second site chirurgical est alors ouvert pour prélever l’os nécessaire à la reconstruction du site destiné à être augmenté. Cependant, les procédures d’augmentation sont des techniques exigeantes et réservées à des spécialistes expérimentés. De plus, la greffe d'os autogène est associée à une morbidité accrue, à l'inconfort du patient, et à une durée prolongée des procédures chirurgicales. En particulier, l’intervention chirurgicale est assez longue et pénible pour le patient car elle est conduite sur deux sites opératoires différents ; et une période de 4 à 6 mois d’attente est habituellement nécessaire avant la pose de l’implant pour que le greffon se soude à l’os receveur. Par ailleurs, après une chirurgie osseuse, les patients sont tenus de suivre un traitement antibiotique pour prévenir des infections. En effet, les infections buccales peuvent présenter un vrai risque de santé, notamment pour les patients présentant d’autres pathologies telles que des maladies auto-immunes ou du diabète. En outre, le volume de greffe osseuse disponible dans la cavité buccale est limité et peut s’avérer insuffisant pour les besoins. Un autre inconvénient majeur de la greffe osseuse autogène est sa résorption plus ou moins importante à long terme. La résorption est particulièrement prononcée pour l’os spongieux, variant entre 12 et 60% (1-5 ans) après la mise en place des implants. Pour remplacer les greffes d’os autogène, des biomatériaux de substitution osseuse de type allogénique (autre individu de la même espèce que le receveur), xénogénique (individu d’une autre espèce que le receveur) et alloplastique (synthétique) ont été proposés. Les biomatériaux de types allogénique et xénogénique nécessitent des donneurs potentiels et de nombreuses étapes de traitement et/ou de conditionnement avant utilisation. Les biomatériaux alloplastiques peuvent également faire office de substitut osseux dans les comblements et reconstructions osseuses. Leur disponibilité est illimitée, il n’y a pas besoin d’avoir recours à une banque d’os, et ils ne présentent aucun risque de transmission d’agents pathogènes. Plusieurs matériaux alloplastiques sont actuellement utilisés en odonto-stomatologie : phosphates tricalciques, carbonates de calcium, hydroxyapatites de synthèse, céramiques biphasées, matériaux composites, et bioverres. Les matériaux alloplastiques doivent être biocompatibles, bioactifs, ostéoconducteurs et peuvent être résorbables ou non. En particulier, l’hydroxyapatite est souvent utilisée comme implant dans le remplacement artificiel de tissus durs en chirurgie dentaire. Ses propriétés structurales, comme sa taille et sa morphologie, diffèrent suivant la méthode de synthèse utilisée. L’hydroxyapatite est notamment utilisée sous la forme de nanoparticules dans le transport de gènes, de protéines et pour la repousse osseuse artificielle en raison de sa très grande capacité d’absorption et de son affinité de liaison avec des molécules polyvalentes. Cependant, c’est un composé limité en termes de résistance mécanique, de résistance à la rupture et de résistance à la fatigue. Jeong H-J. et al. [ Int. J. Mol. Sci. , 2020 , 21, 1863, 1-15] décrivent un matériau hybride en 3 dimensions (3D) à base d’hydroxyapatite ou de phosphate tricalcique, et de polycaprolactone. Le matériau hybride est préparé de la façon suivante : une structure en polycaprolactone dimensionnée pour recevoir un implant métallique est préparée par impression 3D, puis des particules de polycaprolactone, d’hydroxyapatite, de phosphate tricalcique, de poly(oxyde d’éthylène) et de chlorure de sodium sont mélangées, le mélange résultant est introduit dans la structure, l’ensemble est ensuite chauffé dans un four pendant 10 minutes à 80°C, puis lavé dans de l’eau déionisée pour enlever le poly(oxyde d’éthylène) et le chlorure de sodium. Le matériau hybride obtenu est poreux et possède des propriétés ostéoconductrices. Il est décrit comme pouvant régénérer l’os alvéolaire pendant l’installation d’un implant dentaire. Or, ce matériau n’élimine pas le risque d’infection buccale. Par ailleurs, ses propriétés mécaniques restent faibles. Le but de la présente invention est par conséquent de pallier les inconvénients de l’art antérieur, et notamment de fournir un biomatériau biocompatible et biodégradable ayant de bonnes propriétés mécaniques, antibactériennes, et pouvant s’adapter facilement à la morphologie dentaire et/ou maxillo-faciale d’un patient, tout en garantissant de bonnes propriétés ostéoconductrices et de résorbabilité. En particulier, il existe un besoin en support ou substitut osseux pour la pose d’implant dentaire. L’invention a pour premier objet une composition polymère réticulable, caractérisée en ce qu’elle comprend : - au moins un polymère organique biocompatible biodégradable ou au moins un de ses précurseurs, et de préférence au moins un ses précurseurs, - au moins un phosphate de calcium, et - au moins des particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc. La composition réticulable de l’invention permet de conduire facilement à un biomatériau utilisable comme substitut osseux bioactif pour des applications dentaires, en particulier pour traiter des patients souffrant de pertes dentaires. La composition réticulable conduit notamment par impression 3D comme détaillée ci-après à un biomatériau biocompatible et biodégradable ayant des propriétés mécaniques améliorées, des propriétés antibactériennes, et pouvant s’adapter facilement à la morphologie dentaire et/ou maxillo-faciale d’un patient, tout en garantissant de bonnes propriétés ostéoconductrices et de résorbabilité. Le biomatériau peut alors être utilisé en tant que substitut osseux pour la pose d’implant dentaire en une seule opération avec une technique plus simple pour le praticien et donc plus fiable pour le patient. Dans l’invention, on entend par terme « ostéoconduction », la capacité d’un biomatériau à servir de matrice auquel les cellules vasculaires et osseuses environnantes peuvent adhérer, afin qu’elles puissent migrer sur le site receveur, le coloniser, le revasculariser et synthétiser la nouvelle matrice osseuse. Le phosphate de calcium apporte les propriétés ostéoconductrices de la composition réticulable. Dans l’invention, on entend par phosphate de calcium, un matériau inorganique comprenant du phosphore et du calcium. Le phosphate de calcium utilisé dans la composition réticulable présente de préférence un rapport atomique calcium/phosphore proche de celui de l’os (environ 1,6). De préférence, le phosphate de calcium est choisi parmi l’hydroxyapatite (Hap) (de formule Ca 5 (PO 4 ) 3 (OH) ou Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 ), le phosphate tricalcique (de formule Ca 3 (PO 4 ) 2 ) ou TCP), le phosphate monocalcium (de formule Ca(H 2 PO4) 2 ou MCPM), le phosphate dicalcique (DCP), ou le phosphate d’octa calcium. L’hydroxyapatite est particulièrement préférée, en particulier en raison de son ratio Ca/P qui lui confère des propriétés similaires à celle de l’os. Le phosphate de calcium représente de préférence de 0,1 à 10% en masse environ, et de façon particulièrement préférée de 0,5 à 2% en masse environ, par rapport à la masse totale de la composition réticulable. Le phosphate de calcium est préférentiellement sous la forme de particules de taille allant de 100 nm à 25 µm environ, et de façon particulièrement préférée de 200 nm à 20 µm environ. Dans l’invention, la taille des particules de phosphate de calcium est déterminée avec des méthodes bien connues de l’homme du métier, et préférentiellement par diffusion dynamique de la lumière, granulométrie laser, ou microscopie électronique à balayage. Les particules de zinc/oxyde de zinc de la composition réticulable de l’invention comprennent un cœur en zinc et une coquille en oxyde de zinc. Les particules de zinc/oxyde de zinc présentent préférentiellement une taille allant de 0,1 à 200 µm environ, et de façon particulièrement préférée de 1 à 50 µm environ. Dans l’invention, la taille des particules zinc/oxyde de zinc est déterminée avec des méthodes bien connues de l’homme du métier telles que la diffusion dynamique de la lumière (DLS), la granulométrie laser, ou la microscopie électronique à balayage, et préférentiellement la diffusion dynamique de la lumière. En DLS, on se réfère dans l’invention au diamètre hydrodynamique. Le zinc/oxyde de zinc représente de préférence de 0,1 à 20% en masse environ, et de façon particulièrement préférée de 1 à 5% en masse environ, par rapport à la masse totale de la composition réticulable. Selon une forme de réalisation préférée de l’invention, les particules de zinc/oxyde de zinc comprennent de 51 à 90% en masse environ d’oxyde de zinc, et de façon particulièrement préférée de 60 à 80% en masse environ d’oxyde de zinc, par rapport à la masse totale des particules de zinc/oxyde de zinc. La coquille ou couche ou enveloppe d’oxyde de zinc peut avoir une épaisseur allant de 1 à 1000 nm environ, et de façon particulièrement préférée de 300 à 800 nm environ. L’épaisseur est en particulier déterminée à l’aide d’un microscope électronique à balayage, d’un microscope électronique à transmission, ou d’un microscope à force atomique. Cette couche ou enveloppe d’oxyde de zinc se différencie d’une couche d’oxyde de zinc qui pourrait éventuellement se former autour du zinc de manière naturelle, par exemple par oxydation à l’air, en particulier par son épaisseur. En effet, une couche d’oxyde de zinc naturelle aura une épaisseur maximale de quelques dixièmes de nm. Les particules de zinc/oxyde de zinc apporte l’activité antibactérienne de la composition réticulable. Cette activité est ensuite complètement conservée dans le biomatériau obtenu à partir de la composition réticulable. Contrairement à l’art antérieur qui met en œuvre en tant que bactéricides des métaux nobles comme l’argent qui induit une certaine toxicité lorsqu’il est libéré, ou des matériaux photo-actifs qui requièrent un rayonnement (e.g. rayonnement UV) pour être activés, les particules de zinc/oxyde de zinc utilisées dans la composition réticulable de l’invention ne sont pas toxiques pour le patient, elles sont libérées progressivement par le biomatériau et elles ont une bonne activité bactéricide sans nécessiter de stimulus externe comme la photo-irradiation. Enfin, l’association du zinc et de l’oxyde de zinc permet de renforcer les propriétés de différenciation des cellules osseuses et de minéralisation de l’hydroxyapatite. Dans l’invention, l’expression « polymère organique biodégradable » signifie un polymère organique qui peut être dégradé ou digéré par des microorganismes (e.g. bactéries, champignons, algues), par exemple par l'action d'enzymes. Les réactions intervenant lors de la biodégradation chez l'homme sont des réactions d'hydrolyse, c'est-à-dire de coupures de liaisons covalentes par réaction avec l'eau (cf. norme actuelle NF EN 13 432. Dans la présente invention, l'expression « polymère organique biocompatible » signifie un polymère organique ayant la capacité à ne pas interférer et à ne pas dégrader le milieu biologique dans lequel ils sont utilisés. En particulier, ils ne doivent pas provoquer de réaction inflammatoire forte (e.g. allergies) et/ou ne doivent pas être toxiques pour l'être humain. Dans la présente invention, l'expression « polymère organique » signifie un polymère comprenant au moins des atomes de carbone liés de manière covalente à des atomes d’hydrogène, d’oxygène, d’azote, ou de soufre. En d’autres termes, le polymère organique comprend des unités récurrentes organiques, i.e. des unités récurrentes comprenant au moins des atomes de carbone liés de manière covalente à des atomes d’hydrogène, d’oxygène, d’azote, ou de soufre. Le polymère organique est de préférence exempt de métal et de métalloïde. En d’autres termes, le polymère organique ne comprend pas de préférence de métal ou de métalloïde tel que du silicium, ou est différent d’un polymère de type polysiloxane, ou ne comprend pas de liaison Si-O. Le polymère organique biocompatible biodégradable peut être choisi parmi les polyesters aliphatiques, les polysaccharides, les polyorthoesters, les polyanhydrides, les polyphosphazènes, les polyacrylates, et les polyuréthanes. À titre d’exemples de polyesters aliphatiques, on peut citer les polyglycolides (i.e. poly(acide glycolique) ou PGA), les polylactides (i.e. poly(acide lactique) ou PLA), les copolymères de glycolide et de lactide (PLGA), les polylactones (e.g poly(ε-caprolactone)), les polyhydroxyalcanoate (e.g. polyhydroxyvalérate, poly(hydroxybutyrate)), les copolymères poly(ester aliphatique-uréthane). À titre d’exemples de polysaccharides, on peut citer la cellulose ou l’amidon. À titre d’exemples de polyanhydrides, on peut citer le poly(isophthalique anhydride) ou le poly(téréphthalique anhydride). À titre d’exemples de polyphosphazènes, on peut citer le polydichlorophosphazène. À titre d’exemples de polyacrylates, on peut citer le polyéthyl acrylate ou le polyméthyl acrylate. À titre d’exemples de polyorthoesters, on peut citer les POE de classe I, les POE de classe II, les POE de classe III, ou les POE de classe IV. Selon une forme de réalisation préférée de l’invention, le polymère organique est un polyester aliphatique, et de façon particulièrement préférée un polylactide. Le PLA présente une grande stabilité dimensionnelle et des propriétés modulables, le rendant particulièrement approprié en ingénierie tissulaire de l’os. C’est un polyester aliphatique thermoplastique biodégradable, biorésorbable et biocompatible qui peut être synthétisé par différentes méthodes. Ainsi, ses propriétés mécaniques, sa biodégradation, sa géométrie et son architecture peuvent être modulées. Un précurseur d’un des polymères organiques biocompatibles biodégradables peut également être utilisé dans la composition réticulable. Le précurseur peut être un monomère ou un oligomère organique. Le monomère ou l’oligomère organique permet de former un polymère organique biocompatible biodégradable tel que défini dans l’invention par polymérisation, et préférentiellement par photopolymérisation. Le précurseur peut être choisi parmi les esters aliphatiques, les polyols, et les acrylates. À titre d’exemples d’esters aliphatiques, on peut citer le lactide, l’acide lactique, l’acide glycolique, le glycolide, les lactones (e.g. ε-caprolactone), ou les hydroxyalcanoates (e.g. hydroxyvalérate, hydroxybutyrate). Le précurseur du polymère organique biocompatible biodégradable a de préférence une masse molaire allant de 100 à 10000 g/mol environ, et de façon particulièrement préférée de 500 à 2000 g/mol environ. Selon une forme de réalisation préférée de l’invention, le polymère organique biocompatible biodégradable (respectivement le précurseur du polymère organique biocompatible biodégradable) représente de 25 à 70% en masse environ, et de façon particulièrement préférée de 30 à 60% en masse environ, par rapport à la masse totale de la composition réticulable. La viscosité de la composition réticulable peut aller de 0,1 à 100 Pa.s environ (0,1 à 100 kg m -1 s -1 ), et de façon particulièrement préférée de 0,1 à 0,5 Pa.s environ (0,1 à 0,5 kg m -1 s -1 ). Cela permet ainsi de faciliter la formation d’un biomatériau par impression 3D. Dans la présente invention, la viscosité est mesurée à l’aide d’un rhéomètre, à 25°C, et avec un taux de cisaillement de 10 rad.s -1 . La composition réticulable de l’invention est une composition liquide à température ambiante (i.e. 18-25°C). La composition réticulable de l’invention présente les avantages d’être une composition imprimable en 3D, en particulier imprimable selon tout procédé d’impression 3D mettant en œuvre une photopolymérisation, tel que par traitement numérique de la lumière (bien connue sous l’anglicisme « Digital Light Processing » ou DLP), par stéréolitographie (impression SLA) ou par impression UV-LCD (écran LCD). La composition réticulable comprend de préférence en outre un photoinitiateur (ou un initiateur de photopolymérisation). Le photoinitiateur peut être choisi parmi les photoinitiateurs (ou photoamorceurs) de type I ou II. À titre d’exemple de photoinitiateurs de type I, on peut citer l’éthyl(2,4,6-triméthylbenzoyl) phénylphosphinate (TPO-L) ou le phénylbis(2,4,6-triméthylbenzoyl) phosphine oxide (BAPO). À titre d’exemple de photoinitiateurs de type II, on peut citer la 1-hydroxycyclohexyl phényl cétone, le 2-éthylhexyl-(4-N,N-diméthyl amino)benzoate ou le 2-éthyl-(4-N,N-diméthylamino)benzoate. La composition réticulable comprend de préférence en outre au moins un composé comprenant un ou plusieurs fonctions réactives, telles que des fonctions acrylates. L’invention a pour deuxième objet un procédé de préparation d’une composition réticulable conforme au premier objet de l’invention, caractérisé en ce qu’il comprend au moins une étape i) de mélange de particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc et de particules de phosphate de calcium dans un solvant polaire protique, pour former une dispersion, et une étape ii) d’ajout d’un polymère organique biocompatible et biodégradable ou d’un de ses précurseurs, et de préférence d’un de ses précurseurs, à la dispersion de l’étape i). Les particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc, le phosphate de calcium, le polymère organique biocompatible et biodégradable et un de ses précurseurs sont tels que définis dans le premier objet de l’invention. Le solvant polaire protique peut être choisi parmi les alcools en C 1 -C 5 . Le solvant polaire protique est de préférence l’éthanol. Le solvant polaire protique permet une bonne dispersion des particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc et des particules de phosphate de calcium, tout en garantissant une élimination facile dans les étapes suivantes. Les particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc représentent de préférence de 0,1 à 20% en masse environ, et de façon particulièrement préférée de 1 à 5% en masse environ, par rapport à la masse totale de la dispersion de l’étape i). Les particules de phosphate de calcium représentent de préférence de 0,1 à 10% en masse environ, et de façon particulièrement préférée de 0,5 à 2% en masse environ, par rapport à la masse totale de la dispersion de l’étape i). L’étape i) est de préférence conduite à l’aide d’ultrasons. L’étape i) peut comprendre une agitation mécanique, de préférence après les ultrasons. L’étape ii) permet de former une composition réticulable conforme au premier objet de l’invention. L’étape ii) peut être mise en œuvre sous agitation mécanique. Cela permet ainsi d’obtenir une composition homogène. L’agitation mécanique peut être suivie d’une agitation magnétique. Cela permet ainsi de laisser évaporer le solvant polaire protique. Après l’évaporation du solvant polaire protique, l’étape ii) peut comprendre l’homogénéisation de la composition à l’aide d’ultrasons. Le photoinitiateur et/ou le composé comprenant un ou plusieurs fonctions réactives tels que définis dans le premier objet de l’invention sont préférentiellement ajoutés lors de l’étape ii), avantageusement en même temps que le polymère organique biocompatible biodégradable. L’invention a pour troisième objet un biomatériau, caractérisé en ce qu’il est susceptible d’être obtenu par photopolymérisation d’une ou plusieurs couches d’une composition réticulable conforme au premier objet de l’invention. Dans l’invention, l’expression « biomatériau » signifie un matériau destiné à être en contact avec les tissus vivants et/ou les fluides biologiques pour évaluer, traiter, modifier les formes ou remplacer tout tissu, organe ou fonction du corps (consensus de Chester, Royaume-Uni, 1991). Le biomatériau de l'invention peut présenter un module d’Young d'au moins 1 GPa environ, de préférence d'au moins 2 GPa environ, et de façon particulièrement préférée allant de 2 à 3 GPa environ. Le biomatériau de l'invention peut présenter un allongement à la rupture d'au moins 5% environ, de préférence d'au moins 6% environ, et de façon particulièrement préférée allant de 5 à 15% environ. Le biomatériau de l'invention peut présenter une contrainte à la rupture d'au moins 100 MPa environ, de préférence d'au moins 120 MPa environ, et de façon particulièrement préférée allant de 100 à 200 MPa environ. La photopolymérisation d’une ou plusieurs couches d’une composition réticulable conforme au premier objet de l’invention permet de former le biomatériau. La photopolymérisation garantit la conservation des propriétés bactéricides et d’ostéoconduction de la composition réticulable. Par ailleurs, l’ajout des particules de zinc/oxyde de zinc et de phosphate de calcium ne dégrade pas, voire maintient les propriétés mécaniques du polymère organique biocompatible et biodégradable utilisé dans la composition polymère réticulable. La photopolymérisation ou le durcissement par rayonnement de la composition réticulable est effectuée grâce à de la lumière, en particulier de la lumière UV. Le durcissement par rayonnement est beaucoup plus rapide que le traitement thermique, et permet une vitesse de fabrication supérieure et un espace d’installation réduit. De préférence, la photopolymérisation est effectuée à une longueur d’onde allant de 385 nm à 405 nm environ, et avantageusement à 405 nm environ. La photopolymérisation est préférentiellement effectuée par impression 3D, et de façon particulièrement préférée par toute impression 3D qui met en œuvre une photopolymérisation, telle que par traitement numérique de la lumière (impression DLP), par stéréolitographie (impression SLA), ou par impression UV-LCD. Dans ce mode de réalisation, la composition réticulable est polymérisée à l’aide d’un projecteur de lumière UV et des miroirs orientables. Cela permet ainsi de solidifier la composition réticulable sur toute la surface d’une couche à la fois. Le biomatériau est ainsi formé couche par couche. L’impression 3D permet de produire facilement et rapidement des formes complexes et la géométrie souhaitée propre à chaque patient à partir d’images médicales. Cela peut par conséquent permettre à un plus grand nombre de praticiens d’effectuer la pose d’implants dentaires avec une technique plus simple, plus fiable, et sans causer de réaction inflammatoire et infectieuse. Le praticien peut obtenir le biomatériau à implanter directement après le scanner du patient, soit en imprimant lui-même le substitut osseux, soit par le biais de son prothésiste. Par ailleurs, en réduisant le nombre d’opérations, les conditions d’accès à la pose d’implants dentaires peuvent être moins onéreuses et l’acte peut être moins pénible pour le patient. Le biomatériau comprend de préférence des particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc, du phosphate de calcium, et un matériau polymère photoréticulé. L’invention a pour quatrième objet un procédé de fabrication d’un biomatériau, caractérisé en ce qu’il comprend au moins une étape A) de photopolymérisation d’une ou plusieurs couches d’une composition réticulable conforme au premier objet de l’invention. Selon une forme de réalisation préférée de l’invention, l’étape A) est effectuée par impression 3D, et avantageusement par traitement numérique de la lumière (impression DLP). La ou les couches de composition réticulable peuvent avoir une épaisseur allant de 5 à 100 µm environ, et de façon particulièrement préférée de 25 à 100 µm environ. L’étape A) peut être effectuée à une température allant de 10 à 40°C environ. L’étape A) peut être effectuée pendant une durée allant de 5 à 720 min environ par couche. L’étape A) peut être effectuée à une vitesse allant de 5 à 50 mm/h environ par couche. L’étape A) peut être effectuée à une intensité lumineuse allant de 20 à 50 mw/cm 2 environ par couche. À l’issue de l’étape A), on obtient un biomatériau qui est de préférence conforme au troisième objet de l’invention. L’invention a pour cinquième objet un biomatériau conforme au troisième objet de l’invention ou obtenu selon un procédé conforme au quatrième objet de l’invention, pour son usage médical. L’invention a pour sixième objet un biomatériau conforme au troisième objet de l’invention ou obtenu selon un procédé conforme au quatrième objet de l’invention, pour son utilisation dans la régénération osseuse et la prévention et/ou le traitement des infections bucco-dentaires liées à l’implantation. Le biomatériau présente une excellente biocompatibilité, des propriétés de résorption mais aussi des propriétés d’ostéoinduction et d’ostéoconduction pour permettre au tissu osseux naturel de reprendre sa place sur le site de l’implantation. Le biomatériau peut ainsi être utilisé en tant que substitut osseux dans des applications dentaires, en particulier pour la pose d’implants dentaires. Le biomatériau permet en particulier un relargage progressif, contrôlé, et localisé sur le site traité des particules bactéricides de zinc/oxyde de zinc et ainsi d’éviter tout risque d’infection lors de l’implantation dentaire. Dans l’invention, l’expression « substitut osseux » signifie un biomatériau d’origine synthétique destiné à l’implantation, dans la perspective d’une reconstitution du stock osseux par le renforcement d’une structure osseuse ou le comblement d’une perte de substance osseuse. L’invention a pour septième objet un implant dentaire, caractérisé en ce qu’il comprend un biomatériau conforme au troisième objet de l’invention ou obtenu selon un procédé conforme au quatrième objet de l’invention. Les dessins annexés illustre l’invention. La représente des images par microscopie électronique à balayage (MEB) de particules de zinc nanométriques ou micrométriques non conformes à l’invention, et de particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc conformes à l’invention. La représente le spectre de diffraction aux rayons X (DRX) de particules de zinc nanométriques ou micrométriques non conformes à l’invention, de particules d’oxyde de zinc non conformes à l’invention, et de particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc conformes à l’invention. La représente représente une image d’un biomatériau conforme à l’invention obtenu par impression 3D. La représente les modules d’Young, les contraintes à la rupture, les allongements à la rupture, les courbes de la force standard en fonction de l’allongement à la rupture en traction d’un biomatériau conforme à l’invention et de biomatériaux non conformes à l’invention. La représente les modules d’Young, les contraintes à la rupture, les allongements à la rupture, les courbes de la force standard en fonction de l’allongement à la rupture en compression d’un biomatériau conforme à l’invention et de biomatériaux non conformes à l’invention. La illustre la présence de carbone, d’oxygène, de calcium et de zinc en surface d’un biomatériau conforme à l’invention. La illustre la présence de carbone, d’oxygène, de calcium et de zinc en coeur d’un biomatériau conforme à l’invention. La .montre les propriétés antibactériennes d’un biomatériau conforme à l’invention. D’autres caractéristiques et avantages de la présente invention apparaîtront à la lumière de la description d’exemples non limitatifs de la composition réticulable et du biomatériau selon l’invention, ainsi que de leur procédé de fabrication. Exemples Exemple 1 : procédé de fabrication de particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc 1.1 Particules Zn/ZnO obtenues à partir de particules de zinc nanométrique (Zn/ZnO nano ) Dans un premier récipient (bécher), 1,48 g de nitrate de zinc hexahydraté Zn(NO 3 ) 2 .6H 2 0 (pureté de 98%, CAS 101966-18-6, Sigma Aldrich) sont dissous dans 10 ml d’eau distillée pour former une solution de nitrate de zinc. Dans un second récipient (bécher), 2,75 g d’hydroxyde de potassium KOH (90%, CAS 1310-58-3, Sigma Aldrich) sont dissous dans 10 ml d’eau distillée pour former une solution d’hydroxyde de potassium. La solution de nitrate de zinc est ensuite ajoutée à la solution d’hydroxyde de potassium pour former une solution résultante laissée sous agitation magnétique pendant quelques minutes. Pendant ce temps, 0,2 g de particules de zinc nanométrique (taille de particules d’environ 50 nm, pureté >99%, CAS 7440-66-6, Sigma Aldrich) sont lavées avec 0,3 ml d’une solution d’acide chlorhydrique à 1% en volume (HCl) (HCl à 35% en volume, CAS 7647-01-0, Sigma Aldrich) à l’aide d’une centrifugeuse (vitesse de 8500 tours par minutes pendant 5 min). Le zinc lavé est ensuite dissous dans la solution résultante préparée précédemment pour former une composition qui est maintenue pendant 2h sous agitation magnétique. La composition passe de transparente à une couleur noire. Le solide dispersé dans la composition résultante est lavé trois fois à l’eau distillée et deux fois à l’éthanol puis séché dans une étuve à 100°C. 1.2 Particules Zn/ZnO obtenues à partir de particules de zinc micrométriques (Zn/ZnO micro ) Dans un premier récipient (bécher), 1,48 g de nitrate de zinc hexahydraté Zn(NO 3 ) 2 .6H 2 0 (pureté de 98%, CAS 101966-18-6, Sigma Aldrich) sont dissous dans 10 ml d’eau distillée pour former une solution de nitrate de zinc. Dans un second récipient (bécher), 3 g d’hydroxyde de potassium KOH (90%, CAS 1310-58-3, Sigma Aldrich) sont dissous dans 10 ml d’eau distillée pour former une solution d’hydroxyde de potassium. La solution d’hydroxyde de potassium est ensuite ajoutée à la solution de nitrate de zinc pour former une solution résultante laissée sous agitation magnétique pendant quelques minutes. Pendant ce temps, 2 g de particules de zinc micrométrique (taille de particules d’environ 10 µm, pureté >98%, CAS 7440-66-6, Sigma Aldrich) sont lavées avec 2,6 ml d’une solution d’acide chlorhydrique à 1% en volume (HCl) (HCl à 35% en volume, CAS 7647-01-0, Sigma Aldrich) à l’aide d’une centrifugeuse (vitesse de 8500 tours par minutes pendant 5 min). Le zinc lavé est ensuite dissous dans la solution résultante préparée précédemment pour former une composition qui est maintenue pendant 2h sous agitation magnétique. La composition passe de transparente à une couleur grise. Le solide dispersé dans la composition résultante est lavé trois fois à l’eau distillée et deux fois à l’éthanol puis séché dans une étuve à 100°C. 1.3 Caractérisation des particules cœur/coquille de Zn/ZnO La montre des images par microscopie électronique à balayage (MEB) des particules de zinc nanométriques utilisées dans l’exemple 1.1 ( -a), des particules de zinc micrométriques utilisées dans l’exemple 1.2 ( -b), des particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc Zn/ZnO nano préparées dans l’exemple 1.1 ( -c), et des particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc Zn/ZnO micro préparées dans l’exemple 1.2 ( -d). Les images par microscopie électronique à balayage ont été effectuées à l’aide d’un microscope électronique à balayage vendu sous la dénomination commerciale Hitachi S4800 SEM system par la société HITACHI. Les images par MEB révèlent des structures différentes : le zinc nanométrique initial se présente sous la forme de sphères plutôt déformées et les particules ont une taille inférieure à 1 μm. Le zinc micrométrique initial se présente sous la forme de belles sphères d’environ 2 μm de diamètre. Les particules de Zn/ZnO nano obtenues à partir du zinc nanométrique initial présentent une morphologie de microsphères en forme d’oursins légèrement inférieures à 2 μm. Les particules de Zn/ZnO micro obtenues à partir du zinc micrométrique initial sont sous la forme de sphères de taille allant de 2 à 4 μm, comprenant une enveloppe de nanopilliers de ZnO entourant et recouvrant la surface du Zn. Des analyses par diffusion dynamique de la lumière ont été effectuées à l’aide d’un appareil vendu sous la dénomination commerciale ZetaSizer NS par la société MALVERN. Les résultats obtenues sont présentés dans le tableau 1 ci-dessous. Les résultats du tableau 1 montrent des tailles du même ordre de grandeur que celles obtenues par microscopie électronique à balayage, excepté pour les particules de zinc/oxyde de zinc préparées dans l’exemple 1.1. Cela peut s’expliquer par une forte dispersité dans les tailles des particules, et/ou que les particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc préparées dans l’exemple 1.1 soient en grande partie agglomérées. Une analyse de diffraction de rayons X (DRX) a été effectuée à l’aide d’un diffractomètre vendu sous la dénomination commerciale Philips X’Pert par la société Philips équipé de PANalytical Xpert powder XRD system avec une radiation Cu Kα permettant d’accéder à un angle 2θ dans la plage de 10° à 90°. Les diffractogrammes sont collectés et intégrés avec le logiciel X’Pert Data Collector. La montre le spectre DRX des particules de zinc micrométriques utilisées dans l’exemple 1.2 ( -a), des particules de zinc nanométriques utilisées dans l’exemple 1.1 ( -b), des particules d’oxyde de zinc commerciales (CAS n°1314-13-2) de taille environ 100 nm ( -c), des particules de zinc/oxyde de zinc Zn/ZnO micro préparées dans l’exemple 1.2 ( -d), et des particules de zinc/oxyde de zinc Zn/ZnO nano préparées dans l’exemple 1.1 ( -e). Les résultats montrent que les particules de Zn/ZnO préparées dans les exemples 1.1 et 1.2 comprennent du zinc et de l’oxyde de zinc. Des analyses de spectroscopie de rayons X à dispersion d'énergie (EDX) ont été effectuées à l’aide d’un appareil vendu sous la dénomination commerciale Zeiss Evo ED15 par la société Zeiss. Le tableau 2 ci-dessous répertorie les compositions chimiques des particules de Zn/ZnO obtenues. Des analyses MEB à partir de microlames coupées de particules inclues en résine ont montré une épaisseur moyenne de la coquille de ZnO de 650 nm environ dans le Zn/ZnO nano et de 570 nm environ dans le Zn/ZnO micro . Exemple 2 : procédé de préparation d’une composition réticulable conforme à l’invention Dans un récipient (bécher) de 250 ml, 1,5 g d’hydroxyapatite (Hap) (pureté ≥ 97%, CAS 12167-74-7, Sigma-Aldrich, de taille de particules d’environ 200 nm) et 3 g de particules cœur/coquille de Zn/ZnO nano ou Zn/ZnO micro telles que préparées dans l’exemple 1 sont dispersés dans 150 ml d’éthanol (EtOH) pour former une dispersion qui est placée dans un bain à ultrasons pendant 1h, puis versée dans un récipient de 500 ml (ballon) fixé à un agitateur mécanique vendu sous la dénomination commerciale Ika Labortechnik RW 20.n. La dispersion est agitée à l’aide de cet agitateur mécanique pendant 30 minutes à 500 tours par minute. 150 ml d’une solution à base d’acide polylactique (PLA) (eSun, « eResin-PLA transparent ») sont ajoutés à la dispersion précédente et la composition résultante est maintenue sous agitation mécanique pendant toute une nuit. La composition résultante est ensuite laissée sous agitation magnétique pendant plusieurs jours, à 300 tours par minute, afin de laisser évaporer le solvant. Enfin, la composition est placée sous ultrasons pendant 40 min, à une amplitude de 60% à l’aide d’un homogénéisateur ultrasons vendu sous la dénomination commerciale Sonopuls, puis filtrée pour former une composition réticulable CR1 comprenant du PLA, du Zn/ZnO nano , et de l’hydroxyapatite. Une composition CR2 comprenant du PLA, du Zn/ZnO micro , et de l’hydroxyapatite est également obtenue. Le mode opératoire détaillé ci-dessus a été reproduit avec différentes quantités d’hydroxyapatite et de Zn/ZnO pour former différentes compositions réticulables. Le tableau 3 ci-dessous répertorie les différentes compositions réticulables obtenues avec les proportions d’hydroxyapatite et particules de Zn/ZnO correspondantes. Pour analyser les compositions réticulables, un rhéomètre vendu sous la dénomination commerciale Anton Paar MCR 302 par la société ANTON PAAR a été utilisé. Pour ce faire, 1 ml d’un échantillon est déposé dans un porte-échantillon. La température du rhéomètre est fixée à température ambiante soit 25°C pour toutes les mesures. Les mesures sont réalisées en utilisant une géométrie de plaque conique. L'évolution de la viscosité est suivie dans le temps en faisant varier le taux de cisaillement entre 1 et 100 rad.s -1 . Les mesures retenues ont un taux de cisaillement de 10 rad.s -1 . Le tableau 4 suivant rassemble les résultats de viscosité (en Pa.s ou en kg m -1 s -1 ) obtenus pour les différentes compositions réticulables préparées ci-dessous. Exemple 3 comparatif : procédé de préparation d’une composition réticulable non conforme à l’invention 3.1 Composition réticulable exempte de particules cœur/coquille de Zn/ZnO Dans un premier récipient (bécher) de 500 ml, 1,5 g d’hydroxyapatite (Hap) (pureté ≥ 97%, CAS 12167-74-7, Sigma-Aldrich, taille des particules d’environ 200 nm) sont dissous dans 150 ml d’éthanol (EtOH) pour former une solution qui est placée dans un bain à ultrasons pendant 1h, puis mise sous agitation magnétique pendant 1h. Dans un deuxième récipient (bécher), 150 ml d’une solution à base d’acide polylactique (PLA) (eSun, « eResin-PLA transparent ») sont versés dans 50 ml d’EtOH et la solution résultante est mise sous agitation magnétique pendant 1h. La solution obtenue est ajoutée à la solution d’hydroxyapatite préparée précédemment. La composition résultante est ensuite laissée sous agitation magnétique pendant plusieurs jours, à 300 tours par minute, afin de laisser évaporer le solvant. Enfin, la composition est filtrée pour former une composition réticulable CR0-A comprenant du PLA, et de l’hydroxyapatite. 3.2 Composition réticulable exempte d’hydroxyapatite Dans un récipient (bécher) de 150 ml, 2 g de particules de Zn/ZnO nano telles que préparées dans l’exemple 1) sont dispersées dans 100 ml d’éthanol (EtOH) pour former une dispersion qui est placée dans un bain à ultrasons pendant 1h. La dipersion est ensuite versée dans un récipient de 500 ml (ballon), fixé à un agitateur mécanique vendu sous la dénomination commerciale Ika Labortechnik RW 20.n. La dispersion est agitée à l’aide de cet agitateur mécanique pendant 30 minutes à 500 tours par minute. 100 ml d’une solution à base d’acide polylactique (PLA) (eSun, « eResin-PLA transparent ») sont ajoutés à la dispersion précédente et la composition résultante est maintenue sous agitation mécanique pendant toute une nuit à 60 tours par minute. La composition résultante est ensuite laissée sous agitation magnétique pendant plusieurs jours, à 300 tours par minute, afin de laisser évaporer le solvant. Enfin, la composition est placée sous ultrasons pendant 40 min, à une amplitude de 60% à l’aide d’un homogénéisateur ultrasons vendu sous la dénomination commerciale Sonopuls, puis mise sous agitation magnétique pendant 1h. Enfin, la composition est filtrée pour former une composition réticulable CR0-B comprenant du PLA, et du Zn/ZnO. Exemple 4 : procédé de préparation d’un biomatériau réticulé conforme à l’invention La composition réticulable CR1 préparée dans l’exemple 2 est imprimée en 3D sous la forme de couches à l’aide d’un appareil vendu sous la dénomination commerciale « Accufab-D1 » par Shinning 3D avec les conditions suivantes : - épaisseur de couche (en mm) : 0,1 - temps d’exposition (en s) : 4,10 - niveau d’exposition : haute puissance - temps d’arrêt en haut (en s) : 0,00 - temps d’arrêt en bas (en s) : 2,00 - temps d’exposition amélioré (en s) : 15,00 - niveau d’exposition amélioré : puissance moyenne - temps d’arrêt amélioré en haut (en s) : 0,00 - temps d’arrêt amélioré en bas (en s) : 2,00 - couche d’exposition améliorée : 3 - décalage de la couche d’exposition améliorée (en mm) : 0,05 - décalage de contour (en mm) : 0,00 - décalage de l’échelle en pourcentage de l’axe des X (en %) : 100 - décalage de l’échelle en pourcentage de l’axe des Y (en %) : 100 - décalage du temps d’exposition (en s) : 0,00 - décalage du temps d’exposition amélioré (en s) : 0,00 - viscosité (en %) : 50 - vitesse de décollement : 6 - épaisseur de la première couche différente : non - essuyer les bulles : non - impression rapide : non - temps de base d’impression : 5,50 - couleur : 128 rouge/128 verte/128 bleu/255 alpha - tourner toujours autour de l’axe X pour (°) degrés : 0,00 - tourner toujours autour de l’axe Y pour (°) degrés : 0,00 - tourner toujours autour de l’axe Z pour (°) degrés : 0,00 - redimensionner toujours les pièces pour (%) : 100. On obtient ainsi un premier biomatériau conforme à l’invention BM1 comprenant de l’hydroxyapatite et des particules cœur/coquille de Zn/ZnO nano . La représente une image d’un biomatériau conforme à l’invention obtenu à l’issue de l’impression 3D. Exemple 5 : caractérisation des biomatériaux réticulés 5.1 Caractérisation des propriétés mécaniques Les propriétés mécaniques de différents biomatériaux ont été obtenues en utilisant un système de traction et de compression vendu sous la dénomination commerciale Zwick Roell Proline Z005 par la société Zwick Roell, couplé à un capteur de force de 5 kN. Les échantillons de composition réticulables ont été imprimés sous la forme d’éprouvettes notées « E » (40 mm de longueur, 4 mm de largeur et 1 mm d’épaisseur) et de cylindres notés « C » (12 mm de longueur et 6 mm de diamètre). Les éprouvettes ont ensuite été serrés entre des mâchoires et tirées à une vitesse de 0,05 mm.s -1 jusqu’à qu’elles cassent. Cela permet d’obtenir une indication des propriétés mécaniques en traction. Les cylindres sont eux compressés par deux plateformes à une vitesse de 0,1 mm.s -1 . Cela permet d’obtenir une indication des propriétés mécaniques en compression. Le logiciel de Zwick Roell est capable de calculer le module d’Young, la force maximale exercée, la force maximale à la rupture et l’allongement à la rupture. Plusieurs éprouvettes sont imprimées avec la même composition réticulable afin de faire une mesure statistique de chacun des paramètres. Les biomatériaux testés pour leurs propriétés mécaniques sont les suivants : - un biomatériau imprimé sous la forme d’éprouvettes (E1) et de cylindres (C1) à partir de la composition réticulable CR1 telle que préparée dans l’exemple 2 ci-dessus, - un biomatériau imprimé sous la forme d’éprouvettes (E0-A) et de cylindres (C0-A) à partir de la composition réticulable CR0-A telle que préparée dans l’exemple 3 comparatif ci-dessus, - un biomatériau imprimé sous la forme d’éprouvettes (E0-B) et de cylindres (C0-B) à partir de la composition réticulable CR0-B telle que préparée dans l’exemple 3 comparatif ci-dessus, et - un biomatériau imprimé sous la forme d’éprouvettes (E0) et de cylindres (C0) à partir de 150 ml d’une solution à base d’acide polylactique (PLA) (eSun, « eResin-PLA transparent »). La illustre les modules d’Young (en Gpa) des biomatériaux E0, E0-A, E0-B, et E1 ( -a) ; les contraintes à la rupture (en MP) des biomatériaux E0, E0-A, E0-B, et E1 ( -b) ; les allongements à la rupture (en %) des biomatériaux E0, E0-A, E0-B, et E1 ( -c) ; et les courbes de la force standard (en Newton, N) en fonction de l’allongement à la rupture (en %) ( -d). La illustre les modules d’Young (en Gpa) des biomatériaux C0, C0-A, C0-B, et C1 ( -a) ; les contraintes à la rupture (en MP) des biomatériaux C0, C0-A, C0-B, et C1 ( -b) ; les allongements à la rupture (en %) des biomatériaux C0, C0-A, C0-B, et C1 ( -c) ; et les courbes de la force standard (en Newton, N) en fonction de l’allongement à la rupture (en %) des biomatériaux C0, C0-A, C0-B, et C1 ( -d). 5.2 Caractérisation des compositions chimiques Afin de pouvoir caractériser les biomatériaux de l’invention, une pastille en forme de cylindre plat, notée « P » (2 mm d’épaisseur et 10 mm de diamètre), est imprimée en 3D à partir d’une composition réticulable. Des analyses de spectroscopie de rayons X à dispersion d'énergie (EDX) ont été effectuées à l’aide d’un appareil décrit dans l’exemple 1 sur cette pastille imprimée de biomatériau. Pour ce faire, trois parties d’une pastille P5 obtenue à partir de la composition réticulable CR5 ont été analysées et regroupées, sous trois spectres différents, en surface et en coeur. Le tableau 5 suivant expose la moyenne des trois pourcentages en masse présents sur les différents spectres, en surface et en coeur. Une cartographie des différents éléments zinc, oxygène, carbone et calcium présents dans le biomatériau de l’invention a été réalisée en surface et au cœur de la pastille P5 à l’aide de la spectroscopie de rayons X à dispersion d'énergie (EDX). La illustre la présence de carbone ( -a), d’oxygène ( -b), e calcium ( -c) et de zinc ( -d) en surface du biomatériau P5. La illustre la présence de carbone ( -a), d’oxygène ( -b), e calcium ( -c) et de zinc ( -d) en coeur du biomatériau P5. Ces figures révèlent l’homogénéité du biomatériau de l’invention, notamment la réparation homogène du calcium et du zinc. 5.3 Etude des propriétés antibactériennes des biomatériaux conformes à l’invention Afin de pouvoir caractériser les biomatériaux de l’invention, plusieurs pastilles en forme de cylindre plat, notée « P1 » (2 mm d’épaisseur et 6 mm de diamètre, 40 mg en masse), sont imprimées en 3D à partir de la composition réticulable CR1. Des souches de Escherichia Coli (-), et Staphylococcus aureus (+) ont été repiquées sur une gélose au sang, puis le lendemain les pastilles sont réparties dans un certain volume de suspension bactérienne ayant une concentration de 10 6 UFC/ml dans un bouillon sous la référence commerciale « Tryptone-sel », de façon à obtenir une gamme de concentrations allant de 0,002 g/ml à 0,2 g/ml pour chaque souche bactérienne. Le tableau 6 ci-dessous montre la concentration des différents tubes contenant les pastilles dans un volume donnée de suspension bactérienne (en ml). Un duplicat est réalisé pour chacune des souches. Le témoin négatif T(-) correspond à une pastille P1 qui est placé dans un bouillon « Tryptone-sel » sans bactéries. Le témoin positif T(+) correspond à la suspension bactérienne sans pastille. La montre la densité optique (DO) de chaque tube mesurée à 620 nm au temps zéro (diagrammes gris, « contrôle ») et après incubation à 37°C pendant 24 heures avec une agitation à 150 tours par minute (diagrammes noirs, « T24h ») pour les souches bactériennes E. Coli et S. Aureus. L’activité antibactérienne du biomatériau correspondant à la pastille P1 est efficace contre E. Coli et S. Aureus à partir d’une concentration de 0,01 g/ml. Composition polymère réticulable, caractérisée en ce qu’elle comprend : - au moins un polymère organique biocompatible biodégradable ou au moins un de ses précurseurs, - au moins un phosphate de calcium, et - au moins des particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc. Composition selon la revendication 1, caractérisée en ce que le phosphate de calcium représente de 0,1 à 10% en masse, par rapport à la masse totale de la composition réticulable. Composition selon la revendication 1 ou 2, caractérisée en ce que le phosphate de calcium est l’hydroxyapatite. Composition selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisée en ce que les particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc présentent une taille allant de 0,1 à 200 µm. Composition selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisée en ce que le zinc/oxyde de zinc représente de 0,1 à 20% en masse, par rapport à la masse totale de la composition réticulable. Composition selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisée en ce que le polymère organique biocompatible biodégradable est choisi parmi les polyesters aliphatiques, les polysaccharides, les polyorthoesters, les polyanhydrides, les polyphosphazènes, les polyacrylates, et les polyuréthanes. Composition selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisée en ce que le polymère organique est un polylactide. Composition selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisée en ce qu’elle comprend en outre un photoinitiateur. Composition selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisée en ce qu’elle comprend en outre au moins un composé comprenant un ou plusieurs fonctions réactives. Procédé de préparation d’une composition telle que définie à l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu’il comprend au moins une étape i) de mélange de particules cœur/coquille de zinc/oxyde de zinc et de particules de phosphate de calcium dans un solvant polaire protique, pour former une dispersion, et une étape ii) d’ajout d’un polymère organique biocompatible et biodégradable ou d’un de ses précurseurs à la dispersion de l’étape i). Biomatériau, caractérisé en ce qu’il est susceptible d’être obtenu par photopolymérisation d’une ou plusieurs couches d’une composition réticulable telle que définie à l’une quelconque des revendications 1 à 9. Procédé de fabrication d’un biomatériau, caractérisé en ce qu’il comprend au moins une étape A) de photopolymérisation d’une ou plusieurs couches d’une composition réticulable telle que définie à l’une quelconque des revendications 1 à 9. Procédé selon la revendication 12, caractérisé en ce que la photopolymérisation A) est effectuée par impression 3D. Biomatériau tel que défini dans la revendication 11 ou obtenu selon un procédé tel que défini dans la revendication 12 ou 13, pour son usage médical. Biomatériau tel que défini dans la revendication 11 ou obtenu selon un procédé tel que défini dans la revendication 12 ou 13, pour son utilisation dans la régénération osseuse et la prévention et/ou le traitement des infections bucco-dentaires liées à l’implantation. Implant dentaire, caractérisé en ce qu’il comprend un biomatériau tel que défini dans la revendication 11 ou obtenu selon un procédé tel que défini dans la revendication 12 ou 13.