FR 3139276 A1 20240308 FR 2208795 A 20220901 La présente invention concerne un Insert chirurgical comprenant une première couche, et une deuxième couche, dans lequel la première couche et la deuxième couche comprennent des orifices ayant une forme octomorphe. L’invention concerne également un ciment osseux comprenant une phase solide pulvérulente comprenant des polysaccharides naturels et une charge céramique, un acrylate en phase liquide, et un polymérisant. Figure de l’abrégé : Figure 9 Figures Insert chirurgical et ciment osseux La présente divulgation concerne un insert chirurgical et un ciment osseux, notamment un insert chirurgical comprenant une première couche et une deuxième couche comprenant des orifices de forme octomorphe ainsi qu’un ciment osseux comprenant une phase solide pulvérulente comprenant des polysaccharides naturels ou dérivés de composés naturels et une charge céramique et un acrylate en phase liquide. Les traumatismes maxillo-faciaux sont des traumatismes fréquents qui touchent majoritairement les hommes et les jeunes entre 18 et 25 ans. Ils sont principalement dus à des accidents sur la voie publique, aux rixes, à des accidents liés à la pratique du sport, et les accidents domestiques. Dans les traumatismes maxillo-faciaux, les zones principalement atteintes sont les dents, les os du nez ainsi que la structure orbitaire, qui est atteinte dans plus de 40 % des cas en raison de sa position exposée et de sa très fine épaisseur osseuse. Une fracture de la structure orbitaire peut entraîner des conséquences fonctionnelles. Ainsi, il peut apparaître une incarcération du muscle et/ou de la graisse qui entoure l’œil, provoquant une différence d’élévation entre les deux yeux (diplodie). Elle peut provoquer une compression du nerf infra-orbitaire (V 2 ) qui passe sous la structure orbitaire. Cette compression est responsable de troubles de la sensibilité dans les zones autour de l’œil comme la joue, le nez, les dents et la lèvre supérieure. Elle peut aussi entraîner, dans le cas d’une fracture importante ou d’un effondrement de la structure orbitaire, une énophtalmie, une dystropie du globe oculaire. Enfin, une fracture de la structure orbitaire peut aussi avoir des répercussions esthétiques quand elle est associée à une fracture du rebord orbitaire, du nez ou du corps zygomatique en modifiant les reliefs osseux de la face. Dans le cas où la fracture du cadre orbitaire est assez importante, il est nécessaire de reconstruire le volume orbitaire. Cette reconstruction doit être rigoureusement respectée car des complications, comme celles mentionnées ci-dessus, peuvent apparaître. Afin que le globe oculaire recouvre son fonctionnement et son positionnement normal, il faut que la reconstruction soit précise et conforme à l’anatomie de l’orbite de la personne atteinte mais nécessite aussi d’être accompagnée d’un repositionnement des tissus mous intra-orbitaires. L’apparition de la chirurgie assistée par ordinateur a permis de nombreuses avancées dans les cas des fractures nécessitant des reconstructions complexes du volume osseux. Elle permet notamment de pouvoir générer un fichier patient virtuel en trois dimensions reproduisant fidèlement la structure osseuse anatomique spécifique du patient. Il est ainsi possible d’avoir à disposition une base fidèle pour la reconstitution. Elle est particulièrement adaptée pour les reconstitutions de la structure orbitaire, une zone particulièrement complexe du corps humain et très différentes en fonction des individus. La reconstruction de la structure orbitaire a comme principal objectif de reconstituer la forme et le volume de l’orbite spécifique à l’anatomie de chaque patient. Cependant, la réduction des fragments osseux minces du plancher orbitaire n’est parfois pas suffisante, voire impossible. Il est donc nécessaire de recouvrir ou de combler le défaut pour éviter des complications comme des déplacements des tissus autour de l’œil. Ainsi, l’insertion d’un matériau biocompatible, aussi appelé implant orbitaire, est parfois indiquée en fonction de la taille et de la localisation du défaut afin de soutenir les tissus autour de l’œil et pour remodeler l’orbite. Cet implant orbitaire doit cependant être adapté à l’anatomie de chaque patient afin de fonctionner de manière optimale. De nombreux matériaux de caractéristiques différentes peuvent être utilisés pour confectionner les implants pour la réparation de lésions orbitaires. Le cahier des charges d’un matériau utilisé comme substitut osseux comprend : sa biocompatibilité, chimique et mécanique, son ostéoconductivité, la capacité de permettre aux différents éléments cellulaires d’atteindre la zone osseuse à réparer, sa résistance mécanique qui doit être proche de celle de l’os et sa macroporosité afin de permettre la colonisation des cellules et la revascularisation du greffon. Un premier matériau utilisé est l’os autologue. L’os autologue est un prélèvement de matière osseuse provenant d’une autre partie du corps comme par exemple le calvarium, l’os de la voûte crânienne, la crête iliaque, un des os de l’os coxal, ou les os microvascularisés en cas de reconstructions étendues. Ce matériau est utile pour la reconstruction et l’augmentation des contours de l’orbite, en particulier après la résection d’une tumeur par un traitement à base de rayons ionisants. Cependant, les parties osseuses ne peuvent pas être de forme anatomique réelle et il apparaît une diminution du volume osseux par résorption osseuse. Il est aussi possible d’utiliser le cartilage chondro-costal. Un deuxième matériau pouvant être utilisé est à base de membranes en polymère résorbables. Elles conviennent parfaitement pour les petits défauts, d’une surface inférieure à 1 cm². Cependant, pour des défauts plus importants, les membranes en polymère résorbable ne présentent pas des caractéristiques mécaniques suffisantes pour soutenir et stabiliser les parois orbitaires. Un troisième matériau couramment utilisé est le titane et ses alliages. Il est utilisé depuis une quinzaine d’années et démontre une excellente biocompatibilité et une excellente intégration dans le site osseux. Le titane est un matériau présentant une excellente résistance à la corrosion, propriété utile sachant que le corps humain est particulièrement corrosif, ainsi qu’une résistance mécanique élevée. Il est facilement mis en forme ce qui le rend utilisable dans de nombreux types d’implants. Enfin un quatrième matériau utilisé sont les biocéramiques. Elles se présentent sous la forme de granules ou de cylindres macroporeux. Elles s’adaptent au défaut à combler et présentent de bons résultats en termes de bioactivité et d’ostéoconduction. Elles présentent cependant le défaut de devoir être mises en forme avant leur implantation. Une solution thérapeutique aux biocéramiques sont les substituts osseux sous forme de ciments. Le ciment est moins invasif, pratique à manipuler et s’adapte facilement au volume à traiter. Il existe deux grandes familles de ciments. La première famille est celle des ciments phosphocalciques. Ils sont principalement composés de phosphate de calcium qui leur confère de nombreux avantages comme la biocompatibilité, des propriétés de biorésorption et de repousse osseuse. Ils présentent cependant le défaut d’être fragile et cassant. La deuxième famille des ciments est représentée par les ciments acryliques. Ils sont principalement constitués de polyméthacrylate de méthyle, formés par polyaddition et utilisés pour la fixation des prothèses. Ils présentent une bonne biocompatibilité ainsi qu’une excellente résistance mécanique. Ils présentent cependant le défaut d’avoir un comportement de retrait après la prise in situ entraînant un vide entre l’implant et l’os. Ce comportement peut provoquer de graves problèmes comme le déscellement de certaines prothèses. De plus, au-delà des caractéristiques du cahier des charges d’un matériau utilisé comme substitut osseux, il apparaît qu’aucun des matériaux cités précédemment ne présente une excellente bioactivité avec le milieu dans lequel il est implanté. En effet, une bioactivité ainsi qu’une interaction du matériau avec les milieux liquides composant la zone d’implant permettrait notamment de l’utiliser comme matrice pour la libération de différentes substances, par exemple de médicaments. Il apparaît aussi qu’un implant ayant la capacité de s’expanser en volume par l’absorption de fluides serait particulièrement adapté à une utilisation comme implant osseux par sa capacité à rentrer en contact étroit avec le site osseux receveur. Un premier type d’implant est un implant à plat à mise en forme manuelle. Afin de le réaliser, le chirurgien utilise des répliques du crâne du patient stérilisées en ABS (acrylonitrile butadiène styrène) pour placer et modeler l’implant afin de l’adapter à l’anatomie du patient. Cet implant respecte quasiment totalement l’anatomie du patient et améliore ainsi la précision des réparations chirurgicales. Cependant cette solution nécessite des prérequis : de pouvoir fabriquer et stériliser le crâne du patient en ABS, de déstériliser et de restériliser l’implant, d’avoir le temps pour réaliser cette opération et d’être dans une structure qui a accès à cette technologie. Une deuxième solution consiste à concevoir des implants pour la plupart des individus en préformant anatomiquement un implant recouvrant le plancher orbitaire et la paroi médiane. Ces implants présentent des dimensions « moyennes », c’est-à-dire, que leurs dimensions ne sont pas spécifiques à un individu mais conviennent aux différentes formes anatomiques de l’orbite. Ces implants sont disponibles dans deux tailles différentes. Ils ont permis une nette amélioration par rapport aux implants standards. Cependant, du fait que les fractures ne sont pas constantes, en volume ou en localisation, et que la forme anatomique de la paroi orbitaire est très complexe, ils ne recouvrent pas parfaitement la paroi orbitaire. Il existe donc toujours un besoin pour la conception d’un implant orbitaire de forme anatomique couvrant le siège de la lésion adapté à chaque patient produit par prototypage rapide. L’utilisation du prototypage rapide permettra ainsi l’optimisation de la forme de l’implant ainsi que l’optimisation de sa structure interne afin de permettre une meilleure circulation des fluides, une recolonisation osseuse et des propriétés mécaniques de soutien suffisantes. Il existe aussi un besoin de concevoir un matériau remplissant les critères du cahier des charges d’un matériau utilisé comme substitut osseux mais aussi celles d’un matériau capable de rentrer en contact étroit avec la zone d’implant et d’être utilisé comme matrice de libération de substances. Résumé La présente divulgation vient améliorer la situation. Selon un premier aspect, il est proposé un insert chirurgical comprenant : - une première couche, et - une deuxième couche, dans lequel la première couche et la deuxième couche comprennent des orifices ayant une forme octomorphe. L’insert chirurgical selon le premier aspect de l’invention présente une architecture interne optimisée pour une meilleure circulation des fluides et la repousse osseuse. La première couche et la deuxième couche permettent à ce que l’insert chirurgical présente des propriétés mécaniques de soutien suffisantes, notamment par une réduction significative des contraintes maximales. Cet insert chirurgical peut être utilisé comme substitut osseux, notamment humain ou à usage vétérinaire. Sa forme générale peut être adaptée pour aboutir à un implant osseux de forme anatomique. Ainsi, il pourra être utilisé pour par exemple remplacer une partie du squelette comme le plancher orbitaire, servir de plaque d’ostéosynthèse ou former une prothèse articulaire. Cet insert chirurgical, ou implant chirurgical, peut en outre être utilisé pour la chirurgie humaine ou animal, notamment les vertébrés. Il peut être implanté ou remplacer en tout ou partie des structures du corps humain ou animal, par exemple un membre, le crâne, le tronc, etc. Il peut être utilisé notamment dans la chirurgie réparatrice des membres (inférieures et supérieures), de la face (y compris les mâchoires, les dents) ou du tronc (par exemple la colonne vertébrale). Il peut également être employé dans la chirurgie vasculaire, abdominale ou digestive. Selon un deuxième aspect, il est proposé un substitut osseux sous forme de ciment osseux (également appelé ciment osseux) comprenant : - une phase solide pulvérulente comprenant des polysaccharides naturels ou dérivés de composés naturels et une charge céramique, - un acrylate en phase liquide, - un polymérisant, et/ou - un radio-opacifiant, et/ou - un agent limitant le gonflement. Le ciment osseux selon le deuxième aspect de l’invention présente des propriétés avantageuses, notamment une excellente biocompatibilité avec le corps humain, une excellente ostéo-conductivité et une résistance mécanique proche de celle de l’os humain. Il présente aussi une propriété de macroporosité permettant la colonisation des cellules et la revascularisation du greffon. D’autres caractéristiques, détails et avantages apparaîtront à la lecture de la description détaillée ci-après, et à l’analyse des dessins annexés, sur lesquels : montre schématiquement une vue de dessus d’un orifice de forme octomorphe ; montre schématiquement une vue de dessus d’orifices de forme octomorphe agencés selon un motif triangulaire ; montre schématiquement une vue de dessus d’orifices de forme octomorphe agencés selon un motif carré ; montre schématiquement une vue de dessus d’orifices de forme octomorphe agencés selon un motif hexagonal ; montre schématiquement une vue de dessus d’orifices de forme octomorphe agencés selon un motif hétérogène ; montre schématiquement une vue de dessus d’un exemple d’insert chirurgical selon l’invention, de forme carrée présentant des pattes de fixation au niveau d’un de ses côtés ; montre schématiquement une vue de dessus d’un exemple d’insert chirurgical selon l’invention, de forme ronde ; montre schématiquement une vue de dessus d’un exemple d’insert chirurgical selon l’invention, de forme triangulaire avec deux zones de porosités différentes ; montre les deux faces d’un exemple d’insert chirurgical selon l’invention ; montre schématiquement une vue de dessus d‘une première couche d’un insert chirurgical selon l’invention ; montre schématiquement une vue de dessus d’une deuxième couche du même insert chirurgical que la ; montre schématiquement un exemple d’insert chirurgical selon l’invention, en trois dimensions comprenant deux couches séparées l’une de l’autre par une pluralité de séparateurs ; montre schématiquement un exemple de pilier d’axe longitudinal droit et perpendiculaire au plan moyen de la première ou deuxième couche ; montre l’évolution du coefficient de pondération C 2 en fonction de l’angle de torsion β des piliers de l’insert chirurgical selon l’invention ; montre schématiquement un exemple de pilier d’axe longitudinal vertical de forme hélicoïdale avec un angle de torsion différent de 0 ; montre l’évolution du coefficient de pondération C 3 en fonction de l’angle d’inclinaison θ des piliers droits de l’insert chirurgical selon l’invention ; montre schématiquement un exemple de pilier d’axe longitudinal présentant un angle d’inclinaison θ non nul par rapport à la verticale ; montre schématiquement un exemple de pilier d’axe courbé ; montre schématiquement un exemple de pilier d’axe longitudinal droit de forme hélicoïdale présentant des pores au niveau de sa surface latérale ; montre schématiquement un exemple de section d’une couche de l’insert chirurgical selon l’invention et présentant un orifice de forme octomorphe et des orifices transversaux de forme octomorphe ; montre schématiquement un exemple d’insert chirurgical selon l’invention, en trois dimensions présentant trois couches séparées par une pluralité de piliers d’axe longitudinal vertical de forme hélicoïdale présentant des pores au niveau de sa surface latérale ; montre le diagramme ternaire de variation de l’acétate de cellulose, de la charge céramique et de l’amidon compris dans le ciment osseux selon l’invention ; montre l’évolution du module d’Young dans le domaine d’étude du ciment osseux selon l’invention ; montre l’évolution du module de cisaillement dans le domaine d’étude du ciment osseux selon l’invention ; montre l’évolution du gonflement dans le domaine d’étude du ciment osseux selon l’invention ; montre l’évolution de la température en fonction du temps pour les trois formulations du ciment osseux selon l’invention ; montre l’évolution du temps de prise d’un ciment acrylique en fonction de la proportion massique de vitamine C du ciment osseux selon l’invention ; montre l’évolution de la température maximale atteinte d’un ciment acrylique en fonction de la proportion massique de vitamine C du ciment osseux selon l’invention ; montre l’évolution du gonflement de l’exemple 2.1 du ciment osseux selon l’invention dans différents milieux liquides en fonction du nombre de jours d’immersion ; montre l’évolution du gonflement de l’exemple 2.2 du ciment osseux selon l’invention dans différents milieux liquides en fonction du nombre de jours d’immersion ; montre l’évolution du gonflement de l’exemple 2.3 du ciment osseux selon l’invention dans différents milieux liquides en fonction du nombre de jours d’immersion ; montre l’évolution de la porosité ouverte des exemples 2.1, 2.2 et 2.3 du ciment osseux selon l’invention en fonction du nombre de jours pour une immersion dans l’eau distillée ; montre l’évolution de la force d’injectabilité pour six variétés botaniques d’amidon ; montre le taux de survie cellulaire en fonction de chaque formulation du ciment osseux selon l’invention et de deux témoins, un premier à base de 100 % d’alumine, et le second à base de tissue culture polystyrène (TCP), matériau constituant les plaques de culture ; montre les quantités totales de ciprofloxacine (CFX) présentes sur les différentes formulations du ciment osseux selon l’invention ; et montre le profil de libération de la CFX en fonction du temps pour les trois formulations du ciment osseux selon l’invention. Description détaillée La présente invention porte selon un premier aspect sur un insert chirurgical qui sera décrit par la suite en référence aux figures 1 à 20. L’insert chirurgical 1 comprend : - une première couche 11 , et - une deuxième couche 12 , dans lequel la première couche 11 et la deuxième couche 12 comprennent des orifices 111, 121 ayant une forme octomorphe. On qualifie par « octomorphe » des orifices ayant la forme du chiffre 8, c’est-à-dire une forme allongée avec deux lobes aux extrémités et une partie centrale resserrée. La forme octomorphe peut être décrite comme composée de deux parties d’extrémité, chacun formée par un cercle de rayon r 1 . Les deux parties d’extrémités sont reliées entre elles par une partie centrale formée par un congé circulaire de rayon r 2 de sorte que la largeur de la partie centrale soit inférieure à la largeur des parties d’extrémités égale à 2×r 1 . Ainsi, le rayon r 1 est un premier rayon de courbure de la forme octomorphe dans les parties d’extrémité et le rayon r 2 est un deuxième rayon de courbure de la forme octomorphe dans la partie centrale. La forme octomorphe peut encore être décrite comme une forme en deux dimensions, oblongue resserrée à la moitié de sa longueur et comprend deux parties d’extrémité et une partie centrale resserrée. La forme octomorphe peut présenter un contour courbé, c’est-à-dire que le contour ne présente pas d’angles. Les deux parties d’extrémité peuvent présenter un premier rayon de courbure r 1 orienté vers l’intérieur de l’orifice. La partie centrale resserrée peut comprendre une zone centrale présentant un deuxième rayon r 2 de courbure orienté vers l’extérieur de l’orifice. Lorsqu’il est mentionné qu’un orifice présente une forme octomorphe, cela signifie qu’une section de l’orifice présente une telle forme. La section généralement considérée est une section parallèle au plan moyen de la surface à partir de laquelle l’orifice s’étend. On comprendra également comme « orifice de forme octomorphe » un orifice n’ayant pas la forme octomorphe à cause du pavage et du dimensionnement de l’insert. C’est-à-dire que tout orifice issu d’un pavage par des orifices de forme octomorphe suivi d’un rognage à la forme souhaitée de l’insert, est considéré comme orifice octomorphe. La forme octomorphe peut comprendre un centre de symétrie dans la partie centrale resserrée. La forme octomorphe peut présenter deux axes de symétries perpendiculaires l’un à l’autre. On peut définir plusieurs paramètres afin de caractériser les couches 11, 12 et les orifices 111, 121 : - r 1 le premier rayon de courbure, - r 2 le deuxième rayon de courbure - L o la longueur totale de l’orifice 111, 121 , - ℓ o la largeur totale de l’orifice 111, 121 , - ℓ c la largeur centrale de la partie centrale de l’orifice 111, 121, - h l’épaisseur de l’insert chirurgical 1 , - L la longueur du plus petit côté des première et deuxième couche 11, 12 , - φ la porosité d’une couche étant le rapport entre la surface occupée par les orifices 111, 121 de la couche et la surface totale de la couche 11, 12 , - e la distance minimale entre deux orifices 111, 121 , et - F la force appliquée sur l’insert 1 . La montre un schéma de vue de dessus d’un orifice 111, 121 de forme octomorphe. Ainsi, on comprend par longueur une dimension prise dans une direction s’étendant entre les deux lobes, la direction correspondant notamment à un des axes de symétries si présents. On entend par largeur une dimension perpendiculaire à la longueur. L’épaisseur de l’insert chirurgical est comprise comme une distance entre les deux faces extrêmes de l’insert dans le sens de la superposition des couches. Sans indication contraire, on entend la moyenne de l’épaisseur sur l’insert. La distance entre deux orifices est prise entre les centres de ces orifices. La longueur totale, L o , peut être comprise entre 200 µm et 50 mm. Dans certains cas (par exemple pour les planchers orbitaires), cette longueur est de préférence de 200 µm à 2 mm. Dans d’autres cas (par exemple pour les plaques d’ostéosynthèse), cette longueur est de préférence de 10 à 50 mm. Le ratio de la longueur totale, L o , sur la largeur totale, ℓ o , peut être compris entre 1,8 et 2,2, de préférence entre 1,9 et 2,1, de préférence entre 1,95 et 2,05, par exemple 2. Le ratio entre le premier rayon de courbure, r 1 , et le deuxième rayon de courbure, r 2 , peut être compris entre 1,3 et 1,7, de préférence entre 1,4 et 1,6, de préférence entre 1,45 et 1,55, par exemple 1,5. Le ratio entre la largeur totale, ℓ o , et la largeur centrale, ℓ c , peut être compris entre 1,3 et 1,7, de préférence entre 1,4 et 1,6, de préférence entre 1,45 et 1,55, par exemple 1,5. La valeur préférée d'un paramètre dépend du cas étudié et est généralement fonction de la force maximale qui s’exercera sur l’insert 1 une fois en place et également de la forme générale de l’insert 1 qui va conditionner la répartition de la contrainte issue du chargement. Les orifices 111, 121 de forme octomorphe peuvent être agencés au niveau de la couche 11, 12 selon un motif particulier. Ce motif peut être choisi parmi un motif triangulaire, un motif carré, un motif hexagonal ou un motif hétérogène. Un motif triangulaire est un motif dans lequel le centre de chaque orifice 111, 121 se trouve au niveau d’un sommet d’un triangle. Un motif carré est un motif dans lequel le centre de chaque orifice 111, 121 se trouve au niveau d’un sommet d’un carré. Un motif hexagonal est un motif dans lequel le centre de chaque orifice 111, 121 se trouve au niveau d’un sommet d’un hexagone. Un motif hétérogène est un motif dans lequel le centre de chaque orifice 111, 121 est disposé aléatoirement. La répartition des orifices suivant un motif particulier ne présage pas de l’orientation angulaire de chacun des orifices autour de son centre. Ainsi, l’orientation peut être homogène (orientation angulaire identique pour tous les orifices), centrifuge (orientations angulaires différentes pour les orifices de sorte à ce que leurs longueurs soient colinéaires à une ligne reliant le centre de l’orifice au centre du motif) ou hétérogène (au moins deux orifices ayant des orientations angulaires différentes). Les figures 2, 3, 4 et 5 montrent respectivement un schéma de vue de dessus d’orifices de forme octomorphe agencés selon un motif triangulaire, carré, hexagonal et hétérogène. Dans le cas du motif triangulaire de la , du motif carré de la et du motif hexagonal de la , l’orientation des orifices est homogène. La porosité des couches 11, 12 peut être de 0,1 à 0,93, de préférence de 0,4 à 0,8. Les deux couches sont de préférence parallèles l’une à l’autre. La porosité d’une couche 11, 12 ainsi que la résistance mécanique d’une couche 11, 12 sont deux grandeurs qui évoluent en sens inverses. Lorsque la porosité est comprise dans les intervalles définis ci-dessus, la couche 11, 12 présente une contrainte limite élastique inférieure à 830 MPa qui est limite conventionnelle d'élasticité (Rp0.2) de l'implant en titane TA6V. Plus la porosité est grande est plus la structure sera allégée. Par ailleurs, plus la circulation des fluides sera améliorée. La résistance mécanique de l’insert 1 diminue avec l’augmentation de la porosité. Les orifices 111, 121 de forme octomorphe peuvent être agencés au niveau de la couche 11, 12 et dans au moins une zone de manière parallèle, c’est-à-dire que les 8 formant ces orifices 111, 121 sont tous orientés dans le même sens dans cette zone. Dans certains cas, tous les orifices 111, 121 de la couche 11, 12 sont parallèles entre eux. L’insert chirurgical 1 peut en outre comprendre une patte de fixation 14 s’étendant à partir d’une des couches. La patte de fixation 14 peut présenter une fixation 141 de forme oblongue, notamment avec un orifice 142 également oblong reliée à la première et/ou deuxième couches 11 , 12 par une languette 143 . L’insert chirurgical 1 peut présenter des formes différentes, par exemple une forme carrée, une forme ronde ou une forme triangulaire et plus généralement, toute forme physiologiquement compatible avec la reconstruction d’une structure du corps humain. Les figures 6, 7 et 8 montrent schématiquement une vue de dessus d’un insert chirurgical 1 respectivement de forme carrée présentant des pattes de fixation au niveau d’un de ses côtés, de forme ronde et de forme triangulaire. L’insert 1 de forme triangulaire est montré avec deux zones de porosités différentes. L’insert chirurgical 1 peut présenter une forme de section de cercle tronqué côté apex. Un tel insert chirurgical est avantageux pour la reconstruction du plancher de l’orbite. L’insert chirurgical 1 peut être composé d’un matériau choisi parmi un polymère, un métal, une céramique ou un composite ; ces matériaux étant de grade médical. Lorsque l’insert 1 est composé d’un polymère, il peut notamment être composé de polyétheréthercétone, d’acide polylactique ou de leurs dérivés. Lorsque l’insert 1 est composé d’un métal, il peut notamment être composé de titane, d’un alliage de titane, d’acier inoxydable, d’un alliage de cobalt (tel que le cobalt chrome), ou de tantale. Lorsque l’insert 1 est composé d’une céramique, cette céramique peut être un bioverre ou une biocéramique, notamment biocéramique phosphocalcique, par exemple hydroxyapatite, phosphate tricalcique (TCP) et leurs mélanges. Lorsque l’insert 1 est composé d’un composite, il peut notamment être composé du ciment osseux décrit plus en détails ci-dessous. L’insert 1 peut encore être composé d’un ciment osseux, notamment celui décrit ci-après. De manière générale, l’insert chirurgical 1 selon l’invention peut être réalisé à partir d’un scanner patient. Par exemple, il peut être composé d’un matériau polymère, métallique ou biocéramique avant d’être recouvert par le ciment osseux décrit ci-dessous ou être constitué exclusivement du ciment osseux par prototypage rapide. L’insert 1 est ensuite lavé pour éliminer toutes traces résiduelles : il est lavé à l’éther puis à l’eau avant d’être mis à sécher dans l’étuve à 37° C durant 24 h. Si un principe actif veut être ajouté, l’insert 1 peut être mis en contact avec un médicament avant implantation pour sa bio-fonctionnalisation. Selon un mode de réalisation, le rapport L / h entre la longueur L du plus petit côté des première 11 et deuxième couches 12 et l’épaisseur h de l’insert chirurgical 1 est choisi supérieur à 20. Aussi, l’épaisseur h de chaque couche peut vérifier la relation : où l est la largeur maximale de l’insert chirurgical et L la longueur maximale de l’insert chirurgical. Dans la suite, nous décrirons les valeurs des paramètres dans le cas où le ration L/h est supérieur à 20. Le premier rayon de courbure peut être supérieur ou égal au premier rayon de courbure minimal r 1, min de 345 µm et peut être inférieur ou égal au premier rayon de courbure maximal r 1, max défini par Math. 2. où S est la surface totale de l’insert 1 , φ est la porosité totale de l’insert 1 , et N le nombre de pores octomorphes d'une couche. Lorsque le premier rayon de courbure est compris dans les bornes définies ci-dessus, il permet une bonne ostéogenèse, c’est-à-dire qu’il permet la formation et le développement d’os au niveau duquel il est inséré. La borne inférieure a été déterminée par la mécanique des fluides, elle est en accord avec les orifices utilisés classiquement dans les biocéramiques. Pour déterminer la borne supérieure, une étude paramétrique sur 190 cas en faisant varier les dimensions géométriques et les charges appliquées à la cellule unité a été conduite. La distance minimale entre deux orifices 111, 121 peut être supérieure ou égale à 100 µm. La distance minimale entre deux orifices 111, 121 peut être inférieure ou égale à 4 fois le premier rayon de courbure. Si deux orifices 111, 121 ont une taille différente, alors la distance minimale entre deux orifices 111, 121 peut être inférieure ou égale à 4 fois le premier rayon de courbure de l’orifice 111, 121 de plus grande taille. La borne inférieure détermine la charge minimum que l’insert peut supporter. L’intervalle permet d’assurer la circulation des fluides. L’épaisseur h de l’insert 1 peut être supérieure ou égale à l’épaisseur minimale h min 100 µm et peut être inférieure ou égale à l’épaisseur maximale h max définie par Math. 3. La seule limite maximale réelle de l’épaisseur de l’insert 1 est la limite biologique, c’est-à-dire la taille de l’insert 1 doit être adaptée à la zone dans laquelle il est inséré et au trauma qu’il doit réparer. Cependant, il peut être avantageux que l’insert 1 reste dans les hypothèses de Kirchhoff-Love. Auquel cas, l’épaisseur maximale doit respecter la relation Math. 4. La charge admissible est alors définie par la relation Math. 4 dont les paramètres sont donnés dans le tableau 1. La charge admissible maximale supportée par l’insert 1 peut être déterminée en utilisant les hypothèses de Kirchoff-Love ainsi que par les paramètres géométriques de l’insert 1 définis précédemment. Paramètre Désignation Motif carré Motif hexagonal A Coefficient 1,5 à 1,6 1,5 à 1,6 B Coefficient 5 à 6 4 à 5 k Coefficient de contrainte admissible 16000 à 17000 13000 à 14000 f(α) Fonction de corrélation de paramètre α α Angle de l’orifice avec le vecteur de la charge appliquée à l’insert La relation entre f(α) et α est présentée dans le tableau 2 suivant : α 0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 f(α) 1 1,18 1,30 1,39 1,42 1,54 1,62 1,63 1,64 1,66 Ces valeurs permettent le meilleur compromis entre tailles et répartitions des orifices 111, 121 . Ces valeurs permettent d’avoir une meilleure circulation des fluides, une meilleure recolonisation osseuse et des propriétés mécaniques de soutien suffisantes. En ce qui concerne les motifs non-uniforme d’orifices 111, 121 , l’homme du métier saura effectuer une vérification du comportement mécanique de l’insert 1 par une analyse numérique finale afin de valider la taille et la répartition des orifices 111, 121 proposées. La première couche 11 peut avoir une porosité supérieure à la porosité de la deuxième couche 12 . Le ratio de la longueur maximale des orifices 111 de la première couche 11 L 1 et de la longueur maximale des premiers orifices 121 de la deuxième couche 12 L 2 peut être supérieur à 1,4, de préférence il est supérieur à 1,4 et inférieure à 3,2. La première couche 11 a comme objectif d’être directement en contact avec la structure osseuse. Ainsi, de préférence, la première couche 11 est en un matériau biocompatible avec les ostéoblastes pour s’intégrer au tissu osseux sans risque de formation de tissu fibreux. La deuxième couche 12 a pour objectif de supporter de supporter les tissus ou les organes. Ainsi, de préférence, elle présente une surface lisse et peu poreuse afin d’éviter les infections. La deuxième couche 12 peut présenter un détrompeur. La deuxième couche 12 peut présenter deux zones, une première zone 122 avec des orifices 1221 présentant une première longueur maximale L 2 et une deuxième zone 123 avec des deuxièmes orifices 1231 présentant une deuxième longueur maximale. Le ratio entre la première longueur maximale L 3 et la deuxième longueur maximale L 2 peut être compris entre 1,6 et 2, de préférence entre 1,7 et 1,9, de préférence entre 1,75 et 1,85, par exemple 1,8. Le ratio entre la longueur maximale des orifices 111 de la première couche L 1 et la première longueur maximale L 2 peut être compris entre 1,4 et 1,8, de préférence entre 1,5 et 1,7, de préférence entre 1,55 et 1,65, par exemple 1,6. Le ratio entre la longueur maximale des orifices 111 de la première couche L 1 et la deuxième longueur maximale L 3 peut être compris entre 2,8 et 3,2, de préférence entre 2,9 et 3,1, de préférence entre 2,95 et 3,05, par exemple 3. La première zone 122 avec une plus faible porosité permet d’augmenter la stabilité de l’insert 1 . Cette zone 122 plus dense peut aussi être utile pour le chirurgien lorsqu’il place l’insert 1 dans la zone endommagée. En effet, les orifices octomorphes 121 ayant une taille plus petite peut servir comme détrompeur pour savoir le sens de positionnement de l’insert 1 . Cette structure en bicouche permet aux fluides de circuler facilement au travers de l’insert 1 afin d’éviter toute stagnation et/ou risque d’infection. La montre les deux faces d’un exemple d’une telle structure en bicouche. Les figures 10a et 10b montrent respectivement une vue de dessus de la première couche 11 et une vue de dessus de la deuxième couche 12 . La porosité totale de l’insert 1 est calculée via la formule suivante : où φ tot est la porosité totale de l’insert chirurgical 1 , φ 1 est la porosité de la première couche 11 , φ 2 est la porosité de la deuxième couche 12 , S 1 est la surface totale de la première couche 11 et S 2 est la surface totale de la deuxième couche 12 . Pour une couche donnée, la porosité est le ratio entre la surface occupée par les orifices octomorphes et la surface totale de la couche. De préférence, l’insert 1 présente une porosité totale supérieure ou égale à 0,6 et inférieure ou égale à 0,93. De préférence, l’insert 1 présente un rapport entre la surface totale occupée par les orifices d’une couche et la surface totale de cette couche supérieur ou égal à 0,09 et inférieur ou égal à 0,92. Lorsque le motif des orifices est un motif hexagonal, le rapport enter la surface totale occupée par les orifices d’une couche et la surface totale de cette couche est supérieur ou égal à 0,111 et inférieur ou égal à 0,923. Selon un autre mode de réalisation, le ratio L/h est inférieur à 4. Par la suite, les caractéristiques seront décrites dans le cas d’un ratio L/h inférieur à 4. Par ailleurs, les écoulements de fluide sont alors généralement complexes. La deuxième couche 12 peut présenter deux zones, une première zone 122 avec des orifices 1221 présentant une première longueur maximale L 2 et une deuxième zone 123 avec des deuxièmes orifices 1231 présentant une deuxième longueur maximale. Le ratio entre la première longueur maximale L 3 et la deuxième longueur maximale L 2 peut être compris entre 1,6 et 2, de préférence entre 1,7 et 1,9, de préférence entre 1,75 et 1,85, par exemple 1,8. Une pluralité de séparateurs 15 peut être disposée entre la première couche 11 et la deuxième couche 12 . Chaque séparateur 15 peut être sous la forme d’un pilier 15 . La montre un insert chirurgical en trois dimensions comprenant deux couches séparées l’une de l’autre par une pluralité de piliers de section octomorphe. Le pilier 15 peut présenter un axe longitudinal. Cet axe longitudinal peut être droit (figures 12, 14 et 16) ou courbé ( ). Lorsque l’axe longitudinal est droit, il peut s’étendre perpendiculairement à partir du plan moyen formé par la première couche 11 ou par la deuxième couche 12 . Il peut aussi s’entendre en formant un angle non droit avec ce plan moyen. Lorsque l’axe longitudinal est courbé, il suit la courbe d’une équation paramétrique entre la première couche 11 et la deuxième couche 12 . Chaque séparateur 15 parmi la pluralité de séparateurs 15 peut avoir une section transversale qui présente une forme octomorphe comme décrite précédemment. Ainsi, le pilier 15 peut être obtenu par translation de la forme octomorphe le long de l’axe longitudinal (figures 12, 16). Alternativement, le pilier 15 peut être obtenu par une combinaison de translation et de rotation de la forme octomorphe le long de l’axe longitudinal de sorte à conférer à la surface latérale du pilier 15 une forme hélicoïdale ( ). Dans le cas d’un pilier 15 avec une surface latérale de forme hélicoïdale, de préférence, le nombre de rotations de la forme octomorphe entre la première couche 11 et la deuxième couche 12 peut être de ¼+k, ½+k, ¾+k ou 1+k, où k est un chiffre supérieur ou égal à 0 ; par exemple 0, 1, 2, 3. Dans le cas où le nombre de rotations est de ¼+k ou ¾+k, cela signifie que l’orientation de la forme octomorphe au niveau de la deuxième couche 12 est à 90° (270°) de son orientation au niveau de la première couche 11 . Dans le cas où le nombre de rotations est de ½+k ou 1+k, cela signifie que l’orientation de la forme octomorphe au niveau de la deuxième couche 12 est à 180° (360°) de son orientation au niveau de la première couche 11 . De manière plus générale, dans le cas où le pilier 15 est choisi comme étant un pilier 15 de forme hélicoïdale avec un angle de torsion β, ledit angle β peut être compris entre 0 et 180°, de préférence inférieur à 90°. L’équation paramétrique permettant de concevoir le pilier 15 de forme hélicoïdale est exprimée ci-dessous. où t et β sont exprimés en radians. Les séparateurs 15 sont de préférence dimensionnés pour supporter la charge et notamment afin de reprendre un effort normal de compression et résister au flambage. Afin d’étudier l’influence des différents paramètres des piliers 15 sur la charge admissible, on définit les paramètres suivants dont les valeurs extrêmes seront déterminées par une analyse paramétrique : - H la hauteur du pilier 15 mesurée comme étant la distance entre la première couche 11 et la deuxième couche 12 , - β l’angle de torsion du pilier 15 , cet angle est non nul lorsque le pilier 15 est hélicoïdal, - θ l’angle d’inclinaison du pilier 15 pour un pilier 15 droit, et - C la courbe d’une équation paramétrique pour un pilier 15 courbé. Chaque pilier 15 parmi la pluralité de piliers 15 peut présenter une hauteur supérieure ou égale à 3 mm. La hauteur est considérée perpendiculairement au plan moyen de la première ou deuxième couche. La valeur maximale H max de la hauteur du pilier 15 peut respecter la formule suivante : où F p est la force totale que peut supporter le pilier 15 pour un pilier 15 droit, et r 1 est le premier rayon de courbure. Le pilier hélicoïdal 15 peut supporter une charge admissible majorée par un facteur C 2 exprimée par la formule Math. 8. La montre l’évolution du coefficient de pondération en fonction de l’angle de torsion β. Ce coefficient de pondération peut être déterminé par analyse paramétrique. On constate ainsi qu’au-dessus de 90°, le coefficient de pondération C 2 augmente fortement. Dans le cas où le pilier 15 est choisi comme étant un pilier 15 d’axe droit avec un angle d’inclinaison θ , ledit angle θ peut être compris entre 0 et 85°, il est préférable de placer un pilier 15 en miroir avec un angle contraire afin que le support soit plus efficace. L’angle d’inclinaison est mesuré par rapport à la normale au plan moyen formé par la première ou deuxième couche. Le pilier d’axe droit peut supporter une charge admissible majorée par un facteur C 3 exprimée par la formule Math. 9. La montre l’évolution du coefficient de pondération C 3 en fonction de l’angle d’inclinaison θ . Ce coefficient de pondération peut être déterminé par analyse paramétrique. On constate que plus l’angle d’inclinaison est élevé, plus la force pondérée augmente. Chaque pilier 15 peut comprendre des orifices traversants 151 au niveau de sa surface latérale ( ). Ces orifices traversants 151 permettent d’améliorer la circulation des fluides entre la première 11 et la deuxième couche 12 . En effet, la présence des piliers 15 oblige les fluides à les contourner, les orifices 151 permettent ainsi à ce qu’une partie des fluides passent au travers des piliers 15 , rendant l’écoulement moins complexe. Le rapport entre la surface des orifices 151 transversaux et la surface latérale du pilier 15 peut être compris entre 0,25 et 0,3. Comme illustrés sur la , les orifices 111, 121 de la première couche et/ou de la deuxième couche peuvent présenter une paroi latérale formée dans l’épaisseur de la couche correspondante, et dans lequel la première couche 11 et/ou la deuxième couche 12 comprend des orifices transversaux 112, 124 traversants de section de forme octomorphe telle que décrite précédemment et s’étendant entre la paroi latérale de deux orifices 111, 121 de la couche 11, 12 correspondante. Alternativement, les orifices transversaux 112 , 124 peuvent présenter une section circulaire ou ovale. Le nombre d’orifices transversaux 112, 124 peut être supérieur ou égal à 4 et inférieur ou égal à 8, par exemple 4, 5, 6, 7 et 8. Dans le cas où, comme dans l’insert 1 en trois dimensions, l’épaisseur de l’insert 1 est de l’ordre de grandeur de la plus petite longueur de l’insert 1 , il est possible d’ajouter un réseau d’orifice transversaux 112, 124 de forme octomorphe afin d’aider à la circulation des fluides. Ils sont disposés de manière à connecter les orifices 111, 121 de la première couche 11 et de la deuxième couche 12 entre eux. Le nombre d'interconnexion N i souhaité est quant à lui situé autour de 6 à 8 interconnexions. Le nombre d’interconnexion est définit comme étant le nombre d’orifice transversaux 112, 124 s’étendant à partir d’un seul orifice 111, 121 octomorphe de la couche 11, 12 correspondante. Un nombre trop faible d'interconnexions peut entraîner un « encombrement » créant une surpression dans les orifices 111, 121 de la première ou de la deuxième couche 11, 12 et un débit trop important dans les orifices transversaux 112, 124 . Un nombre trop important d’orifice transversaux 112, 124 peut augmenter, quant à lui, le risque de multiplication de « canaux morts » en laissant au fluide la possibilité de trouver un trajet nettement préférentiel. Quand les couches de l’insert comprennent des orifices transversaux 112, 124 , la section de chaque orifice 111, 121 de chaque couche 11, 12 est de préférence supérieure ou égale à 0,7 mm² et inférieure ou égale à 1,2 mm². La pluralité de piliers comprend de préférence des orifices transversaux au niveau de la surface latérale de l’insert. L’insert chirurgical peut en outre comprendre une troisième couche 13 comprenant des orifices 131 de forme octomorphe telle que décrite précédemment et séparée de la première couche 11 ou de la deuxième couche 12 par une pluralité de séparateurs 15 telle que décrite précédemment ( ). Le nombre de couches n’est en réalité pas limité et l’insert chirurgical peut comprendre 4, 5, 6, 7, 8, 9, voire 10 couches et même plus si besoin. La présente invention porte selon un deuxième aspect sur un ciment osseux comprenant : - une phase solide pulvérulente comprenant des polysaccharides naturels ou dérivés de composés naturels et une charge céramique, - un acrylate en phase liquide, et - un polymérisant. Il peut comprendre en outre au moins l’un parmi : - un radio-opacifiant, et - un agent limitant le gonflement. Le polysaccharide naturel ou dérivé de composés naturels peut être choisi parmi un dérivé de la cellulose (par exemple l’acétate de cellulose) et un amidon (par exemple l’amidon de blé, l’amidon de pomme de terre, l’amidon de maïs, et l’amidon de pois), ainsi que leurs mélanges. De préférence, le polysaccharide naturel ou dérivé de composés naturels peut être un mélange de d’acétate de cellulose et d’amidon, notamment l’amidon de de pomme de terre, de pois ou de maïs. L’amidon de pomme de terre a en outre pour avantage d’être facilement métabolisé par le corps humain ou animal. La phase solide pulvérulente peut en outre comprendre de l’alpha amylase, tout particulièrement quand elle comprend un amidon autre que l’amidon de pomme de terre. L’acétate de cellulose est un dérivé de la cellulose. Cette dernière est un glucide constitué d’une chaîne linéaire de molécules de D-glucose. C’est un biopolymère qui compose la paroi des cellules végétales et qui représente 35 à 50 % de la biomasse végétale. L’acétate de cellulose diffère ainsi de la cellulose par le fait que des groupements hydroxy de la molécule de D-glucose sont remplacés par des groupements acétate. La proportion massique d’acétate de cellulose par rapport à la masse totale du substitut osseux peut être comprise entre 6 % et 24 %, de préférence entre 8 % et 20 %, toujours de préférence entre 10 % et 17 %, par exemple environ 15 %. L’amidon est une molécule de réserve des végétaux supérieurs, c’est-à-dire l’ensemble des végétaux excluant les algues et les mousses. L’amidon se retrouve principalement dans les graines, par exemple les graines de céréales comme le maïs, le blé et le riz. L’amidon peut également se retrouver dans les racines, les tubercules (par exemple le tubercule de pomme de terre où il est communément dénommé fécule) et dans les fruits. L’amidon est un glucide complexe composé d’unités de D-glucose. Plus particulièrement, l’amidon est un mélange de deux homopolymères composés d’unités de D-glucose, d’amylose et d’amylopectine, le faisant appartenir à la famille des polysaccharides, plus particulièrement des polysaccharides naturels, c’est-à-dire que l’on retrouve disponible directement dans la nature. La proportion massique d’amidon, notamment de pomme de terre, de pois ou de maïs, par rapport à la masse totale du substitut osseux peut être comprise entre 5 % et 30 %, de préférence entre 5 % et 20 %, toujours de préférence entre 5 % et 10 %, par exemple environ 7 %. La charge céramique peut être choisie parmi l’alumine, le sulfate de calcium hémihydraté, l’hydroxyapatite, le phosphate tricalcique, le bioverre et leurs mélanges. L’utilisation de la charge céramique est envisagée pour des raisons économiques mais aussi pour les propriétés que cette charge céramique peut apporter au ciment osseux, notamment des propriétés mécaniques de résistance à la compression et des propriétés biologiques afin d’améliorer la bioactivité et la repousse osseuse. La proportion massique de la charge céramique peut être comprise entre 18 % et 45 % par rapport à la masse totale du substitut osseux. L’acrylate peut être l’hydroxyéthylméthacrylate (HEMA), le méthylméthacrylate (MMA) ou un de leurs mélanges. L’HEMA est un composé organique liquide incolore qui a la propriété de se polymériser rapidement. C’est un monomère qui est utilisé dans la fabrication de nombreux polymères, comme par exemple le polyhydroxyéthylméthacrylate (pHEMA). Le pHEMA est un polymère hydrophobe présentant des propriétés d’hydrogel. Celui-ci présente la capacité de se gonfler en présence d’eau due à la partie hydrophile de l’HEMA sans conduire à la dissolution du réseau polymère. Dans la littérature, des cas d’hydrogels dont la masse est multipliée par mille par absorption d’eau sont rapportés. La proportion massique d’acrylate par rapport à la masse totale du substitut osseux peut être comprise entre 30 % et 50 %, de préférence entre 35 % et 45 %, de préférence entre 37,5 % et 42,5 %, par exemple 40%. Le polymérisant est un réactif permettant d’amorcer la polymérisation des monomères entre eux dans le milieu réactionnel. Le polymérisant peut être un polymérisant radicalaire. Un polymérisant radicalaire est un composé capable sous certaines conditions de générer des radicaux libres qui permettent d’initier la polymérisation des monomères d’acrylate afin de former un polyacrylate tel que le polyhydroxyéthylméthacrylate, le polyméthylméthacrylate ou un polymère obtenu à partir d’HEMA et de MMA. Ce polymérisant radicalaire peut être un amorceur chimique ou un amorceur photochimique. Un amorceur thermique est un composé générant des radicaux libres par décomposition thermique. Un exemple d’amorceur chimique est le peroxyde de benzoyle (BPO). Auquel cas, un catalyseur peut être utilisé, par exemple le diméthyl-p-toluidine (DMT). Un amorceur photochimique est un composé générant des radicaux libres sous l’effet de rayonnements émis par une source de rayonnements. Lorsqu’ils sont exposés à des rayonnements, ils passent à un état excité et libèrent des radicaux libres. La photopolymérisation est particulièrement adaptée pour la mise en forme du ciment par impression 3D. Les rayonnements peuvent notamment être des rayonnements ultraviolets. Un exemple d’amorceur photochimique est le système riboflavine/triéthanolamine. Un radio-opacifiant est un composé qui a comme fonction d’augmenter la radio-opacité d’un matériau. La radio-opacité se définit comme l’opacité aux rayons X et aux ondes radiofréquences, c’est-à-dire par l’incapacité relative de ces rayonnements de passer au travers de ce matériau. Les radio-opacifiants sont principalement utilisés dans le domaine médical, car ils peuvent être utilisés par exemple comme agent de contraste pour la radiographie. Les dispositifs médicaux, tels que les implants, en contiennent souvent pour améliorer la visualisation lors de l’implantation des dispositifs provisoires tels que les cathéters ou la disposition des implants permanents. Les implants métalliques ont en général une radio-opacité inhérente tandis que les implants à base de polymère nécessitent l’ajout d’un radio-opacifiant pour augmenter leur contraste. Le radio-opacifiant peut être choisi parmi la zircone (ZrO 2 ), le sulfate de baryum (BaSO 4 ) et leurs mélanges. Le ciment osseux étant en contact constant avec les fluides du corps humain, il peut être nécessaire d’ajouter un agent limitant le gonflement du pHEMA. En effet, si le gonflement du pHEMA devient trop important, le ciment osseux peut exercer une contrainte sur la zone dans laquelle il est implanté et occasionner des lésions ou des douleurs. Cet agent limitant le gonflement peut être de l’eau ou une solution aqueuse comprenant un médicament. Le ciment osseux peut en outre comprendre un activateur et/ou un retardateur de prise. Un activateur de prise et un retardateur de prise sont des adjuvants utilisés pour accélérer ou retarder la prise du ciment osseux. Ils permettant ainsi respectivement de diminuer ou d’augmenter le temps pendant lequel le ciment peut être modelé. En fonction de l’utilisation qui sera faite du ciment osseux, il peut être parfois nécessaire d’augmenter le temps de prise de celui-ci pour donner plus de temps au praticien de le modeler et lui donner la forme complexe souhaitée tandis que dans d’autres utilisations, il peut être nécessaire de le diminuer. Ainsi, par exemple, si la pathologie clinique est simple, une prise rapide permet de réduire la durée per opératoire alors qu’au contraire, pour des gestes plus complexes, le temps de prise peut être augmenté. Dans un autre contexte, si le ciment est utilisé par impression 3D, le temps de prise doit être suffisamment long pour que la machine puisse imprimer la pièce 3D. Un exemple d’activateur de prise est l’hydroquinone. Un exemple de retardateur de prise est la vitamine C. Par ailleurs, la vitamine C peut également agir en tant qu’activateur de prise en fonction de la quantité du produit ajouté. Plus particulièrement, lorsque la concentration en vitamine C est basse, elle a plutôt un effet activateur. Lorsque la concentration en vitamine C est élevée, elle a plutôt un effet retardateur. Le substitut osseux présente de préférence un module d’Young compris entre 1 MPa et 32 MPa après 7 jours d’immersion dans du tampon phosphate salin, de préférence supérieur à 5 MPa. Le substitut osseux présente de préférence un module de cisaillement compris entre 100 Pa.s et 150000 Pa.s de préférence compris entre 2000 Pa.s et 20000 Pa.s. Exemples Exemple 1 : Influence des quantités des composants de la phase solide sur les propriétés du ciment. Dans cet exemple, le module d’Young, le module de cisaillement complexe (G*) et le gonflement vont être déterminés en fonction de la proportion des différents composants de la phase solide, la charge céramique, d’amidon et d’acétate de cellulose. La proportion massique de l’HEMA a été fixée à 40 % en masse et la proportion massique de charge céramique, d’acétate de cellulose et d’amidon par rapport à la masse totale du ciment osseux varient selon les intervalles suivants : - de 18 % à 45 % en masse de charge céramique, - de 6 à 30 % en masse d’amidon, et - de 6 à 24 % en masse d’acétate de cellulose. Préparation du ciment : Afin de préparer le ciment, les phases liquide et solide sont initialement séparées. Elles sont ensuite mises en contact et mélangées pour obtenir une pâte homogène. La pâte est ensuite mise en forme de différentes manières en fonction de la forme du ciment souhaitée, par exemple par moulage, coulage ou encore par impression 3D. La mise en contact de la poudre avec la phase liquide entraîne la polymérisation du HEMA. Cette réaction de polymérisation est une réaction exothermique. Une fois le ciment durci, il peut être par exemple retiré du moule si la mise en forme a été effectuée par coulage. Afin d’étudier les variations de propriétés du ciment osseux lorsque la proportion massique de charge céramique, d’acétate de cellulose et d’amidon varient, on définit X 1 comme étant le rapport entre la proportion massique de charge céramique par rapport à la masse totale de la phase solide, c’est-à-dire le ratio massique de charge céramique dans la phase solide, X 2 comme étant le rapport entre la proportion massique d’amidon par rapport à la masse totale de la phase solide, c’est-à-dire le ratio massique d’amidon dans la phase solide, et X 3 comme étant le rapport entre la proportion massique d’acétate de cellulose par rapport à la masse totale de la phase solide, c’est-à-dire le ratio massique d’acétate de cellulose dans la phase solide. Les bornes inférieures et supérieures de chaque ratio massique sont indiquées dans le tableau 3. Ratio massique X1 X2 X3 Borne inférieure 0,3 0,1 0,1 Borne supérieure 0,75 0,5 0,4 La montre ainsi le diagramme ternaire de variation de X 1 , X 2 et X 3 . La zone entourée est le domaine qui sera étudié. Mesure du module d’Young Dans un premier temps, le module d’Young du ciment après sa prise est mesuré dans le domaine d’étude. Le module d’Young est mesuré par un test de compression selon la norme ISO 5833 : 2002. L’échantillon de test est un échantillon cylindrique de diamètre 10 mm et de hauteur 15 mm. L’échantillon a été préalablement immergé durant 7 jours dans une solution de tampon de phosphate salin (PBS). La montre l’évolution du module d’Young dans le domaine d’étude. On remarque que plus le ratio d’acétate de cellulose est élevé, plus le module d’Young augmente. On mesure un minimum du module d’Young à 1 MPa et un maximum du module d’Young à 32 MPa. Ainsi, le module d’Young varie grandement dans le domaine d’étude. Le module d’Young du ciment doit être proche de celui de l’os dans lequel le ciment sera injecté. Cette grande plage permet ainsi d’adapter le module d’Young du ciment à la zone d’injection du ciment. Mesure du module de cisaillement Dans un second temps, le module de cisaillement du ciment après sa prise est mesuré dans le domaine d’étude. Le module de cisaillement est mesuré dans un rhéomètre en mode à vitesse contrôlée. La mesure a été effectuée à 25 °C avec un diamètre de 40 mm et un angle de cône de 2° dans la plage de taux de cisaillement, avec un relevé toutes les 10 secondes pendant 300 secondes. La montre l’évolution du module de cisaillement dans le domaine d’étude. On remarque que, comme pour le module d’Young, le module de cisaillement augmente lorsque le ratio massique d’acétate de cellulose augmente. On mesure un minimum à 100 Pa.s et un maximum à 150000 Pa.s. Ainsi, le module de cisaillement varie grandement dans le domaine d’étude. Le module de cisaillement du ciment doit être particulièrement maitrisé pour permettre une injection aisée mais de telle manière à ce que le ciment ne soit pas trop liquide pour éviter des fuites ou des complications cliniques. Cette grande plage permet ainsi d’adapter le module de cisaillement du ciment à la zone d’injection du ciment et surtout aux spécificités requises par le clinicien (soit sous forme de pâte à appliquer à la spatule, soit sous forme plus liquide pour être injectée). Mesure du gonflement Dans un troisième temps, le gonflement du ciment après sa prise est mesuré dans le domaine d’étude. Le gonflement est mesuré en faisant le rapport entre le volume d’un échantillon cylindrique de diamètre de 10 mm et de 15 mm de hauteur avant immersion et après 7 jours d’immersion dans une solution de PBS. La montre l’évolution du gonflement dans le domaine d’étude. On remarque que le gonflement diminue lorsque le ratio massique de la charge céramique augmente. On mesure un minimum à 21 % et un maximum à 32 %. Le gonflement peut ainsi être adapté à la zone d’injection du ciment. Le gonflement doit être suffisamment important pour épouser en entier la zone qui devra être protégée mais pas trop grand pour empêcher que le ciment n’applique des contraintes sur les os. Un gonflement trop important peut en effet endommager l’os et entraîner des complications. Example 2 : Influence du type de la charge céramiques sur les propriétés du ciment Dans cet exemple, la nature de la charge céramique de la phase solide du ciment osseux est modifiée afin d’étudier l’influence de la nature de la charge céramique sur les propriétés du ciment. Pour évaluer la préparation du ciment, trois formulations ont été réalisées selon le tableau 4 suivant présentant les proportions massiques : Exemple 2.1 Exemple 2.2 Exemple 2.3 Phase liquide DMT (0,07%) DMT (0,07%) DMT (0,07%) HEMA (39,93%) HEMA (39,93%) HEMA (39,93%) Phase solide (hors charge céramique) acétate de cellulose (12,86%) amidon (6,01%) BPO (0,22%) acétate de cellulose (13,82%) amidon (6,02%) BPO (0,22%) acétate de cellulose (14,93%) amidon (6,5%) BPO (0,22%)BPO Charge céramique alumine (40,91%) CSH (39,94%) HA (19,17%) TCP (19,17%) - CSH : sulfate de calcium hémi-hydraté - HA : hydroxyapatite - TCP : phosphate tricalcique Ces trois formulations ont été mises en forme à l’aide d’un moule en silicone cylindrique de 10 mm de diamètre et de 15 mm de hauteur. Elles sont démoulées après que le ciment a durci. Les ciments acryliques sont caractérisés par le temps de prise et par la température maximale de polymérisation. Le temps de prise correspond au temps nécessaire pour que la température moyenne de prise soit atteinte. La température moyenne est représentée par la moyenne de la température maximum de polymérisation et la température ambiante de la pièce. La montre l’évolution de la température en fonction du temps pour les trois exemples. Les mesures ont été réalisées avec un thermocouple de type T et sont représentées dans le tableau 5. Charge céramique Alumine CSH HA/TCP Temps de prise (min) 1,95 1,87 1,47 Température maximale (°C) 92,5 ± 2 89,7 ± 2 93,3 ± 2 Ainsi, la température de prise demeure relativement constante en fonction de la céramique utilisée. En fonction de la charge céramique, le temps de prise varie de 90 à 120 secondes. Il est toutefois possible de l’augmenter en gardant le produit dans une chambre froide, le temps de prise passe alors à 300 secondes. L’ajout de retardateur de prise peut aussi être envisagé en fonction de l’application et de la mise en forme du ciment. La vitamine C est connue pour ses propriétés à la fois de retardateur de prise et d’activateur de prise sur les ciments acryliques comme le poly méthacrylate de méthyle acrylique (PMMA). Ainsi, en fonction de la composition du ciment elle peut à la fois présenter une propriété de retardateur, d’activateur ou les deux à la fois. L’effet de retardateur de prise a été testée sur l’exemple 2.1. La montre l’évolution du temps de prise en fonction de la proportion massique de vitamine C et la montre l’évolution de la température maximale en fonction de la proportion massique de vitamine C. On remarque que pour une formulation sans vitamine C, le temps de prise est de 83 s et la température maximale est de 86,7 °C. Avec une proportion massique de vitamine de 1,6 %, proportion maximale testée, le temps de prise est de 225 s et la température maximale est de 48,9 °C. La quantité de BPO et DMT a aussi une influence sur le temps de prise du ciment. Plus la quantité de BPO-DMT est importante, plus le temps de prise l’est aussi. On remarque ainsi un temps de prise de 5 min pour 0,3 mL de BPO-DMT et un temps de prise de 40 min pour 0,7 mL de BPO-DMT. Cependant, l’augmentation de la quantité de BPO-DMT peut entraîner une augmentation de la cytotoxicité du ciment. Le compromis entre cytotoxicité, sujet qui sera discuté plus bas, et temps de prise se trouve pour une quantité de 0,5 mL de BPO-DMT avec un temps de prise de 12 min. Le module d’Young ainsi que la contrainte de rupture du ciment après prise a été mesuré par un test de compression pour l’exemple 2.3, chargé de HA/TCP. Le ciment a une forme cylindrique de hauteur 15 mm et de diamètre 10 mm. Le module d’Young a été mesuré avant et après une immersion de 7 jours dans du PSB. Les résultats sont présentés dans le tableau 6. Ciment Ciment sec Ciment après 7 jours d’immersion Module d’Young (MPa) 6139,5 ± 707,8 10,4 ± 1,08 Contrainte de rupture (MPa) 62,49 ± 3,84 0,57 ± 0,4 L’échantillon après immersion montre un comportement très ductile, il se découpe facilement au scalpel et a un volume poreux d’environ 30%. Pour évaluer le comportement du ciment dans un milieu liquide, un dispositif de pesée hydrostatique est utilisé. Un dispositif de pesée hydrostatique permet de mesurer le poids d’un objet de volume apparent non déterminable tels que les matériaux pulvérulents. Le dispositif permet ainsi de mesurer le gonflement ainsi que la porosité ouverte du ciment. La méthode de mesure consiste à peser les pastilles de ciment sèches, de forme cylindrique avec un diamètre de 10 mm et une hauteur de 2 mm, puis à les immerger dans un milieu liquide à raison de 15 mL par pastille sous agitation à 180 rpm et à température ambiante. À chaque jour de prélèvement, les échantillons sont pesés humides et dans le panier de la balance hydrostatique, sous eau. Chaque pesée est répétée 3 fois et sur 5 pastilles identiques. Le gonflement du matériau se calcule par la formule math 10 et la porosité par la formule math 11. où M s est la masse sèche de la pastille, M h est la masse humide de la pastille, PO est la porosité ouverte de la pastille de ciment et M e est la masse sous eau de la pastille. Le gonflement et la porosité ouverte des trois formulations de ciment ont été testés dans différents milieux liquides : - l’eau distillé, - le PBS, - le fluide corporel simulé (SBF), et - l’alcool. Le gonflement des pastilles est essentiellement dû au pHEMA. Ce gonflement est intéressant dans le cadre d’une implantation en site osseux. Il permet de combler une lacune osseuse alors que le retrait des ciments à base de PMMA par exemple favorise le développement néfaste d’un tissu fibreux à l’interface ciment-os. Il permet également de faire face à l’éventualité, dès les premières heures, d’un remplissage incomplet de la cavité osseuse lors de la mise en place par le chirurgien. La , 29 et 30 montrent l’évolution du gonflement de la formulation 1, 2 et 3 respectivement dans les différents milieux liquides en fonction du nombre de jours d’immersion. Le gonflement se produit très rapidement, au bout d’une jours et plafonne aux alentours pour les milieux aqueux, c’est-à-dire l’eau, le PBS et le SBF. On constate que le gonflement dans l’alcool est significativement supérieur aux milieux aqueux, puisque le gonflement maximum du ciment atteint 40% à partir du 3 e jour. Malgré le gonflement très important dans l’alcool, pouvant atteindre jusqu’à 60%, aucune dégradation de la pastille n’a eu lieu. La montre l’évolution de la porosité ouverte des formulations 1, 2 et 3 en fonction du nombre de jours pour une immersion dans l’eau distillée. Avant immersion, les échantillons présentent une porosité ouverte de 3 %. On constate une augmentation très rapide en une journée de la porosité ouverte avant de plafonner à 30 % pour la formulation 1 et 2 et à 33 % pour la formulation 3. Cette différence de porosité ouverte entre les formulations est à mettre en lien avec le gonflement des formulations dans l’eau des figures 16, 17 et 18. On peut donc en déduire que dans le cas de l’eau, le gonflement est dû à la porosité ouverte. De plus, après l’atteinte du plafond de la porosité ouverte, on constate que le gonflement du ciment n’augmente plus. On peut supposer que l’eau ne pénètre pas ou très peu dans le ciment ou que la porosité fermée du ciment est faible voire quasi-inexistante. Le gonflement peut être limité en pré-saturant le ciment avec un fluide aqueux. En effet obtenir un gonflement du ciment grâce à l’hydratation est certes très appréciable pour les raisons évoquées précédemment. Cependant, dans de nombreuses pathologies concernées par le comblement osseux, les os peuvent être déjà fragiles (ostéoporose, ostéosarcome par exemple). Incorporer un ciment qui se gorgerait de façon trop importante de fluide biologique pourrait fragiliser les os environnants et induire d’autres désordres osseux. De l’eau distillée a été ajoutée à la phase liquide avant mélange des deux phases. Des essais quant à la mélangeabilité et à la prise du ciment nous ont conduit à fixer la quantité à 0,28 g d’eau pour 1,3 g d’HEMA. En effet, incorporer de l’eau au ciment n’améliore pas la mélangeabilité. L’ajout de 0,28 g permet de passer d’un ciment sans eau qui gonfle de 34 % au bout de deux jours à un ciment qui gonfle de 24 % au bout de deux jours. Le critère d’injectabilité est important pour l’administration du ciment, soit par injection par le clinicien dans l’os par exemple par vertébroplastie, par kyphoplastie ou par dépôt par spatule, soit pour déposer le ciment sur un support de façon manuelle ou mieux par prototypage rapide. Le prototypage rapide est une méthode de fabrication commandée par ordinateur. Il permet de réaliser rapidement les modèles qui seront produits afin de réduire le temps de développement. L’outillage nécessaire pour la mise en place de cette méthode est peu coûteux tout en garantissant d’excellentes performances du produit final. Enfin, via l’utilisation de machines comme les imprimantes 3D et les fraiseuses, le prototypage rapide est capable de réaliser des formes extrêmement complexes, particulièrement adapté par exemple, aux implants osseux. Pour une même quantité d’amidon, la force d’injectabilité a été mesurée pour 6 variétés botaniques d’amidon. Les résultats sont montrés sur la . Le test d’injectabilité consiste à placer 5 mL de ciment dans une seringue stérile de 10 mL à placer ensuite la seringue dans une machine de compression et à mesurer la force appliquée pour un déplacement constant de 1 mm par seconde. Il est important d’évaluer la cytotoxicité du ciment, c’est-à-dire, sa capacité à attaquer voire détruire les cellules de l’organisme. Pour ce faire, les pastilles qui ont été utilisées pour tester le gonflement et la porosité ouverte du ciment sont rincées et séchées. Elles sont ensuite stérilisées par un rayonnement UV durant 30 minutes par face. Les pastilles de ciment sont disposées dans une plaque comprenant 24 puits et recouvertes par 1 mL de milieu de culture de type milieu minimum essentiel de Eagle contenant des protéines bovines. La plaque est mise à l’incubation à 37°C pendant 48 heures. Au bout des deux jours, le milieu de culture en contact avec les pastilles est prélevé et 100 μL sont déposés sur des ostéoblastes MC3T3-E1 à 60% de confluence. Le taux de survie est déterminé par mesure de l’activité cellulaire en utilisant la méthode au bleu Alamar. La montre le taux de survie cellulaire en fonction de chaque formulation de ciment et de deux témoins, un premier à base de 100 % d’alumine, et le second à base de tissue culture polystyrène (TCP), matériau constituant les plaques de culture. On constate que le témoin à base d’alumine induit la mort de toutes les cellules tandis que les pastilles des trois formulations du ciment ont un taux de survie cellulaire avec un minimum de 78 % pour la formulation 3 et un maximum de 81 % pour les formulations 1 et 2. Afin de réduire la cytotoxicité des formulations de ciment, il est nécessaire de diviser la quantité de BPO et de DMT par trois, c’est-à-dire, de passer à 19 mL et de suivre le protocole suivant : - laver le ciment à l’éther 3 fois pendant 20 min, - laver le ciment à l’éthanol pendant 30 min, - laver le ciment à l’eau pendant 48 heures, et - sécher le ciment à l’étuve. On observe une augmentation du taux de survie cellulaire lorsque le protocole précédent est suivi, avec un taux de survie cellulaire de 92 % pour les trois formulations. Le ciment osseux, par ses propriétés d’hydrogel, peut être utilisé comme agent de libération de substances dans le corps, notamment de médicament. Afin d’étudier la quantité de libération de substance in vitro, les pastilles ont subi un test de désorption et un test de d’imprégnation avec de la ciproflaxine (CFX). La CFX appartient à la famille des fluoroquinolones. Ce principe actif est utilisé dans la prise en charge de nombreuses infections dont celles de la peau et de tissus mous mais aussi les infections ostéoarticulaires. C’est un antibiotique dont l’action permet d’inhiber la topoisomérase I et la topoisomérase IV qui sont responsables de la réplication, la transcription, réparation et la recombinaison de l’ADN bactérien. Le test de désorption a été réalisé en suivant le protocole suivant : - les pastilles de ciment sont mises à imprégner 24 h dans une solution pour perfusion de de CFX à la concentration de 2 g/L sous agitation à 180 rpm et à température ambiante, - les pastilles de ciment sont introduites dans un volume de 20 mL de de soude à 0,1 mol/L placé sous agitation à 80 rpm à 37°C durant 12 h, et - la quantité de CFX relarguée par les pastilles de ciment est mesurée par spectrophotométrie UV/Visible. La montre les quantités totales d’antibiotique présentes sur les différents ciments. Les ciments ont absorbé durant l’imprégnation des quantités voisines en CFX, autour de 3,2 mg/g de ciment sans démontrer vraisemblablement une différence significative selon la charge. Le test d’imprégnation a été réalisé en suivant le protocole suivant : - les pastilles de ciment sont mises à imprégner 24 h dans une solution pour perfusion de ciprofloxacine à la concentration de 2 g/L sous agitation à 180 rpm et à température ambiante, - les pastilles de ciment sont séchées pendant 24 heures à 37°C, - les pastilles sont disposées dans une cellule de libération comprenant une perle de rubis de 5 mm de diamètre, plus particulièrement sur un lit de billes de verre de 1 mm de diamètre, - un flux de PBS provenant d’un réservoir de 100 mL de volume est envoyé via une pompe dans un spectrophotomètre UV/Visible, puis dans la cellule de libération, puis retourne dans le réservoir et repasse dans le spectrophotomètre UV/Visible. Le spectrophotomètre UV/Visible mesure les absorbances à 270 nm toutes les 5 minutes durant les 6 premières heures puis à un intervalle de 15 minutes jusque 24 heures. La montre le profil de libération de la ciprofloxacine en fonction du temps pour les trois formulations de ciment. Pour le ciment chargé avec l’alumine, la formulation 1, le profil de libération semble prolongé. Même si la libération est plus rapide les premières heures (0,50 mg/g de ciment à 1 heure), le plateau de la concentration maximale ne semble pas totalement atteint à 24 heures : la quantité libérée est alors de 1,53 mg/g de ciment et cela représente 47% de la quantité libérée par l’essai de désorption. On peut donc supposer que la libération se poursuit après 24 heures. Pour le ciment chargé au CSH, la formulation 2, la libération de la CFX se fait durant les premières heures, car le plateau est atteint à 15 heures à 2,2 mg de CFX/g de ciment, ce qui représente 69% de sa quantité totale en CFX. Le ciment biphasique chargé en HA/TCP, la formulation 3, est le ciment qui relargue la plus grande quantité d’antibiotique et le plus rapidement. Le principe actif est libéré progressivement et atteint une quantité libérée à 24 heures de 3,1 mg de CFX/g de ciment soit 86 % de la quantité totale présente sur le ciment. On peut en conclure que le ciment biphasique présente de bons résultats pour une libération massive de CFX, puisqu’il libère en grande quantité le principe actif et donne le meilleur taux libération. Sachant que la libération par un ciment est à l’échelle locale, donc en milieu restreint, la libération de cet antibiotique par de tels ciments est envisageable en clinique. De plus, il serait également envisageable d’adapter la concentration de la solution d’imprégnation afin d’augmenter la quantité absorbée par le ciment. La forme du principe actif peut également faire varier son profil de libération. Pour une libération d’antibiotique en prophylaxie, le ciment chargé à l’alumine est une solution intéressante, tout comme le CSH. Un profil de libération prolongée peut être intéressant pour la libération de médicaments tels que, comme ici, les antibiotiques mais aussi des anticancéreux ou des antalgiques par exemple. Exemple 3 : Composition optimale du ciment pour dépôt sur un insert en titane Dans cet exemple, une composition optimale du ciment osseux sera présentée. Cette composition optimale est le meilleur compromis entre les différentes propriétés du ciment osseux. La composition optimale du ciment comprend : - une phase liquide composée de 1,8 g d’HEMA et de 0,0031 g de DMT, et - une phase solide composée de 1,733 g de HA/TCP, de 0,675 g d’acétate de cellulose, de 0,294 g d’amidon et de 0,01 g de BPO. Les deux phases sont mises en contact afin de former une pâte qui est coulée dans un moule en silicone. Après prise du ciment, celui-ci est démoulée. Quatre pastilles de ciment sont réalisées Les 4 pastilles de ciment sont caractérisées après 7 jours d’immersion dans du PBS. Les résultats de caractérisation sont présentés dans le tableau suivant. E (MPa) G* (Pa) Gonflement (%) Conditions optimales > 5 2000 à 20.000 Moyenne avec intervalle de confiance à 95 % 7,3 ± 3,3 12640 ± 1765 24,4 ± 0,5 Cette composition est la plus optimisée, c’est-à-dire qu’elle est le meilleur compromis entre les propriétés mécaniques, l’injectabilité et un gonflement modéré. Exemple 4 : Insert chirurgical bicouche sans séparateurs Dans cet exemple, un insert chirurgical 1 bicouche sera présenté avec deux zones 122, 123 de porosités différentes dans la deuxième couche 12 . Un insert chirurgical 1 a été réalisé par prototypage rapide. La montre les deux faces de l’insert 1 et les propriétés de celui-ci sont présentées dans le tableau ci-dessous. Propriétés Valeurs Volume total 338,96 mm 3 Porosité de la première zone 122 de la deuxième couche 12 0,431 Porosité de la deuxième zone 123 de la deuxième couche 12 0,397 Porosité de la première couche 11 0,728 Ratio de croissance entre les orifices de la deuxième zone et ceux de la première zone 1,82 Porosité globale 0,487 Contrainte maximale estimée 22,6 MPa Les orifices ont les dimensions présentées dans le tableau ci-dessous. Partie Longueur maximale (mm) Largeur maximale (mm) Largeur minimale (mm) Premier rayon de courbure (mm) Deuxième rayon de courbure (mm) Deuxième couche 12 , première zone 122 4,92 2,49 1,64 1,22 0,82 Deuxième couche 12 , deuxième zone 123 2,70 1,37 0,90 0,67 0,45 Première couche 11 8,01 4,05 2,67 1,99 1,34 Un dépôt de 4 mm du ciment osseux présenté dans l’exemple 1 a été réalisé sur l’insert chirurgical 1 . L’insert recouvert a été immergé durant 4 jours dans du PBS. Les propriétés de l’insert 1 avec dépôt après immersion sont présentées dans le tableau ci-dessous. Propriétés Valeurs Volume total 514,13 mm 3 Porosité de la première zone 122 de la deuxième couche 12 0,100 Porosité de la deuxième zone 123 de la deuxième couche 12 0,040 Porosité de la première couche 11 0,481 Porosité globale 0,290 Références numériques 1 : insert chirurgical, 11 : première couche, 111 : orifices de la première couche, 112 : orifices transversaux de la première couche, 12 : deuxième couche, 121 : orifices de la deuxième couche, 122 : première zone de la deuxième couche, 1221 : orifices de la première zone de la deuxième couche, 123 : deuxième zone de la deuxième couche, 1231 : orifices de la deuxième zone de la deuxième couche, 124 : orifices transversaux de la deuxième couche, 13 : troisième couche, 131 : orifices de la troisième couche, 14 : pattes de fixation, 15 : pluralité de séparateurs, et 151 : orifices de la pluralité de séparateurs. Ciment osseux comprenant : - une phase solide pulvérulente comprenant des polysaccharides naturels ou dérivés de composés naturels et une charge céramique, - un acrylate en phase liquide, et - un polymérisant. Ciment osseux selon la revendication 1 comprenant en outre au moins l’un parmi : - un radio-opacifiant, et - un agent limitant le gonflement. Ciment osseux selon la revendication 2, dans lequel le polysaccharide naturel ou dérivé de composés naturels est choisi parmi l’acétate de cellulose et l’amidon. Ciment osseux selon la revendication 3, dans lequel l’amidon est choisi parmi l’amidon de blé, l’amidon de pomme de terre, l’amidon de maïs, l’amidon de pois et leurs mélanges, de préférence l’amidon de pomme de terre. Ciment osseux selon l’une quelconque des revendications 1 à 4, comprenant en outre un activateur ou un retardateur de prise, notamment ledit activateur ou retardateur de prise étant de la vitamine C. Ciment osseux selon l’une quelconque des revendications 1 à 5, dans lequel, la proportion massique de l’acrylate par rapport à la masse totale du substitut osseux est comprise entre 30 % et 50 %, de préférence entre 35 % et 45 %, de préférence entre 37,5 % et 42,5 %, par exemple 40%. Ciment osseux selon l’une quelconque des revendications 1à 6, présentant un module d’Young compris entre 1 MPa et 32 MPa après 7 jours d’immersion dans du tampon phosphate salin, de préférence supérieur à 5 MPa. Ciment osseux selon l’une quelconque des revendications 1 à 7, présentant un module de cisaillement compris entre 100 Pa.s et 150000 Pa.sde préférence compris entre 2000 Pa.s et 20000 Pa.s. Ciment osseux selon l’une quelconque des revendications 1 à 8, présentant un ratio de gonflement compris entre 21 % et 32 % après 7 jours d’immersion dans du tampon phosphate salin. Insert chirurgical (1) en un ciment osseux et comprenant : - une première couche (11), et - une deuxième couche (12), dans lequel la première couche et la deuxième couche comprennent des orifices (111 , 121) ayant une forme octomorphe ; dans lequel le ciment osseux est selon l’une des revendications 1 à 9. Insert chirurgical selon la revendication 10, dans lequel la forme octomorphe est une forme composée de deux parties d’extrémité, chacun formée par un cercle de rayon r 1 ; les deux parties d’extrémités étant reliées entre elles par une partie centrale formée par un congé circulaire de rayon r 2 de sorte que la largeur de la partie centrale soit inférieure à la largeur des parties d’extrémités. Insert chirurgical selon la revendication 10 ou la revendication 11, dans lequel le premier rayon de courbure des orifices d’une couche est supérieure ou égale à 345 µm et inférieure ou égale à la formule suivante : où r 1,max est le premier rayon de courbure maximal des orifices de la première couche, S est la surface totale d’une couche, φ est le rapport entre la surface totale occupée par les orifices et la surface totale de la première couche et N est le nombre de orifices d’une couche. Insert chirurgical selon l’une quelconque des revendications 10 à 12, dans lequel le rapport entre la surface totale occupée par les orifices d’une couche et la surface totale de cette couche est supérieur ou égal à 0,09 et inférieur ou égal à 0,92. Insert chirurgical selon l’une quelconques des revendications 10 à 13, dans lequel les orifices sont agencés selon un motif choisi parmi un motif carré, un motif hexagonal et un motif hétérogène. Insert chirurgical selon l’une quelconque des revendications 10 à 14, dans lequel la première couche présente une porosité supérieure à celle de la deuxième couche. Insert chirurgical selon l’une des revendications 10 à 15, dans lequel les orifices de la première couche présentent une longueur totale et les orifices de la deuxième couche présentent une longueur totale ; dans lequel le ratio de la longueur totale des orifices de la première couche et de la longueur totale des premiers orifices de la deuxième couche est supérieur à 1,4. Insert chirurgical selon l’une des revendications 10 à 16, dans lequel la deuxième couche présente un détrompeur. Insert chirurgical selon la revendication 17, dans lequel le détrompeur est formé de deux zones (122, 123) sur la deuxième couche, une première zone (122) avec des orifices (1221) présentant une première longueur totale et une deuxième zone (123) avec des deuxièmes orifices (1231) présentant une deuxième longueur totale ; dans lequel le ratio entre la première longueur totale et la deuxième longueur totale est compris entre 1,6 et 2, de préférence entre 1,7 et 1,9, de préférence entre 1,75 et 1,85, par exemple 1,8. Insert chirurgical selon l’une quelconque des revendications 10 à 18, comprenant en outre une pluralité de séparateurs (15) disposée entre la première couche et la deuxième couche. Insert chirurgical selon la revendication 19, dans lequel l’épaisseur h de chaque couche vérifie la relation : où l est la largeur maximale de l’insert chirurgical et L la longueur maximale de l’insert chirurgical. Insert chirurgical selon la revendication 19 ou la revendication 20, dans lequel chacun parmi la pluralité de séparateurs est un pilier dont la section transversale présente une forme octomorphe telle que décrite dans les revendications 10 à 12. Insert chirurgical selon l’une quelconque des revendications 19 à 21, dans lequel chacun parmi la pluralité de piliers présente un axe longitudinal formant un angle avec le plan moyen formé par la première couche et la deuxième couche supérieur ou égal à 5° et inférieur ou égal à 90°. Insert chirurgical selon l’une quelconque des revendications 19 à 22, dans lequel chacun parmi la pluralité de piliers est hélicoïdal et présente un angle de torsion supérieur à 0° et inférieur ou égal à 180°, de préférence inférieur ou égal à 90°. Insert chirurgical selon l’une quelconque des revendications 19 à 23, dans lequel chacun parmi la pluralité de piliers comprend des orifices transversaux (151) au niveau de sa surface latérale. Insert chirurgical selon l’une quelconque des revendications 10 à 24, dans lequel les orifices de la première couche et/ou de la deuxième couche présentent une paroi latérale formée dans l’épaisseur de la couche correspondante, et dans lequel la première couche et/ou la deuxième couche comprend des orifices transversaux (112, 124) de forme octomorphe telle que décrite dans les revendications 10 à 12 et s’étendant entre la paroi latérale de deux orifices de la couche correspondante. Insert chirurgical selon la revendication 24 ou la revendication 25, dans lequel chacun des orifices de chaque couche ont une section supérieure ou égale à 0,70 mm². Insert chirurgical selon l’une quelconque des revendications 10 à 26, comprenant en outre une patte de fixation (14) s’étendant à partir d’une parmi les premières couches.