CH621059A5

CH621059A5 -

Info

Publication number: CH621059A5
Application number: CH396578A
Authority: CH
Inventors: Myron Spector; George Thomas Kwiatkowski; Walter Henry Smarook; Michael John Michno Jr
Original assignee: Union Carbide Corp
Priority date: 1977-04-14
Filing date: 1978-04-13
Publication date: 1981-01-15
Also published as: FR2387028A1; CA1138153A; DE2816072A1; JPS53128191A; JPS5913211B2; US4164794A; GB1602932A; FR2387028B1; DE2816072C2

Description

La présente invention concerne de façon générale les appareils prothétiques ayant des revêtements de matières thermoplastiques poreuses choisies, constituant un milieu biomécanique optimal pour la fixation du dispositif par le mécanisme de croissance interne des os. Elle concerne aussi l'utilisation de certaines matières thermoplastiques à module intermédiaire et armées par des fibres sous forme de revêtements poreux dans les régions de dispositifs prothétiques dans lesquelles la fixation des os à long terme doit être réalisée par croissance interne des tissus. L'invention concerne aussi un procédé de revêtement de dispositifs prothétiques par des matières thermoplastiques poreuses choisies pour applications biomédicales.

On connaît divers procédés décrits dans la littérature pour la fixation des dispositifs prothétiques aux systèmes musculaire et osseux. Ces procédés peuvent être rangés en quatre catégories: 1) l'impaction, 2) les clous et vis, 3) le ciment, et 4) les matières à surface poreuse. L'utilisation d'implants à surface poreuse pour la fixation présente de manière bien reconnue des avantages potentiels importants, mais cette technique n'a pas encore été adoptée par les chirurgiens, étant donné les problèmes de fixation précoce et de stabilité à long terme que posent les dispositifs connus, notamment comme décrit dans le brevet USA N° 3986212. Les matières polymères poreuses qui sont indiquées comme étant utiles sont celles qui ont un poids spécifique spécifié et des pores interconnectés ayant un diamètre moyen particulier. Parmi les matières polymères décrites, on peut citer le polypropylène et le polyéthylène haute densité ainsi que leurs mélanges, correspondant à certains paramètres bien déterminés. Il est aussi indiqué que les revêtements peuvent être verrouillés mécaniquement ou fixés chimiquement sur le dispositif.

Le brevet USA N° 3971134 concerne une prothèse dentaire destinée à être implantée de manière permanente ou prolongée dans la mâchoire d'un être vivant. L'implant peut être revêtu de matière telle que des polymères vinyliques, par exemple des polymères acryliques, du polyéthylène ou du Téflon chargé de fibres de carbone.

L'article de J. Galante et coll., « J. Bone and Joint Surgery», 53A, N° 1 101 (1971) décrit des matières composites contenant des fibres métalliques frittées et permettant la fixation des implants sur les os, et le brevet USA N° 3808601 décrit une prothèse d'alliage de cobalt, de chrome et de molybdène et d'acier inoxydable, possédant une surface poreuse pour la fixation par crois- . sance interne de tissus.

Les brevets USA Nos 3992725, 3909852 et 3971670 présentent aussi un intérêt général.

En plus des brevets, on connaît aussi divers articles qui ont paru dans la littérature et qui concernent la croissance interne des os, dans des matières poreuses. Par exemple, on peut citer les articles de S. F. Hulbert, «Attachment of prostheses to the muscu-loskeletal system by tissue ingrowth and mechanical interlo-cking», «J. Biomed. Mater. Res. Symposium», 4 (1973); de M. Spector et coll., «Bone growth into porous high-density Polyethylene», «J. Biomed. Mater. Res. Symposium», 7, 595 (1976); de C. A. Homsy, «Implant statilization — Chemical and biochemical considérations», «Orthopédie Clinics of North America», 4, N° 2 295 (1973); et de J.N. Kent et coll., «Proplast in dental facial reconstruction», «Oral Surgery, Oral Medicine, Oral Pathology», 39, N° 3, 347 (1975).

Cependant, les matières poreuses décrites dans la littérature comme utiles pour les dispositifs prothétiques constituent des milieux biomécaniques inappropriés qui peuvent présenter deux situations indésirables. D'abord, les revêtements poreux à faible module et de fluage important tels que les matières composites de Téflon et de graphite, présentent des tissus fibreux métastables dans les pores après de longues périodes. Ces tissus ne conviennent pas au support de prothèses à articulation destinées à encaisser des charges. Le tissu fibreux est un précurseur méta-stable de l'os et, dans les conditions physiologiques normales (comprenant notamment des conditions physiologiques de charge), l'os peut être remodelé. Les charges importantes transmises par les matières à faible module et fluage excessif provoquent la formation d'un tissu fibreux qui ne permet pas un remodelage de l'os. D'autres matières à faible module et à fluage élevé utilisées dans les prothèses sont les polyéthylènes et le polypropy-. lène.

En outre, les matières de module élevé telles que les céramiques (1,1 • 10u Pa) et les métaux tels que le titane (1,17 • 1011 Pa) et un alliage de cobalt, de chrome et de molybdène (2,35 • 1011 Pa) ne répartissent pas une charge suffisante à l'os environnant et empêchent la résorption. Dans les tiges du fémur et de l'humérus revêtues de céramique ou de métal poreux, la charge se concentre au sommet des éléments prothétiques et provoque des concentra-

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tions de contraintes dans l'os environnant, puis la résorption. En outre, les esquilles d'os placées dans les pores de ces implants céramiques et métalliques poreux ne supportent pas de charge, si bien qu'elles présentent une résorption. La perte d'os des zones qui se trouvent dans les régions des implants poreux qui ne supportent pas de charge a été démontrée histologiquement. Ce type de perte d'os conduit à une réduction de la résistance mécanique composite (par exemple de la résistance au cisaillement interfacial) et une réduction importante des caractéristiques de ces matières poreuses de module élevé lors de l'utilisation.

Les brevets et les articles précités décrivent l'utilisation de revêtements poreux sur des prothèses et décrivent des plages de dimensions de pores qui sont acceptables. Cependant, on constate que les métaux, des céramiques et des polymères tels que les polymères vinyliques, le polyéthylène, le polypropylène, le Téflon chargé de carbone et d'autres matières indiquées comme utiles pour le revêtement de dispositifs prothétiques ne créent pas le milieu biomécanique qui convient à une fixation précoce convenable, à une stabilité à long terme et à une bonne résistance mécanique à l'interface de l'os et de la prothèse. Les matières polymères décrites antérieurement peuvent aussi manquer de ténacité, de résistance au fluage, de résistance à la traction et aux chocs et de possibilités de stérilisation par la vapeur pour être acceptables sous forme de polymères destinés à former des revêtements de prothèses. Même les compositions poreuses à base de polypropylène et de polyéthylène haute densité, convenablement choisies et indiquées comme possédant la résistance mécanique et la souplesse convenables, dans le brevet USA N° 3986212, ne conviennent pas, comme indiqué dans la suite.

La croissance interne des os dans les implants orthopédiques poreux peut être considérée comme un phénomène en deux étapes. Chaque étape est influencée par les caractéristiques des pores et les caractéristiques biomécaniques de l'implant. Dans la première étape et juste après l'implantation, le constituant poreux se remplit d'un caillot de sang qui, ultérieurement, s'organise. Il apparaît des fibroblastes dans la région du caillot et une fibroge-nèse se manifeste. Le caillot est remplacé par un tissu connectif lâche et des capillaires. A ce moment, des préostéoblastes commencent à apparaître dans les pores périphériques de l'implant. Ces cellules peuvent devenir des ostéoblastes ou des chondro-blastes suivant le milieu. Lorsque la dimension originale des pores de l'implant est trop faible ou lorsque la structure des pores a été déformée par des charges appliquées initialement, comme dans les matières poreuses à base de Téflon et de polypropylène et de polyéthylène haute densité, un ou plusieurs des événements de la séquence indiquée peuvent être interrompus. Par exemple, on pense de façon générale que des pores de petite dimension (inférieure à 90 |i) provoquent la formation finale d'un tissu fibreux et non d'un os dans l'implant. Lorsque le module de la matière est trop faible, il apparaît un microdéplacement sous charge. Cette caractéristique conduit à un milieu favorable à la formation d'un tissu fibreux ou cartilagineux et non d'un os. Ainsi, un déplacement excessif peut provoquer une interruption de la vascularisa-tion et une réduction de la quantité d'oxygène, cette condition favorisant la formation des cartilages.

Lorsque l'os a rempli les pores de l'implant, dans la seconde étape, il subit un remodelage qui est essentiellement influencé par le milieu biomécanique. Des esquilles disposées dans l'implant et qui subissent des contraintes uniformes s'épaississent, alors que les esquilles qui ne subissent pas de contrainte ou qui subissent des contraintes excessives (concentration des contraintes)

subissent une résorption. Le module des métaux et des céramiques est si élevé que les implants ne se déforment pas sous l'action des charges appliquées. Les esquilles d'os dans ces implants poreux ne subissent donc pas une charge qui permet leur épaississement. Les trabécules des os dans ces matières poreuses de module élevé ont tendance à présenter une résorption, à devenir plus minces que les esquilles dans les implants poreux connus.

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La description qui précède indique que le milieu biomécanique établi par la matière de l'implant et la configuration géométrique du substrat poreux ont un effet très important sur le destin biologique des implants. On constate, selon l'invention, que certaines matières thermoplastiques, formant une catégorie de matières convenant aux applications techniques biomédicales, donnent l'équilibre délicat qui doit être respecté entre les paramètres qui ont une influence sur la transmission des charges, les microdéplacements, la stabilité dimensionnelle et la résistance mécanique. Les matières thermoplastiques pour techniques biomédicales habituellement préparées par des polymérisations par condensation possèdent aussi de très faibles concentrations de métaux d'impureté (c'est-à-dire de très faibles concentrations de catalyseur à base de métaux de transition), et d'excellentes caractéristiques indiquées par les études de biotoxicité mises en œuvre suivant les normes connues, telles que celles des US Pharmacopia Class VI Standards. Elles représentent une catégorie de matières optimales pour les applications orthopédiques, dentaires et maxil-lofaciales. La transmission des contraintes à l'os dans les pores des matières thermoplastiques reproduit le milieu physiologique et biomécanique comme indiqué par la reproduction des processus normaux de réparation des os. L'os, dans l'implant thermoplastique poreux, se remodèle après une période cliniquement appropriée, et reproduit l'amplitude et la direction des contraintes essentielles à l'emplacement anatomique considéré. Ce phénomène permet à l'os formé par croissance interne de constituer un organe mécanique efficace pour la transmission des charges subies par la prothèse.

L'invention concerne donc un dispositif prothétique efficace, dont le but est que les contraintes appliquées aux systèmes musculaire et osseux soient transférées aux esquilles d'os présentes dans les pores et maintiennent une charge suffisante et une stabilité suffisante des pores pour que l'ossification irréversible soit favorisée.

Ce dispositif est défini dans la revendication 1.

Comme indiqué précédemment, les matières utilisées pour la préparation du dispositif selon l'invention sont des matières thermoplastiques pour applications biomédicales. Une particularité importante de ces matières est que leurs caractéristiques peuvent être prévues au moyen des équations utilisées pour le calcul des pièces métalliques, à la fois pour leur résistance à long terme et à court terme. Ces équations de calcul s'appliquent uniquement jusqu'à la limite de viscoélasticité linéaire de la matière. Le polyéthylène haute densité a une telle limite qui est inférieure à 0,1% et, compte tenu de cette limite imposée à la déformation, la contrainte permise est minimale. Au contraire, la limite de viscoélasticité linéaire des matières thermoplastiques pour application biomédicale, considérées dans le présent mémoire, correspond à une déformation d'au moins 1%. Ainsi, l'une des matières thermoplastiques les plus avantageuses convenant à la formation du dispositif selon l'invention est une polysul-fone dont la limite est une déformation de 2%. En conséquence, les équations de calcul utilisées pour les métaux, pour les prévisions à long terme et à court terme, conviennent jusqu'à cette limite.

Les caractéristiques originales des matières thermoplastiques pour applications biomédicales apparaissent clairement par comparaison avec les caractéristiques des matières polymères décrites précédemment comme étant utiles pour la formation des dispositifs poreux de fixation. Si les modules de fluage varient beaucoup avec le temps, le fléchissement augmente de façon importante et provoque un microdéplacement d'une prothèse sous une charge et une déformation des pores. On a déjà décrit dans la littérature des essais de fluage portant sur du polyéthylène poreux haute densité et une matière composite de polytétrafluoréthylène et de graphite, ces matières ayant déjà été indiquées dans les brevets précités. Il faut noter que des modifications importantes de la structure des pores existent sous l'action de contraintes de

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compression aussi faibles que 5,5-105 Pa pour les matières composites poreuses de polytétrafluoréthylène et de graphite, et de 2,1 • 106 Pa pour le polyéthylène haute densité poreux. Des exemples de temps avant défaillance en fonction de la contrainte, pour deux fabrications indiquées de polyéthylène haute densité, sont inférieurs à 5 mn pour des contraintes dépassant 2,1 • 10® Pa. Il faut noter que ces valeurs représentent les niveaux de contraintes subies dans certaines articulations orthopédiques et certaines applications. L'importance du maintien des configurations géométriques des pores sous l'action des charges appliquées a déjà été indiquée, après observation du fait que le tissu fibreux se forme dans les petits pores. Cette caractéristique est particulièrement importante dans les périodes qui suivent juste l'opération, après croissance interne de l'os, lorsque le revêtement polymère poreux des prothèses d'articulation doit avoir une rigidité et une résistance mécanique qui suffisent au support indépendant de la charge appliquée sans l'assistance de l'os formé par croissance. La résistance mécanique des polymères connus provient de l'os formé par croissance. Le revêtement thermoplastique poreux pour application biomédicale selon l'invention a une résistance mécanique analogue à celle de l'os.

Les caractéristiques et avantages de l'invention ressortiront mieux de la description qui va suivre, faite en référence aux dessins annexés sur lesquels :

la fig. 1 est une vue en plan de la tige et de la rotule d'une prothèse totale de hanche ayant un revêtement de matière thermoplastique poreuse pour application biomédicale;

la fig. 2 est une vue en plan d'un implant en forme de lame portant un revêtement d'une matière thermoplastique poreuse pour application biomédicale, sur sa lame;

la fig. 3 est une élévation d'un autre implant dont la lame est revêtue de la matière thermoplastique poreuse pour application biomédicale;

la fig. 4 est une vue en plan d'un clou intramédullaire destiné à former une broche interne, ayant sur toute sa longueur un revêtement d'une matière poreuse thermoplastique pour application biomédicale;

la fig. 5 est une vue en plan d'une prothèse formée entièrement d'une matière thermoplastique poreuse pour application biomédicale; et la fig. 6 est un graphique représentant la relation entre la résistance au cisaillement interfacial et le temps d'implantation de plusieurs matières poreuses.

On se réfère d'abord à la fig. 1 qui représente une prothèse 10 formant une hanche totale et comprenant un organe 12 à tige et rotule et une coupelle 14. La tige de l'organe 12 est revêtue sur toute sa surface d'un revêtement thermoplastique poreux 16 pour application médicale. Bien que la tige soit représentée sur la fig. 1 comme étant pleine, avec une gorge 18 sur une partie de sa longueur au moins, elle peut comporter des orifices, des arêtes ou d'autres configurations formant des emplacements revêtus favorisant la croissance des tissus et assurant un ancrage robuste au squelette. La coupelle 14 est revêtue de manière analogue à sa face externe de la matière thermoplastique poreuse 16. Le col 20, la rotule 22 et la face interne de la coupelle 24 n'ont évidemment pas de revêtement.

Les fig. 2 et 3 représentent des implants 26 et 28 disponibles dans le commerce, qui peuvent être réalisés avec diverses configurations et sont destinés à supporter des groupes de dents artificielles. Ces dispositifs sont habituellement formés d'alliage de cobalt ou de titane et ils sont introduits dans des fentes découpées dans l'arête alvéolaire. Des plots 30 et 32 dépassent dans la cavité orale et sont utilisés pour l'ancrage des dents artificielles. Comme indiqué, les tiges 34 et 36 peuvent être revêtues de la matière thermoplastique poreuse et peuvent assurer la croissance des os et la fixation robuste de la prothèse dans le maxillaire.

La fig. 4 représente un clou intramédullaire 38 ayant un revêtement 40 de matière thermoplastique sur toute sa longueur.

Ces clous sont placés dans le canal médullaire des os longs tels que les fémurs et ils sont habituellement limités au tiers médian de ces os. Ces clous sont coincés longitudinalement dans le canal médullaire et ils prennent appui contre l'intérieur du cortex.

Enfin, la fig. 5 est une vue en plan d'un implant poreux 42 qui peut être utilisé pour la reconstitution de l'arête alvéolaire du maxillaire. Ainsi, la reconstitution de l'arête peut être réalisée à l'aide d'un implant thermoplastique interne poreux ou plein, sans élément fonctionnel de support de charge, moulé ou courbé à la configuration anatomique voulue.

La fig. 6 est un graphique représentant la relation entre la résistance au cisaillement interfacial et le temps exprimé en semaines, dans le cas de tiges intramédullaires trochantériens implantées de polysulfone poreuse, de titane poreux et de polyéthylène poreux. La polysulfone poreuse est préparée selon l'invention et elle a les caractéristiques physiques indiquées précédemment pour les matières thermoplastiques pour application médicale. Les résultats des implants de polyéthylène et de titane poreux sont ceux d'autres chercheurs. Dans tous les cas, les tiges sont implantées dans des chiens, selon les techniques chirurgicales bien connues.

Bien que tous ces essais soient réalisés de la même manière chez les chiens, il est possible que les résultats varient dans une certaine mesure, étant donné les différences entre les procédures d'implantation et d'essai mécanique utilisées par les divers chercheurs. Cependant, ces variations ne sont pas suffisamment grandes pour que la comparaison soit impossible. Un fait particulièrement intéressant est que la résistance au cisaillement interfacial de la polysulfone poreuse est suffisamment élevée après deux semaines seulement (1,04-10® Pa) pour qu'elle puisse supporter la charge statique et la plupart des charges dynamiques qui peuvent être appliquées à la prothèse de la hanche par un patient, juste après l'opération. Ce type de résultat montre ainsi l'aptitude de la polysulfone à supporter des poids peu après l'opération, alors que le polyéthylène poreux haute densité a une résistance au cisaillement interfacial qui n'est que le tiers de celle de la polysulfone. En fait, ce n'est qu'après de longues périodes que le polyéthylène haute densité parvient à la valeur donnée à la polysulfone après deux semaines, et il est loin de donner la résistance finale au cisaillement obtenue avec la polysulfone.

Comme indiqué précédemment, les matières utilisées selon l'invention sont appelées matières thermoplastiques pour applications biomédicales. Il s'agit de matières originales, car elles combinent les possibilités du traitement à l'état fondu avec une résistance mécanique, une rigidité, une résistance au fluage, une ténacité et une possibilité de stérilisation à la vapeur d'eau qui sont excellentes. L'incorporation de fibres de verre, de carbone ou de matière organique dans la matière thermoplastique améliore les caractéristiques mécaniques et de support de charge. Ces matières ont un module global de flexion ou de traction qui est compris entre 1,72-109 et 3,45-109 Pa. Les produits armés de fibres ont des modules pouvant atteindre 2,07 • 1010 Pa suivant la nature des fibres et la charge. Ces valeurs du module constituent la plage intermédiaire nécessaire au support initial après l'opération et à la stabilité à long terme des prothèses implantées dans les zones de charge élevée, ancrées par croissance interne des os.

Chacune de ces matières forme des revêtements ou des objets cohérents ayant les propriétés physiques indiquées précédemment. Des exemples de matières sont les polysulfones telles que la polyphénylsulfone, la polyéthersulfone, les polyarylsulfones et analogues, le sulfure de polyphénylène, le polyacétal, les polyesters thermoplastiques tels que les polycarbonates polyesters aromatiques, les polyamides aromatiques, les polyamide-imides aromatiques, les polyimides thermoplastiques et les polyaryléther-cétones, les polyaryléthernitriles, les polyhydroxyéthers aromatiques et analogues. Les matières les plus avantageuses selon l'invention sont les polysulfones aromatiques. Celles-ci contiennent des motifs récurrents de formule:

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dans laquelle Ar est un radical aromatique bivalent ayant au moins un motif de structure:

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dans laquelle Y représente de l'oxygène, du soufre ou le résidu radicalaire d'un diol aromatique tel qu'un 4,4-bis-(p-hydroxyphé-nyl)alcane. Des résines thermoplastiques de polyarylène polyé-thersulfones particulièrement avantageuses sont celles qui ont des 10 motifs récurrents de structure:

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dans laquelle n est compris entre 10 et 500. De telles matières sont disponibles dans le commerce auprès de Union Carbide Corporation sous la marque polysulfone Udel P-1700 et P-3703. Ces matières diffèrent en ce que le poids moléculaire de la matière P- 20 3703 est inférieur à celui de l'autre. D'autres matières utiles sont Astrel 360 qui est une polysulfone de 3M Corporation, la polysulfone 200P de ICI et la polyphénylsulfone Radei de l'Union Carbide Corporation. Certaines matières thermoplastiques cristallines pour application biomédicale telles que le Stilan de Raychem 2s Corporation, Polyarylene et Phenoxy A de Union Carbide Corporation sont aussi utiles.

En pratique, les prothèses selon l'invention ayant un élément fonctionnel interne de support de charge, ou existant sous forme de dispositifs de configuration anatomique qui sont cohérents, 30 sont avantageusement préparées suivant un ou plusieurs procédés. Selon l'un des procédés, le revêtement ou l'objet peut être formé par une technique de frittage selon laquelle les particules de la matière thermoplastique sont chauffées pendant un temps et à une température qui suffisent au frittage, c'est-à-dire à l'association 35 des particules par fusion en un ou plusieurs points de contact, l'ensemble formant une matière composite poreuse continue de matière thermoplastique. Selon un second procédé, le revêtement ou l'objet peut être formé par un procédé qui comprend la formation d'une mousse dense de la matière thermoplastique normale- 40 ment solide. Ce second procédé, qui peut être considéré comme une technique de formation d'une pâte de mousse, est particulièrement utile pour la préparation des matières poreuses. Cependant, son utilisation est limitée aux polysulfones et aux polyhy-droxyéthers aromatiques Phenoxy A précités. 45

Les blocs et revêtements thermoplastiques poreux pour application biomédicale, préparés par ces procédés, ont des modules de valeur intermédiaire, une résistance mécanique élevée et une résistance élevée au fluage. Ils peuvent être fabriqués de façon originale avec des porosités totales et des dimensions de pores 50 élevées, et cependant avec les caractéristiques de résistance mécanique et biomédicale qu'on a observées comme étant nécessaires à la réparation des os, ainsi qu'à la fixation et à la stabilisation des prothèses. Ainsi, une polysulfone frittée ayant une dimension moyenne de pores de 200 jjl, et une porosité de 53%, a une résis- 55 tance à la flexion de 1,38-107 Pa et un module de flexion de 4,14-108 Pa.

Des échantillons de mousse ayant une porosité de 70% possèdent un module de flexion d'environ 6,9 • 108 Pa. Cette valeur s'élève jusqu'à 5,5 • 109 Pa avec introduction de 30% en poids de 60 fibres de carbone.

On constate qu'on peut fritter toutes les matières thermoplastiques pour application biomédicale par mise en œuvre du premier procédé, avec un réglage précis de la température, du temps et de la pression. Ainsi, la polysulfone Udel P-1700 peut être frittée de m manière satisfaisante à 245° C environ, et la polysulfone Radei est en général frittée à 285° C environ. Pour des températures, des durées et des pressions convenables, les autres matières thermoplastiques peuvent aussi être frittées sous forme d'un produit poreux convenant à l'application prévue. On note cependant, et en particulier pour la préparation des revêtements et objets selon l'invention, que les propriétés optimales peuvent être obtenues d'une manière facile et originale par sélection convenable à la fois de la dimension particulaire et de la distribution des poids moléculaires.

Comme indiqué précédemment, les propriétés voulues sont présentées par les prothèses lorsque la matière thermoplastique a une porosité d'environ 50% et, de préférence, comprise entre 40 et 70%. La porosité est influencée par la dimension particulaire utilisée pour le frittage. Cette dimension particulaire a aussi une influence sur la résistance mécanique des matières poreuses frittées. Les grosses particules provoquent l'apparition de pores de grande dimension alors que les petites particules accroissent la résistance mécanique par augmentation de la zone de fusion des particules.

On note que le module d'une matière poreuse peut être prévu par l'équation de Kerner ou par une équation modifiée de Halpin-Tsai. En conséquence, lorsqu'on veut obtenir par exemple une matière dont la porosité est de 55% et dont le module d'élasticité dépasse 2,76-108 Pa, il faut que le module du polymère de départ dépasse 1,38 • 109 Pa. Ainsi, la plupart des polypropylènes et tous les polyéthylènes haute densité ne peuvent pas former une matière à 55% de porosité dont le module est égal à 2,76-108 Pa.

D'autre part, comme le module de la polysulfone pleine dépasse 2,35 • 109 Pa, une matière à 55% de porosité et de module supérieur à 4,83 • 108 Pa peut être formée.

Bien que la prédiction du module d'une matière thermoplastique de porosité voulue soit possible, il n'existe pas de procédé simple permettant la fabrication d'une matière dont les valeurs sont proches des valeurs prévues et qui soit utile pour les dispositifs selon l'invention. On constate cependant de manière tout à fait imprévue que le degré voulu de porosité peut être obtenu sans réduction des propriétés mécaniques par sélection convenable de la dimension particulaire, de la distribution des poids moléculaires et des conditions de frittage. Ces trois paramètres sont reliés et nécessaires à l'obtention d'un objet ou revêtement ayant les caractéristiques voulues. Ainsi, le temps et la température de frittage donnant la répartition voulue de la dimension des pores peuvent ne pas donner le module voulu d'élasticité et/ou la résistance voulue à la traction. La granulométrie de la matière initiale, le temps et la température de frittage doivent être réglés pour l'obtention de l'équilibre voulu entre la porosité, la dimension des pores et les propriétés mécaniques.

Il faut noter en ce qui concerne la granulométrie qu'un mélange de matières thermoplastiques ayant deux ou plusieurs dimensions différentes donne une matière frittée qui satisfait mieux aux critères de porosité et mécaniques nécessaires à la réalisation de prothèses satisfaisantes d'une matière ayant une seule dimension.

En pratique, un mélange de dimensions particulaires dans lequel le rapport des diamètres particulaires est compris entre 7/1 et 5/1 est acceptable. Des dimensions particulaires comprises entre 300 et 50 n sont particulièrement avantageuses. Ainsi, un mélange de particules retenues par un tamis à orifices de 297 |i et passant par un tamis à orifices de 53 |i forme des revêtements et des objets ayant la porosité et les caractéristiques biomécaniques voulues. On constate aussi qu'on peut obtenir des résultats optimaux lorsque la granulométrie est comprise entre 40 et 60% en poids.

Comme indiqué, les conditions de frittage sont aussi importantes pour l'obtention des propriétés voulues. Le frittage est réalisé par chargement dans un moule métallique d'une poudre et par chauffage du moule à une température prédéterminée de frittage Ts qui est supérieure à la température de transition vitreuse Tg et inférieure à la température de fusion ou de traitement à l'état fondu Tm, c'est-à-dire Tg<Ts<Tm. La température de frittage est maintenue à une valeur constante pendant un temps

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donné t. Aucune pression autre que celle qui est provoquée par la différence des coefficients de dilatation thermique n'est pratiquement appliquée. L'application d'une pression à la température Ts provoque la fusion de la matière. Ce comportement indique que, lorsqu'une pression est appliquée, on doit utiliser des températures plus faibles et des durées plus faibles pour l'obtention de la porosité voulue dans les éléments frittés. Les expériences sont mises en œuvre et sont décrites dans les exemples qui suivent afin qu'elles montrent les effets des conditions de frittage sur la dimension des pores, la porosité et les propriétés de traction de la matière plastique poreuse frittée pour diverses granulométries et diverses distributions dé poids moléculaire.

Selon le second procédé, on constate que, comme certaines matières thermoplastiques pour applications biomédicales sont solubles dans des solvants organiques à faible température d'ébul-lition, une technique de formation d'une mousse dans un solvant peut être utilisée pour le moulage de revêtements de mousse poreuse à cellules ouvertes sur des prothèses ou pour la préparation d'objets de mousse. Les objets et revêtements poreux de mousse présentent des avantages sur les objets et revêtements poreux frittés, car les porosités peuvent être plus élevées pour des résistances plus élevées, étant donné la très grande continuité des parois des pores obtenue par le procédé de formation de mousse. En outre, les températures de fabrication sont faibles, étant donné les effets plastifiants du solvant sur la matière thermoplastique. Cette technique ne convient pas au Téflon, au polyéthylène et au polypropylène considérés comme des matières avantageuses par la technique antérieure.

Cette technique de formation d'une mousse à l'aide d'un solvant, permettant la réalisation d'objets de mousse de faible poids spécifique, comprend les étapes suivantes :

a) le mélange d'au moins une matière thermoplastique normalement solide pour application médicale avec 25 à 80 parties, pour 100 parties en poids, d'un solvant organique normalement liquide ayant un paramètre de solubilité 5 différant de moins de (1,3 cal/cm3)0-5 de celui de la matière thermoplastique, ou avec un mélange de solvants organiques normalement liquides ayant le même paramètre de solubilité,

b) le mélange de la matière obtenue dans la première étape avec au moins 1 partie en poids environ d'eau, pour 100 parties en poids de matière thermoplastique, si bien qu'il se forme une pâte d'un hydrogel non collant,

c) la mise en forme de la pâte d'hydrogel obtenue dans l'étape précédente,

d) l'évaporation du solvant et de l'eau, et e) l'obtention d'un objet formé d'une mousse de résine. On constate que la mousse préparée de cette manière a à la fois la porosité et les propriétés biomécaniques voulues.

On note cependant que les valeurs des paramètres de solubilité des solvants organiques normalement liquides utilisés sont primordiales, comme indiqué par le fait que, pour une résine thermoplastique avantageuse telle que la polysulfone indiquée précédemment, il existe une différence très nette entre des isomères de solvants de structure analogue. Par exemple, la polysulfone précitée, qui a un paramètre de solubilité calculé égal à 10,55, est soluble dans le 1,1,2-trichloréthane, dont le paramètre de solubilité est de 1,18, mais est insoluble dans le 1,1,1-trichloréthane,

dont le paramètre de solubilité est de 8,57. Cependant, un mélange des solvants organiques qui ne donnent pas satisfaction individuellement peut être utilisé dans la mesure où le paramètre moyen de solubilité du mélange diffère de moins de (1,3 cal/cm3)0,5 de celui de la résine traitée. En outre, lorsque la température Tg du polymère qui doit être prolongée pendant nellement élevée, la plasticité du gel peut être prolongée pendant l'étape de formation de mousse par utilisation d'un mélange de solvants dont l'un doit avoir une température d'ébullition élevée. Par exemple, alors que l'éthanol ou le 1,1,1-trichloréthane ne peut pas être utilisé séparément avec la polysulfone indiquée précédemment, un mélange de parties égales en volume d'éthanol et de 1,1,1-trichloréthane peut être utilisé. D'autres combinaisons qui donnent satisfaction sous forme de solvants organiques de la polysulfone sont les suivantes:

95% de chloroforme et 5% d'eau

85% de chlorure de méthylène, 20% d'éthanol et 5% d'eau

95% de tétrahydrofuranne et 5% d'eau

75% de chlorure de méthylène, 10% d'acétone, 10% d'éthanol et 5% d'eau, et

80% de cyclohexanone, 15% d'éthanol et 5% d'eau.

La quantité d'eau ajoutée n'est pas primordiale, mais elle est en général d'au moins 1 partie pour 100 parties en poids de résine. Il n'existe pas de quantité maximale, car l'excès d'eau se sépare de la masse pâteuse et forme une phase séparée. Etant donné cette séparation des phases, lorsque le solvant utilisé n'est pas miscible pour l'essentiel à la phase aqueuse, l'excès d'eau constitue une protection qui empêche une perte rapide de solvant du polymère plastifié. Cette caractéristique permet l'exposition du gel polymère plastifié dans un récipient ouvert lors de la manipulation et du transfert sans enveloppe étanche. Dans ce mode de réalisation, le mélange polymère peut être facilement transféré d'un récipient à un autre et peut être mis en forme et moulé ou travaillé d'une autre manière sans utilisation d'agent de démoulage qui peut introduire des impuretés. Un appareil simple de mélange connu des hommes du métier suffit au mélange de l'eau à la matière comprenant la résine thermoplastique et le solvant organique liquide. Les hydrogels résultants peuvent être utilisés immédiatement ou, le cas échéant, conservés indéfiniment sous l'eau puis récupérés et utilisés sans autre traitement.

Le solvant organique, lorsqu'il a diffusé dans la résine polymère, a deux rôles, à savoir la formation d'un gel retenant une concentration déterminée de solvant sous forme plastifiée, et la constitution d'un agent de moussage ou porogène, à une température et une viscosité bien inférieures à celles qui seraient nécessaires à la formation de la mousse du polymère original non plastifié avec un agent de moussage ou porogène gazeux classique. Aux températures de formation de mousse de 165 à 200° C nécessaires aux polysulfones, la plus grande partie des solvants organiques couramment utilisés diffuse hors du mélange polymère trop rapidement pour que la résine puisse gonfler convenablement. Pendant l'opération de gonflage, l'eau présente dans l'hydrógel est aussi chassée avec le solvant organique normalement utile. Ainsi, bien que la température de transition du second ordre Tg du polymère ainsi traité soit abaissée et facilite le traitement du polymère à une température réduite, le solvant organique liquide et l'eau, qui sont fugaces, laissent, après retrait de la résine polymère, un objet sous forme d'une mousse ayant les propriétés physiques de la résine originale avant le traitement. Cette caractéristique est très importante dans le cas des polymères dont le traitement est difficile étant donné leurs propriétés viscoélastiques et rhéologiques ou leur instabilité thermique.

La large plage de conditions permettant la mise en œuvre de l'opération de moussage selon ce procédé est aussi tout à fait surprenante. Par exemple, bien qu'on puisse utiliser l'opération de moussage à température élevée, on peut aussi utiliser avantageusement des températures de l'autre extrémité de la plage, c'est-à-dire la température ambiante, ou disposer de l'hydrogel dans un dispositif sous vide, par exemple une étuve sous vide et avec des solvants organiques très peu volatils tels que le chlorure de méthylène, le retrait du solvant et de l'eau étant facile en un temps relativement court.

Comme indiqué précédemment, l'invention concerne aussi des prothèses qui n'ont pas d'éléments internes fonctionnels séparés de support de charge, la matière thermoplastique ayant une intégrité mécanique suffisante. Ainsi, on peut sculpter un bloc poreux à la configuration anatomique voulue et on peut l'utiliser pour l'augmentation des arêtes alvéolaires des maxillaires atro5

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phiés et des profils faciaux déficients, dans les zones zygoma-tiques, du menton et des bords mandibulares. D'autres dispositifs peuvent comprendre des ponts et des capuchons (utilisés pour le contrôle de la croissance externe des os chez les amputés) formés soit totalement de la matière thermoplastique poreuse, soit de polymères massifs ou de métaux revêtus de la matière thermoplastique, ces polymères étant armés ou non. Le dispositif utilisé pour la reconstitution de l'arête alvéolaire, représentée sur la fig. 5, est préparé à partir d'une matière composite thermoplastique poreuse pour application biomédicale, par moulage et/ou sculpture d'un bloc de matière composite, à la configuration voulue.

La matière thermoplastique poreuse peut aussi être sculptée à des configurations anatomiques sans destruction ou affaissement de la porosité de surface. Des ponts et capuchons d'os et d'autres implânts de dimension fixée préalablement peuvent être usinés sans destruction de la porosité et de la surface de la matière thermoplastique poreuse. Le polypropylène, le polyéthylène haute densité et le polytétrafluoréthylène poreux présentent un fluage et forment des bavures lors des opérations de sculpture et d'usinage.

La résistance mécanique élevée et le faible fluage des matières thermoplastiques pour applications biomédicales, armées ou non, assurent la transmission des charges aux éléments de support de charge des prothèses et implants. Pour cette raison, des prothèses peuvent comporter un système composite d'éléments de support de charge formés d'une matière thermoplastique pour application biomédicale et des surfaces d'articulation, avec des revêtements thermoplastiques poreux dans des zones dans lesquelles la fixation du système musculaire et osseux est souhaitable. Les matières thermoplastiques pour applications biomédicales restent tenaces après leur renforcement par des charges d'armature, alors que les polyoléfines telles que le polyéthylène haute densité deviennent fragiles pour des charges élevées de fibres. Des prothèses d'articulation et des ponts montrent la mise en œuvre de ce principe.

Certains implants sont très utiles, car ils donnent une résistance interfaciale élevée entre l'élément massif de support de charge et le revêtement poreux lorsque des matières identiques sont combinées dans la reconstruction. Ces combinaisons ne peuvent pas être réalisées avec les polyoléfines, étant donné les mauvaises caractéristiques mécaniques de ces matières, ni avec les céramiques ou les métaux, étant donné que les revêtements poreux ne sont pas compatibles biomécaniquement avec ces matières.

Dans les prothèses d'articulation dans lesquelles la matière thermoplastique doit aussi former la surface d'articulation, il est souvent souhaitable que des additifs accroissant la résistance à l'usure et à l'abrasion de la matière composite soient incorporés. Des fibres de carbone et de graphite, le Téflon, le bisulfure de molybdène sont des additifs utiles qui donnent aux matières thermoplastiques selon l'invention une résistance à l'usure supérieure ou égale à celle des matières autolubrifiées couramment utilisées dans les prothèses d'articulation disponibles dans le commerce.

Au cours d'essais d'usure de tourillons (dans les conditions de la norme ASTM-D1242, 1400 h, 110 ppm, 22,27 N sur le bras de levier), on obtient les résultats comparatifs suivants :

Echantillon Perte en poids

(g)

Polyéthylène haute densité (témoin) 0,0806

Polypropylène (témoin) 0,0404

Polysulfone Udel 0,2794

Udel+20% de fibres de carbone 0,0362

Udel+20% de graphite 0,0324

Les compositions contenant les fibres de carbone sont avantageuses pour le moulage par injection ou l'usinage de prothèses articulées, telles que des éléments glénoïdes, tibiaux, et de coupelles acétabulaires de prothèses totales du genou et de l'épaule.

Dans un autre mode de réalisation de l'invention, des polymères réactifs silyliques, tels qu'une polysulfone à groupe silylique réactif, sont utilisés pour la liaison des revêtements polymères poreux à des substrats métalliques. Les résines de polysulfone réactive silylique PSF-SR ont trois caractéristiques importantes: d'abord, la présence de groupes terminaux silane hydrolysables donne une bonne caractéristique d'accrochage sur les surfaces métalliques; ensuite, les résines PSF-SR ont une faible viscosité à l'état fondu (ou en solution), facilitant beaucoup le mouillage lors de la formation des liaisons par adhérence; enfin, elles constituent des adhésifs polymères qui n'ont aucune solubilité dans les fluides physiologiques et qui n'ont donc pas d'effet biologique ou toxico-logique après implantation.

L'élément fonctionnel de support de charge des prothèses selon l'invention peut être formé de divers métaux et alliages connus dans la technique. Bien que le titane et le tantale soient pour l'essentiel les seuls métaux purs considérés comme sûrs dans les applications internes, divers alliages sont aussi acceptés de façon générale. Des aciers inoxydables, des alliages à base de cobalt et des alliages à base de titane sont tous bien tolérés par le corps et résistent bien à la corrosion, tout en permettant une mise à la forme voulue.

Exemple 1 :

Cet exemple concerne l'effet des conditions de frittage sur la dimension des pores.

Dans cette expérience, on réalise des moules simples à partir d'un tube d'acier de 9,5 mm de diamètre externe. On découpe le tube à une longueur de 152 mm et on place des bouchons filetés d'extrémité. L'épaisseur de la paroi du tube est d'environ 0,97 mm. L'élément fritté résultant de matière plastique a un diamètre de 7,6 mm et une longueur de 152 mm. Il s'agit d'une dimension commode pour des échantillons caractérisant les propriétés de traction.

De la poudre du polymère PSF-3703 ayant la granulométrie indiquée dans le tableau I est utilisée. Cette matière est frittée de la manière suivante. La poudre est tassée dans un moule et celui-ci est alors mis dans un bain d'huile à 220° C pendant des temps différents compris entre 10 et 30 mn. La tige obtenue a un diamètre de 7,6 mm et on la découpe alors à une longueur d'échantillon de 71,1 mm.

On détermine alors la distribution des dimensions des pores de connexion par porosimétrie par introduction de mercure. Les résultats figurent dans le tableau I. La dimension caractéristique des pores est indiquée sous forme du pourcentage de pores supérieurs ou égaux à 132 n. Lorsque le temps augmente de 10 à 30 mn pour une température donnée, le nombre de pores de diamètre supérieur à 132 n augmente. Cependant, lorsque la matière est maintenue à 220° C pendant plus de 30 mn, l'échantillon obtenu n'est plus poreux. D'autre part, lorsque la matière est exposée à la température pendant moins de 10 mn, le frittage est faible ou nul. Ainsi, pour l'obtention d'une dimension voulue de pores, il existe un temps optimal pour une température donnée, une température optimale pour une dimension particulaire donnée et une distribution donnée des poids moléculaires.

(Tableau en tête de la colonne suivante)

Exemple 2:

Cet exemple concerne l'effet du poids moléculaire sur le frittage.

On effectue l'expérience suivante qui montre l'effet des queues à faible poids moléculaire sur les conditions de frittage et les propriétés mécaniques obtenues. Le polymère PSF-3703 est plastifié par addition de 0,5 et 1,0% en poids de diphénylsulfone. Le mélange est réalisé à l'extrudeuse de laboratoire Egan de

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Tableau I

% sur tamis à orifices de

Distribution

500 n

_

420 n traces

297 ji

-

250 n

14,0

177 n

50,0

149 n

18,0

105 n

10,0

63 |x

4,0

<63 (j.

4,0

Temps de frittage à 220° C

Porosité en volume (%)

(mn)

>132 n

10

49,4

12

52,6

14

56,5

16

58,1

18

61,8

20

69,5

30

75,4

25,4 mm. Le polymère plastifié est alors broyé en poudre dans un broyeur de laboratoire Wedco. La poudre obtenue est frittée sous forme de tiges poreuses de 7,6 mm de diamètre et 152 mm de longueur. On mesure les propriétés mécaniques à la traction des tiges.

Le tableau II indique les propriétés mécaniques des matières poreuses obtenues après frittage pendant 20 mn à diverses températures. La matière qui contient 1% en poids de diphénylsulfone est frittée faiblement à 200° C, alors que l'autre matière ne se fritte pas à cette température. Dans tous les cas, lorsque la température de frittage augmente, la matière plastifiée a des propriétés mécaniques supérieures sous forme frittée et poreuse. Il est évident que l'addition de polysulfone (ou d'une espèce analogue de faible poids moléculaire) permet le réglage des conditions de frittage. Plus précisément, on peut utiliser des cycles de frittage de durée réduite à une température donnée, ou des températures plus faibles pour une durée donnée.

Exemple 3:

Cet exemple concerne la préparation de prothèses revêtues d'une matière thermoplastique poreuse pour application biomédicale.

On revêt la tige d'un élément fémoral canin de Richards Manufacturing par trempage dans une solution à 10% de polymère PSF-SR dans du chlorure de méthylène, puis on sèche à l'air

Tableau II:

Propriétés physiques et de résistance à la traction du polymère PSF 3703 fritté et additionné de diphénylsulfone

Echantillon Diphénylsulfone Temps Temp. Porosité Résistance Allongement Module ajoutée (mn) (°C) (%) à la traction à la rupture d'élasticité

(%) (Pa) (%) (108 Pa)

1 0 20 200 51 -1

2 0,5 20 200 51

3 1,0 20 200 52 2,5.105 0,30 0,83

4 0 20 210 52 7,04.105 0,80 1,05

5 0,5 20 210 52 9,25.105 0,76 1,49

6 1,0 20 210 53 8,77.105 0,71 1,42

7 0 20 220 51 3,32.10e 1,78 2,46

8 0,5 20 220 52 3,84.106 1,40 3,37

9 1,0 20 220 51 4,72.10« 1,50 3,84

10 0 20 230 50 8,08.106 1,80 5,58

11 0,5 20 230 52 9,04.106 2,30 5,24

12 1,0 20 230 51 6,97.10e 1,00 6,75

1 Les échantillons se brisent immédiatement, si bien que les résultats ne peuvent pas être enregistrés.

et on cuit à 110°C pendant 1 h. On revêt alors la tige de la prothèse par trempage dans une solution à 15% de polymère P-3703 dans du tétrahydrofuranne et, lorsque la matière est collante, on saupoudre avec de la poudre du polymère P-3703. La prothèse ayant ainsi une couche d'accrochage est alors disposée dans un moule d'aluminium de forme effilée dont la cavité reproduit la partie de la tige de l'élément fémoral, avec une tolérance de 2,5 mm. On remplit la cavité de poudre du polymère P-3703 sans tasser, puis on ferme à la partie inférieure et on place au bain d'huile à 215° C pendant 24 mn. Après refroidissement, on retire la prothèse. La tige a un revêtement de polysulfone poreuse qui adhère bien.

Exemple 4:

Cet exemple concerne la préparation d'un objet de matière thermoplastique poreuse pour application biomédicale.

On ajoute 319,2 g de chlorure de méthylène sous agitation à 400 g de polysulfone Udel P-1700 dans un flacon à grande embouchure de 3,81. On ferme le flacon et on laisse reposer à température ambiante pendant 16 h. On obtient un gel brun de polysulfone et de chlorure de méthylène auquel on ajoute 558 g d'eau en mélangeant. Le gel devient blanc. Ces proportions 55 donnent un mélange pâteux normalisé SDM. On met une partie de 30 g de ce mélange SDM à une configuration voulue à température ambiante par compression à la main dans une plaque métallique d'aluminium de 203 x 203 x 3,2 mm ayant un trou circulaire de 124 mm de diamètre. L'élément pâteux préformé 60 obtenu est alors placé à 155°C dans un moule télescopique chauffé d'aluminium comprenant un disque supérieur de 127 mm fixé au plateau supérieur d'une presse et glissant dans une bague de manière qu'il se rapproche d'un autre disque de 127 mm d'aluminium placé dans la bague. La bague et le disque inférieur «s ne sont pas fixés au plateau inférieur de la presse.

Après introduction de l'élément préformé, la presse est fermée, si bien que les deux surfaces des disques peuvent comprimer la pâte à une pression de 3,45 • 10s Pa. Pendant les 15 à 25 s sui-

9

621 059

vantes, la pression s'élève étant donné la volatilisation des solvants. La pression atteint 1,05 • 106 Pa et on ouvre lentement le presse à ce moment, afin que la pression soit maintenue entre 8,63-105 et 1,04-106 Pa. La réduction de la pression permet le déplacement des surfaces du moule et provoque une expansion de celui-ci avec libération de vapeur de solvant et de vapeur d'eau du moule et expansion du polymère. Pendant le temps de repos dans le moule, la perte de vapeur d'eau et de solvant continue et réduit la pression à 3,45 ■ 105 Pa et même moins. Après 4 mn au total, on ouvre le moule et on retire le disque de mousse. Celui-ci a des surfaces lisses des deux côtés et un poids spécifique de 0,19 g/cm3, les surfaces indiquant, après usinage, un réseau à pores ouverts, le disque pouvant être découpé à la configuration voulue.

Exemple 5:

Cet exemple concerne des mesures de résistance au cisaillement de matières thermoplastiques poreuses pour applications biomédicales.

On revêt des plaques d'acier inoxydable de 1,59 x 25,4 x 102 mm (type 304) par trempage dans une solution à 10% du polymère PSF-SR dans du chlorure de méthylène. Le polymère a un indice R.V. de 0,45. Après séchage à l'air pendant 1 h puis séchage à l'étuve pendant 10 mn à 110° C, les échantillons sont revêtus par trempage dans une solution à 15% en poids du polymère P-3703, qui est une polysulfone de poids moléculaire plus faible, dans du chlorure de méthylène, puis il est séché à l'air pendant 1 h et séché à l'étuve à 110°C pendant 15 mn. Les échantillons sont alors cuits à l'étuve à circulation d'air chaud pendant 5 mn à 245° C puis retirés et immédiatement revêtus d'une poudre de 0,420 mm de polysulfone P-3703, à l'aide d'un tamis secoué. Les échantillons sont alors serrés l'un sur l'autre afin qu'ils forment des échantillons d'essai de cisaillement par recouvrement, et on les place dans une étuve à circulation d'air chaud à 240° C pendant 0,5 h afin qu'ils s'associent par fusion. On répète l'opération, mais on tamise la seule poudre de polymère P-1700, de dimension particulaire inférieure à 420 jx, sur les plaques chaudes d'échantillons ayant la couche d'accrochage. On essaie alors les échantillons par cisaillement des parties qui se recouvrent suivant la méthode de la norme ASTM D1002-72. Le tableau III indique les résultats obtenus.

Tableau III

Matière

Résistance au

Nature de la thermoplastique cisaillement défaillance

(Pa)

P-3703

1.10.107

cohésive

P-3703

9,91.10®

cohésive

P-1700

9,71.10®

cohésive

P-1700

9,25.10®

cohésive

Exemple 6:

Cet exemple concerne les mesures de résistance au cisaillement des matières thermoplastiques poreuses armées pour applications biomédicales.

On lave des bandes d'acier inoxydable 304 de 1,59 x 25,4 x 102 mm dans de l'hexane puis de l'isopropanol, et on sèche. On revêt les bandes par trempage dans une solution à 10% en poids de polysulfone SR (R.V.=0,77) dans du chlorure de méthylène avec un moteur mécanique de trempage qui donne une vitesse uniforme de retrait de la solution de la bande d'acier, correspondant à 102 mm pour 1,5 mn. Les échantillons sèchent à l'air à température ambiante pendant 2 h, puis sont cuits à l'étuve à l'air chaud à diverses températures pendant 0,5 h. Après séchage, les échantillons sont séparés par des cales de 4,76 mm, serrés l'un contre l'autre, et une pâte chargée de fibres de carbone comprenant la polysulfone, CH2CI2 et H2O, est placée entre les plaques d'acier inoxydable. On dispose l'ensemble dans une étuve à circulation d'air chaud à 150° C pendant 15 mn afin que la pâte forme une mousse et se colle aux plaques métalliques. On essaie alors les échantillons pour la détermination du cisaillement dans les parties de recouvrement suivant la norme ASTM D1002-72. Les résultats obtenus figurent dans le tableau IV.

Tableau IV

Température de dur- Résistance au Nature de la cissement du cisaillement (Pa) défaillance revêtement (°C)

Température ambiante, air sec 1,69.10® adhésive

190° C, 10 mn 2,96.10® adhésive 25%

cohésive 75%

240° C, 10 mn 3,06.10® cohésive

On répète le procédé pour le revêtement de bandes identiques d'acier inoxydable avec une solution à 10% en poids de polysulfone P-1700 dans du chlorure de méthylène. Les résultats obtenus figurent dans le tableau V.

Tableau V

Température de Résistance au Nature de la durcissement du cisaillement (Pa) défaillance revêtement (°C)

Température ambiante, air sec le revêtement pèle

190° C, 10 mn 7,81.105 adhésive

240° C, 10 mn 2,35.10® cohésive

320° C, 10 mn 2,83.10® cohésive

Cet exemple donne des résultats comparatifs portant sur le module de fluage de diverses matières thermoplastiques.

Le tableau VI contient des sonnées compilées afin qu'elles montrent les différences entre le module de fluage à 75° C des matières thermoplastiques pour applications biomédicales et pour d'autres matières.

Tableau VI

Matière

Contrainte

Module apparent de

initiale fluage (10® Pa)

appliquée

(Pa)

lh 100 h 1000 h

Matière plastique selon l'invention

Astrel 3601

5,66.107

18,8

9,42

ICI 300 P1

2,76.107

2,41

2,21

2,14

Udel P-17001

2,76.107

2,36

2,35

2,24

Lexan 141-1112

2.07.107

2,36

2,21

2,14

Autres matières

Diaken MG 102 3 .

1,00.107

2,66

1,86

ND

Marlex 60504

1,04.107

0,21

0,05

ND

Stamylan 93094

0,74.107

1,17

0,55

0,21

Profax 64235

1,04.107

0,72

0,40

0,26

Propathene GWM 2015

0,50.107

0,72

0,39

0,28

1 Polysulfone 4 Polyéthylène haute densité

2 Polycarbonate 5 Polypropylène 3PMMA

5

10

15

20

25

30

35

40

45

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55

60

65

R

1 feuille dessins

Claims

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1. Dispositif prothétique consistant au moins partiellement en une matière thermoplastique poreuse pour application biomédicale qui est compatible avec la croissance interne des esquilles d'os et qui favorise cette croissance, caractérisé en ce que la matière thermoplastique a les propriétés suivantes :

a) un diamètre moyen de pores compris entre 90 et 600 |x,

b) des interconnexions de pores ayant un diamètre moyen supérieur à 50 p.,

c) un module d'élasticité compris entre 1,72-109 et

2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend un élément fonctionnel de support de charge et, sur une partie de celui-ci au moins, un revêtement de ladite matière thermoplastique poreuse.

2

REVENDICATIONS

3. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que le revêtement poreux a une épaisseur comprise entre 0,5 et 7 mm.

3,45 ■ 109 Pa pour la matière thermoplastique à l'état plein, non poreux et non armé, et compris entre 1,72-109 et 2,07-1010 Pa pour la matière thermoplastique à l'état plein non poreux et armé de fibres,

d) une porosité supérieure à 40%, et e) une déformation totale par fluage de la matière thermoplastique à l'état plein, non poreux et non armé, inférieure à 1% sous une contrainte constante de 6,9 • 106 Pa à la température ordinaire.

4. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que la matière thermoplastique est armée.

5. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que la matière thermoplastique n'est pas armée.

6. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que la matière thermoplastique a une porosité comprise entre 40 et 70%.

7. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il forme une prothèse totale de hanche.

8. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il forme un implant à lame destinée à être introduite dans un os.

9. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il forme une broche intramédullaire.

10. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il forme une vis poreuse.

11. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il forme une vis corticale.

12. Procédé de préparation d'un dispositif prothétique selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il comprend la mise en contact d'une partie au moins de la surface de l'élément fonctionnel de support de charge avec une matière thermoplastique parti-culaire pour application biomédicale, ayant au moins une fraction d'une granulométrie moyenne bimodale correspondant à un rapport compris entre 7/1 et 5/1, à une température et pendant un temps qui suffisent au frittage de la matière thermoplastique particulaire sous forme d'un revêtement poreux.