CH665769A5

CH665769A5 - Implant d'ossature.

Info

Publication number: CH665769A5
Application number: CH3320/84A
Authority: CH
Inventors: Ian Andrew Brown; George John James Cremore; Peter Jeremy Gibson
Original assignee: Zimmer Ltd
Priority date: 1983-07-08
Filing date: 1984-07-09
Publication date: 1988-06-15
Also published as: DE3425002C2; JPS6096247A; FR2548533B1; IE841739L; GB2142830A; JPH0475013B2; FR2548533A1; GB2142830B; IE55680B1; DE3425002A1; GB8318483D0; US4863474A; GB8417157D0

Description

DESCRIPTION

L'invention concerne les implants d'ossature.

io La fixation d'implants d'ossature permanents était réalisée, ces dernières années, par l'engagement en coin d'implants à surface lisse dans le canal intramédullaire — améliorés, dans certaines constructions, par des macrofenêtres à travers la section afin de permettre à des ponts osseux de traverser l'implant de façon à améliorer la fixais tion.

Pour améliorer la fixation à long terme d'implants de remplacement d'articulation, l'utilisation de ciment d'os a été introduite, en tant qu'agent de cimentement entre l'implant et l'os. Toutefois, comme tous les matériaux inertes, le ciment à os a une durée de ré-20 sistance à la fatigue limitée et il est sujet à se craqueler, spécialement si la structure d'os en contact avec lui se modifie avec le temps.

Bien que la fixation à l'aide de ciment à os soit restée la méthode la plus courante pour la fixation des implants, des recherches ont continuellement été effectuées en vue de fournir un système d'inté-25 gration de l'implant dans la structure osseuse.

Cette fixation biologique doit fournir une meilleure transmission des efforts entre l'os et l'implant, et elle devrait être «autoréparatrice» lorsque des microfractures interviennent.

Les essais antérieurs pour obtenir une fixation biologique 30 peuvent être divisés en trois catégories:

a) Des contours de la surface d'implant, contre lesquels l'os peut croître, sont établis pour le stabiliser à l'égard des-mouvements,

b) des surfaces poreuses sont établies pour permettre la croissance de l'os ou des tissus en interpénétration avec l'implant,

35 c) des matériaux bioréactifs, qui constituent la surface active «m vivo», sont prévus pour produire une liaison chimique entre l'implant et les tissus qui l'entourent.

Aucune de ces méthodes n'a été largement acceptée, du fait des problèmes de fiabilité quant à la réalisation de l'incorporation de 40 l'implant et/ou quant aux mesures postopératoires spéciales nécessaires pour assurer la stabilité de l'implant.

Des implants à contour spécial ont été produits par usinage de rainures ou de gradins dans la surface, ou par établissement soit de surfaces très rugueuses soit de surfaces présentant une couche de 45 grains d'approximativement 1 à 1,5 mm de diamètre.

La fixation dépend de la croissance de l'os sur la surface totale des crevasses et des aspérités.

Des surfaces à macrocontour ont été produites avec des dépressions douces de 5 à 10 mm d'extension et de 2 à 5 mm de profon-50 deur. Dans ces vallées, on prévoit des parcelles d'os au moment de l'implantation. L'os se solidifie plus tard pour stabiliser l'implant. Le désavantage majeur rencontré avec cette croissance d'os sur l'implant (par opposition à une croissance à l'intérieur) consiste en ce que l'os n'adhère pas à l'implant pour transmettre les charges de 55 tension. En conséquence, des charges du type pression-traction exercées sur l'implant ne peuvent être transmises que par la compression d'interfaces d'os. Cela provoque une distribution de la contrainte dans l'os qui n'est de loin pas optimale.

Le développement de systèmes à surfaces vraiment poreuses a 60 fait suite aux études qui ont montré la capacité du tissu et de l'os à croître à l'intérieur des implants poreux. Ces études, effectuées sur des animaux, ont montré la relation existant entre la dimension des pores et le type de tissu qui y croît. C'est ainsi qu'ont été produits des systèmes de fixation poreux dont les pores se situaient dans le ss domaine de 75 à 350 (im.

On s'attendait que, après l'implantation, l'os croîtrait de façon à remplir le système poreux. Toutefois, des essais cliniques n'ont pas confirmé la fiabilité de cétte approche.

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Les systèmes poreux ont été réalisés en toute une série de matériaux selon une variété de formes, et on les a produits de différentes façons.

Un revêtement poreux composé de plusieurs couches de sphères (ayant approximativement 300 |im de diamètre) d'un alliage au cobalt-chrome a été produit par frittage de poudre sur des moulages du même alliage. Les espaces entre les particules fournissaient des pores pour la croissance du tissu. D'autres revêtements en poudre ont été réalisés par compaction isostatique puis frittage subséquent de particules d'alliage au cobalt-chrome, de titane, d'alliage de titane et d'acier inoxydable.

Des couches de surface de voies fondées sur des fils métalliques ont également fourni une structure poreuse pour la croissance du tissu. De courtes fibres orientées au hasard et attachées ont été fondues pour former des coussins poreux puis frittês sur la surface de l'implant. Le diamètre des fils métalliques et la compaction déterminent la dimension des pores. Des fils de titane, d'alliage de titane et d'alliages à base.de cobalt ont été utilisés. Des systèmes à fibres courtes similaires en acier inoxydable et en titane ont été formés et fondus directement au substrat par compaction isostatique et frittage.

Des systèmes à longs tronçons de fibres métalliques ont été formés en utilisant des mailles de fibres métalliques tissées frittées sous pression dans le substrat. Les particularités de cette approche étaient: des dimensions de pores prévisibles, de grandes dimensions de pores sans risque pour la liaison, une faible valeur du rapport de l'aire de surface au volume, cela limitant le relâchement d'ions métal. Des mailles tissées d'acier inoxydable et de titane ont été décrites. Des revêtements de surface poreux à base de polymère ont été développés pour fournir une interface mécanique plus compatible (étant moins élastique à l'égard des charges appliquées et donc plus semblable à l'os quant à ses propriétés) de même que pour fournir une base à la croissance du tissu. Des matériaux tout à fait plastiques ayant une structure poreuse du type «fromage d'Emmenthal» ont été prévus, incluant des polyéthylènes et des polysulphones à haute densité. Un matériau composite fait de courtes fibres de carbone et de polytétrafluoroêthylène (PTFE) a aussi été utilisé. La porosité est formée par un «échafaudage» de fibres disposées au hasard et dont l'intégrité est maintenue par des «joints» (PTFE) à l'intersection des fibres.

Dans tous les systèmes poreux décrits jusqu'à maintenant, il était espéré que l'os allait croître dans les pores. Toutefois, cela ne s'est pas révélé aussi certain en pratique. Cela peut être dû à plusieurs facteurs : la dimension des pores en relation avec les micromouvements possibles de l'implant dans le cas d'une charge d'activité normale (un mouvement de va-et-vient supérieur à la dimension de 250 |xm des pores empêchera la croissance dans les pores), la faculté de croissance de l'os, dans le cas d'êtres humains d'un certain âge est peut-être moins bonne que dans le cas d'un jeune animal de laboratoire.

La haute aire de surface de certains systèmes poreux augmente le relâchement des ions métal «in vivo». Cela peut être un risque avec de l'acier inoxydable et des alliages au cobalt-chrome. Des réticences ont également été manifestées concernant le relâchement du vanadium et de l'aluminium d'un alliage à base de titane, où l'aire de surface est grande. Toutefois, l'utilisation de titane commercialement pur évite ce danger.

Des verres biologiques attachés à la surface de l'implant sont destinés à être réactifs uniquement à leur interface avec l'os, de façon qu'une liaison chimique se développe. Les céramiques au phosphate de calcium (en particulier les hydroxyapatites) de même que les verres à base de Si02, Na20, CaO, P205, CaF2 ont également fait l'objet d'évaluations.

Pour produire une bonne liaison de l'os sur le verre biologique, le niveau de bioréactivité est critique. S'il est trop bas, les micromouvements entre l'os et l'implant empêcheront la formation de la liaison; s'il est trop élevé, les micromouvements peuvent induire une dissolution continue du revêtement. Les verres biologiques pâtissent

également du désavantage d'une trop faible résistance et d'une tendance à se briser, ce qui pourrait produire des fissures ou craquements sur un substrat d'implant peu élastique. Des composés de fibres de métal renforcés de verre biologique ont aussi été décrits. Ils avaient une plus grande résistance et un plus faible module que le verre biologique pur. Toutefois, les techniques nécessaires à leur fabrication sont compliquées et requièrent une technologie très avancée.

En résumé, il y a eu trois approches de base pour réaliser une fixation biologique des implants, chacune ayant pourtant ses désavantages distincts:

— un implant à surface munie d'un contour en relief nécessite l'immobilisation du patient durant une période pouvant durer des mois, pour permettre au tissu de croître sur l'implant, mais, même alors, le système de contrainte dans l'os n'est pas optimal puisque seules les contraintes de compression peuvent être transmises,

— les implants à couches poreuses sont dépendantes de l'aptitude de l'os à s'intégrer dans des pores microscopiques, formés par une variété de techniques avancées,

— des implants à couches bioréactives nécessitent des techniques très avancées du point de vue technologique, et la liaison avec l'os ne s'est pas avérée fiable du fait des micromouvements, de la bioréactivité critique ainsi que de la faible résistance et du module élevé des verres biologiques.

Il existe ainsi un besoin concernant une surface d'implant apte à fournir une adhésion positive à long terme entre l'os et l'implant,

sans nécessiter une immobilisation prolongée du patient pour assurer l'attachement.

Un tel système doit être adéquat du point de vue de sa résistance et de la solidité de son attachement au substrat, il doit assurer un remplissage fiable des porosités par l'os, tout en étant simple à produire et à lier au substrat.

L'implant d'ossature proposé par l'invention atteint ces performances du fait de la présence des caractères énoncés dans la première revendication annexée. Les tranches élevées ou coupantes se dressent franchement sur les surfaces environnantes.

La surface substantiellement plane de laquelle les tranches s'étendent peut également se situer légèrement au-dessus de la surface environnante, mais elle peut également être coplanaire au profil de la surface ou même se situer en dessous de celui-ci. L'effet des tranches est de bomber légèrement vers l'extérieur le profil effectif de l'implant.

Les tranches élevées ou coupantes des perforations amassent des particules d'os dans les espaces quand l'implant est frotté contre l'os soit manuellement, soit pendant l'insertion. Ainsi, au moment de l'implantation, la matière osseuse remplit déjà les espaces à proximité de la surface de l'implant. Ces microgreffes deviennent ensuite parties intégrantes de l'os qui les entoure pourvu que des mouvements par trop grossiers n'interviennent pas entre l'os et l'implant. Cela est obtenu en assurant un bon engagement (par la forme et les dimensions) de l'implant dans la cavité endostilique (endosteal cavity) ou par d'autres moyens de stabilisation mécanique, par exemple des vis à os traversant l'implant.

La surface peut être une feuille, ou un autre matériau planaire, disposée sur l'aire appropriée de l'implant et présentant des portions de tranche s'étendant vers l'extérieur depuis la feuille et entourant partiellement ou complètement des ouvertures dans la surface menant à des espaces d'intercommunication en dessous de la surface. Les tranches peuvent être formées par application de pièces de tranche à l'endroit des ouvertures, ou en formant des tranches en coupant et pliant adéquatement le matériau en feuille dans ou autour des ouvertures. Les espaces au-dessous de la surface peuvent résulter de la manière dont une feuille est montée sur l'implant, ou par la présence de ramures ou autres ouvertures dans le corps de l'implant, ou encore par application à l'implant d'une surface laminée, la portion située au-dessous de la surface étant formée d'une structure cellulaire ouverte.

Si la structure de surface de la matière laminée est poreuse,

munie de cellules d'interconnexion, des arêtes coupantes alignées en

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bandes peuvent être appliquées sur des parties de cette surface. L'alignement des arêtes dépendra du mouvement relatif susceptible d'intervenir entre l'implant et l'os. Ainsi, les tranches peuvent être disposées pour presser ou creuser des parties d'os au moment où l'implant entre dans la structure d'os. L'alignement peut être tel qu'il provoque l'enlèvement de matière osseuse au moment où l'implant et l'os sont sujets à des forces de torsion ou tendent à tourner l'un par rapport à l'autre. L'alignement est substantiellement établi dans une direction où peut intervenir un déplacement de l'implant par rapport à l'os. Ainsi, les tranches ne peuvent pas simplement presser des parties enlevées de l'os dans les espaces situés au-dessous de la surface, mais elles aident au mouvement stabilisant de l'implant par rapport à l'os. Différentes tranches peuvent être différemment alignées de façon à opérer selon différentes directions de mouvement relatif.

Les surfaces munies de tranches peuvent être appliquées sur toute la surface de l'implant qui va se trouver à l'intérieur de l'os, ou également seulement pour ancrer ou stabiliser des portions de cet implant, et elles peuvent être combinées avec des portions de surface d'autres types, par exemple des surfaces à contour en relief et des aires de matériau bioréactif.

Ainsi, les surfaces munies de tranches peuvent être complètement ou partiellement recouvertes d'un matériau bioréactif (par exemple, un verre biologique). Après implantation, le matériau bioréactif fournira une aide pour la production d'une liaison entre l'implant et les tissus osseux qui l'entourent en favorisant le contact intime entre l'os et l'implant à l'intérieur du matériau poreux.

Dans un développement allant encore plus loin, on peut envisager un réseau de mailles à deux ou trois phases. Un système à métal perforé, des surfaces de pores munies de matériau bioréactif pour favoriser l'apposition de matière osseuse, des tranches coupantes faites d'une substance biodégradable (leur fonction étant de presser l'os au moment de l'implantation et d'être ensuite résorbées pour éviter que ces tranches coupantes provoquent une abrasion). L'os pressé dans le système poreux stabilisera ainsi l'implant.

L'invention concerne, outre l'implant lui-même, un procédé de fabrication de celui-ci, de même qu'une feuille de matériau ayant des ouvertures, en tant que moyen pour la mise en œuvre de ce procédé.

Dans une forme d'exécution préférée de l'invention, la surface de l'implant est formée d'un réseau (ou filet) présentant un contour en relief. Ce réseau peut être appliqué comme revêtement à la surface de l'implant pour établir les tranches et les espaces d'interconnexion situés en dessous.

Ainsi, le revêtement de réseau à relief de contour est composé d'une feuille perforée munie d'un relief ou de feuilles d'un matériau biocompatible lié(es) à la surface de l'implant d'ossature. Dans la configuration préférée, un réseau perforé de titane commercialement pur est solidement soudé ou lié par diffusion à des implants d'alliage de titane. Une série d'autres matériaux peuvent également être employés pour les deux composants, de même que d'autres méthodes de liaison peuvent être utilisées, d'une façon qui apparaîtra avec évidence à l'homme du métier.

La structure selon l'invention, en particulier dans sa forme d'exécution préférée, permet d'obtenir des avantages qui vont au-delà de ceux des systèmes antérieurement décrits:

— elle a une structure poreuse tridimensionnelle, fournissant ainsi, entre l'os et l'implant, une adhésion que les implants à surface de contour n'ont pas,

— elle implique des microgreffes d'os au moment de l'implantation, rendant ainsi maximales les chances de l'intégration osseuse de l'implant, avantage qui n'est fourni par aucun autre implant poreux,

— elle offre, pour la pénétration de la matière osseuse dans ses interstices, un volume de vide plus grand que celui qui est offert par les revêtements de particules frittées et comparable à celui de certains systèmes à fils métalliques, ce qui assure une plus grande résistance de l'attachement de l'os et améliore les chances d'avoir un os apte à vivre, qui se forme et se maintient indéfiniment,

— le réseau, étant formé à partir d'une feuille, présente une unité de structure plus grande que celle des particules frittées ou des systèmes à fils,

— la méthode de fabrication du réseau, de même que sa méthode de fixation, sont fondées sur des procédés conventionnels relativement simples.

Un réseau de métal «déployé» est bien connu sous forme de différents matériaux pour une grande variété d'applications commerciales. Selon une technique préférée, le réseau est produit par des méthodes conventionnelles de fabrication des métaux déployés, par exemple la perforation, la mise en relief en contour et l'expansion par traction dans deux directions sur les pores ouverts. Typiquement, le réseau peut être formé à partir d'une feuille de 0,5-0,76 mm (20-30 millièmes de pouce) d'épaisseur (jauge standard de fil 20-30).

La préférence se porte sur le titane commercialement pur, du fait qu'il a prouvé sa biocompatibilité, en l'absence de constituants mineurs d'alliage potentiellement toxiques qui risqueraient, après une longue période, d'émerger de l'aire de surface déployée.

On a toutefois envisagé d'utiliser d'autres métaux biocompatibles, qui ne sont pas optimaux, par exemple de l'acier inoxydable ou un alliage cobalt-chrome. Les perforations prennent la forme d'ouvertures ou creusures (scoop-like apertures) disposées en des arrangements parallèles qui se superposent. Les perforations sont disposées de façon telle que le processus d'implantation, de même que tout «ancrage» subséquent dans la matière osseuse du fait de la charge provenant de l'activité du patient, amènera la matière osseuse à se creuser et à s'infiltrer dans les pores.

L'invention sera maintenant plus spécifiquement illustrée à l'aide du dessin annexé dans lequel:

la fig. 1 est une vue d'un implant d'ossature avec des surfaces munies de tranches,

la fig. 2 est une vue d'une structure de réseau,

la fig. 3 est une vue en coupe à travers une partie de surface d'un implant (par exemple le réseau),

la fig. 4 est une vue du côté inférieur d'une surface de réseau pour application à un implant,

la fig. 5 est une vue d'une version modifiée du réseau,

la fig. 6 est une vue en plan de la version modifiée,

la fig. 7 est une vue d'un implant d'ossature muni d'une rainure pour la réception d'un réseau muni de tranches,

la fig. 8 est une vue en coupe partielle selon la ligne 8-8 de la % 7,

la fig. 9 est une vue en coupe de la version modifiée selon la fig. 6,

et la fig. 10 représente encore une autre modification de cette version selon la fig. 6.

A la fig. 1, on voit un implant d'ossature (ou implant de squelette) 1, avec une portion 2 destinée à une insertion dans une ouverture pratiquée dans une partie osseuse (ou pièce de squelette, skeletal member). Sur une partie de la surface de cette portion se trouvent disposées des parties 3 d'un réseau métallique expansé, commercialement disponible, d'une épaisseur de 0,56 mm (22 S.W.G.).

Ces portions de surface de réseau présentent des arêtes 4 alignées pour provoquer une coupure selon la direction de l'insertion de l'implant lorsque celui-ci se meut à l'intérieur d'une ouverture osseuse dans une partie d'ossature. L'espace entre les rangées parallèles d'ouvertures partiellement en superposition peut être de 2 mm.

La profondeur de l'ondulation (C, fig. 3) est d'approximativement 1 mm et la distance «pointe à pointe» entre les rangées parallèles d'ondulations est de 6 mm.

Comme le montre la fig. 3, la distance entre les perforations ou les arêtes 4 (apex à apex) sur une rangée donnée (B, fig. 3) est de 6 mm.

Les tranches 4 sont les bords de perforations individuelles en forme de cellules qui ont 3 mm de largeur (distance A, fig. 3) et dont la lèvre incurvée s'élève de 1 mm à son sommet (voir C, fig. 3).

Comme cela est montré à la fig. 4, le côté inférieur du réseau, en contact avec le substrat, est également profilé, c'est-à-dire qu'il est configuré par deux systèmes de sillons entrecroisés 6, 7, pour créer

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les espaces inférieurs 5. Ces sillons sont inclinés selon un angle a d'approximativement 30° par rapport à la direction des rangées d'ouvertures. Ce système de sillons en intersection forme les interconnexions entre les ouvertures, sous les ponts entre les ouvertures, c'est-à-dire qu'un système poreux à trois dimensions est produit par une unique couche liée au substrat.

D'autres structures de réseaux, d'espacements et de dimensions peuvent aisément être réalisées.

Le réseau peut être lié à la base de l'implant d'ossature, fait d'un matériau adéquat, par soudage à résistance. En général, le soudage à résistance ou soudage par points implique que l'on appuie une électrode contre la portion du réseau devant être soudée par fusion à l'implant, et que l'on fasse passer un courant par l'électrode afin de faire fondre les matériaux directement en dessous d'elle. La pression d'électrode appuie les parties l'une contre l'autre et, lorsque le courant est interrompu, ces parties se trouvent soudées par fusion, lorsque le matériau fondu redevient solide. En général, la portion de réseau sera soudée par points autour de la périphérie, les points de soudure maintenant alors la partie principale du réseau contre la surface de l'implant. Dans une forme d'exécution préférée de l'invention, une rainure est creusée dans l'implant en correspondance avec le profil périphérique de la structure de réseau, ou le nervurage, devant être appliquée à l'implant. Le nervurage en réseau est établi avec une bride autour de la périphérie du nervurage, laquelle, lors de l'application du nervurage à l'implant, se loge dans la rainure. Cette forme d'exécution est représentée aux fig. 5, 6 et 10. Le réseau 3 est muni d'un flanc 8. La partie initiale 9 fait un angle ß par rapport au plan général du réseau. La portion extérieure du flanc 10 est copla-naire avec le plan général du réseau. La portion marginale 9 peut être jointe au corps principal et à la partie extérieure du flanc par des jonctions anglêes d'une façon définie, mais cela interviendra plus usuellement par une jonction incurvée dans une mesure telle que la partie 9 puisse être un flanc en forme de S. Les fig. 7 et 8 représentent un implant muni d'une rainure 11 pour recevoir la bride 8 du réseau. La profondeur de cette rainure peut être de 75° de l'épaisseur de la feuille de flanc. En général, la largeur de la rainure est supérieure à la partie extérieure 10 du flanc, afin de recevoir la partie inférieure de la portion marginale (ou initiale) 9.

La bride est alors soudée par points, par soudage à résistance, autour de la périphérie, de la façon sus-indiquée. Le soudage à résistance réduit l'épaisseur de la feuille pour qu'elle corresponde approximativement à la profondeur de l'encoche. Finalement, la périphérie au moins est dressée par la technique de meulage manuelle pour fournir un produit lisse et plus satisfaisant du point de vue esthétique.

Ainsi, on peut avoir, comme «nervurage» (bourrelet, pad) un réseau ayant une périphérie pleine (non perforée) qui est soudée par points à l'implant. Le bord peut être lié de façon à se situer légèrement en dessous du profil de l'implant. Par exemple, la bride périphérique peut avoir 3 mm de large et être légèrement anglée (ß, fig. 5) pour la portion marginale par rapport au plan du reste du réseau. La portion marginale (ou initiale) 9 aura approximativement 2 mm de large et la portion la plus extérieure, 10 (dimension N, fig. 9) aura approximativement 1 mm de large pour donner une largeur totale (dimension M, fig. 9) de 2,5 mm. La rainure de 2,5 mm de large et profonde d'approximativement 0,42 mm est creusée dans l'implant (ramure 11, fig. 7 et 8), selon un profil correspondant à celui du flanc. La rainure s'adapte à la portion 10 et à la partie inférieure de la portion 9 du flanc. Le soudage du flanc par résistance réduit légèrement l'épaisseur de celui-ci, et le flanc peut être revêtu pour fournir un produit lisse.

Particulièrement dans le cas où l'implant comprend une section d'insertion osseuse qui présente des côtés parallèles, c'est-à-dire n'est pas oblique depuis la partie d'insertion jusqu'à la partie extérieure, les bords inférieurs de l'aire d'ancrage peuvent affecter l'enlèvement de matière osseuse de sorte que les bords supérieurs ou extrêmement extérieurs ne sont pas très efficaces. En vue de rendre plus efficaces les bords extérieurs, le plan de la portion d'ancrage peut être légèrement oblique par rapport au plan de la portion correspondante de l'implant d'ossature.

Ainsi, dans la forme d'exécution de l'invention dans laquelle un réseau muni d'un flanc est employé, l'angle du flanc par rapport au 5 plan général du réseau peut être augmenté le long d'une partie du flanc, pour presser légèrement vers l'extérieur les positions extérieures ou supérieures. Ainsi, lorsque l'implant est inséré, les tranches qui seront les dernières à entrer seront situées, au-dessus de la surface générale de l'implant, légèrement plus haut que les tranches io précédentes.

En conséquence, l'angle du flanc, dans la forme d'exécution du réseau comprenant un flanc, peut varier autour de la périphérie du nervurage (ou bourrelet) de réseau.

D'autres techniques pour rendre oblique la portion en hauteur 15 des tranches dans l'aire d'ancrage par rapport au reste de l'implant peuvent facilement être envisagées; il s'agira par exemple d'une modification de la rainure ou d'une variation des dimensions des tranches.

A la fig. 10, la profondeur du flanc, tel qu'il est créé par l'angle ß 20 de la fig. 9, est plus grande dans la partie extérieure du réseau (partie 12, fig. 10) que dans la partie intérieure ou inférieure (partie 13). Les tranches de la partie 12 s'étendent donc plus loin de l'implant que les tranches de la partie 13. Un soudage additionnel peut être effectué pour une partie et la totalité des points de contact entre le réseau et 25 l'implant.

Le réseau peut également être lié à la base de l'implant d'ossature par une liaison par diffusion, bien que cette technique soit plus évoluée et nécessite un équipement plus cher. L'application par liaison par diffusion peut être effectuée comme suit:

30 1. Les sommets de l'ondulement inférieur sont plus aisément finis pour produire des aires plates afin d'améliorer la liaison;

2. le corps d'implant en alliage de titane et le réseau de titane sont attaqués chimiquement en surface dans une solution aqueuse d'acide hydrofluorique (5% en vol.) et d'acide nitrique (20% en

35 vol.);

3. le réseau et l'implant sont lavés à l'eau et séchés immédiatement par immersion dans l'acétone et chauffage à 80° C en enceinte sous vide;

4. le réseau est assemblé contre l'implant, selon une fixation qui 40 constituera une charge de poids mort pour le réseau, des nervurages ou bourrelets d'alumine recristallisée ou d'un autre matériau non réactif étant utilisés pour appliquer la pression, et la charge appliquée étant approximativement 0,6 kg/cm2 de réseau;

5. l'assemblage est chauffé dans un fourneau sous vide (vide

45 meilleur que 10~4 torr) à 925° C durant des périodes de frittage d'une durée d'au moins une heure et si possible davantage (typiquement 3 heures), et

6. l'assemblage est refroidi à 500° C, à raison d'approximativement 10°C/min, après quoi intervient un refroidissement à l'argon.

50 Des solidités de liaison de l'ordre de 400 N/cm2 (sur l'aire totale du réseau) sont typiquement obtenues par tirage du revêtement normalement à la surface du substrat.

Dans les systèmes métalliques, un système de pressage isostatique chaud peut être utilisé au lieu d'un poids mort pour réaliser la 55 liaison par diffusion. Cela sera particulièrement important pour le revêtement de surfaces incurvées ou à multifacettes.

La configuration du réseau déjà décrit est considérée comme étant l'une d'une série. La forme et la dimension d'ouverture doivent être ajustées, retouchées, pour les types individuels d'implants et les 6o exigences particulières de la substance osseuse.

A titre d'exemple, les domaines suivants de dimensions ont été envisagés comme particulièrement convenables:

largeur d'ouverture 0,2 mm à 0,5 mm hauteur d'ouverture 0,15 mm à 3 mm

-65 séparation de rangées 0,2 mm à 4 mm séparation d'ouvertures 0,3 mm à 10 mm hauteur d'ondulation 0,15 mm à 3 mm séparation d'ondulations 0,3 mm à 10 mm

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L'orientation des ouvertures peut être multidirectionnelle pour permettre une réaction à une charge multidirectionnelle, c'est-à-dire que les ouvertures en forme de puits obliques peuvent viser dans une ou plusieurs directions.

Des couches multiples de réseau peuvent être nécessaires pour produire un volume de vide plus grand à l'intention de la liaison osseuse ou pour fournir une couche poreuse à module bas.

En variante, une couche à module bas peut être obtenue en ayant les ouvertures en forme de puits obliques (scoop apertures) liées seulement sur un côté de l'ouverture. La couche de surface ainsi formée sera convenable pour des forces appliquées normalement au plan de la surface poreuse, du fait de la flexion des puits d'ouverture. Des couches de surface poreuse à module bas peuvent également être obtenues par l'usage de matériaux à module bas pour un réseau, par exemple les matières plastiques biocompatibles ou les composés carbone-plastique. Des processus de liaison, tels que l'utilisation d'adhésifs non biodégradables, peuvent être utilisés pour lier les ner-vurages ou bourrelets au substrat.

s II a également été considéré que des composants à module bas et munis d'une couche poreuse, selon la forme précédemment décrite, faisant partie intégrante du corps principal de l'implant, seraient réalisables par l'emploi de composés de fibres renforcés. Le composant de l'implant supportant la charge principale sera fait d'un maté-îo riau à haute résistance et module bas pour résister à la charge d'activité normale et pour créer une distribution physiologique dans l'os, grâce à sa compatibilité mécanique. Un réseau à contour en relief, fait d'un matériau compatible, peut alors être soudé par fusion à la surface ou sur des parties de celle-ci, pour fournir les tranches néces-15 saires.

4 feuilles dessins

Claims

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REVENDICATIONS

1. Implant d'ossature comprenant une portion à insérer dans une partie de squelette avec une aire d'ancrage sur au moins une partie de la surface de cette portion, une multiplicité d'arêtes coupantes situées sur cette aire d'ancrage et alignées selon une ou plusieurs directions générales choisies en relation avec la ou les directions dans lesquelles un mouvement relatif est susceptible d'intervenir dans cette aire entre l'implant et la partie de squelette, et des ouvertures dans ladite aire, menant à des espaces d'intercommunica-tion en dessous de celle-ci, lesdites arêtes coupantes étant disposées en relation avec ces ouvertures, de façon que ledit mouvement relatif soit stabilisant par déplacement de parties d'os dans lesdits espaces.
2. Implant selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite aire d'ancrage comporte une pièce plane (3) disposée au-dessus de ladite portion de l'implant et comprenant lesdites arêtes (4) s'éten-dant en saillie sur la surface de ladite pièce plane, les arêtes coupantes entourant partiellement ou complètement les ouvertures dans la surface, ces ouvertures menant aux espaces d'intercommunication au-dessous de la surface.
3. Implant selon la revendication 2, caractérisé en ce que la pièce plane est une feuille présentant des parties coupées et pliées pour créer les parties à arêtes et les ouvertures.
4. Implant selon la revendication 2, caractérisé en ce que la pièce plane présente la structure d'un réseau en relief.
5. Implant selon la revendication 4, caractérisé en ce que la pièce plane est une feuille munie d'un réseau de perforations en relief en titane commercialement pur, le corps de l'implant étant un alliage de titane.
6. Implant selon la revendication 4, caractérisé en ce que le réseau présente une largeur d'ouverture (A) de 0,25 mm à 5 mm, une hauteur d'ouverture (D) de 0,15 mm à 3 mm, une séparation de rangées de 0,2 mm à 4 mm, une séparation d'ouvertures (B) de

0,3 mm à 10 mm, une hauteur d'ondulation (C) de 0,15 mm à 3 mm et une séparation d'ondulations de 0,3 mm à 10 mm.
7. Implant selon la revendication 4, caractérisé en ce qu'un flanc de bord est établi autour de la périphérie du réseau, une rainure de configuration correspondant au contour périphérique du réseau étant ménagée dans l'implant et le flanc de bord étant logé dans cette rainure.
8. Implant selon la revendication 4, caractérisé en ce que le réseau est attaché dans l'implant par des soudures par points par résistance.
9. Procédé de fabrication d'un implant d'ossature comprenant la formation d'une rainure sur le corps d'un implant pour établir la ligne de délimitation d'une aire d'ancrage, l'établissement d'une feuille à structure en forme de réseau en relief comprenant une série d'ouvertures au moins partiellement entourées d'arêtes coupantes s'étendant en saillie sur la surface de la feuille de matériau et étant alignées dans une direction dans laquelle un mouvement relatif est susceptible d'intervenir entre l'implant et l'os lorsque cette feuille est montée sur ledit corps de l'implant, ladite feuille ayant un contour périphérique correspondant à la rainure dans l'implant, la mise en place d'un flanc dans ladite rainure, la structure de la feuille ou la structure de la surface du corps de l'implant fournissant, au-dessous de la feuille, des espaces qui sont en interconnexion l'un avec l'autre de même qu'avec lesdites ouvertures, et établissement, par soudure par résistance, de points de soudure en des points de contact entre la feuille et le corps de l'implant qui tiennent fermement la feuille sur l'implant.
10. Feuille de matériau pour la mise en œuvre du procédé selon la revendication 9, pour fabriquer un implant d'ossature comprenant une feuille à structure en forme de réseau en relief comprenant des ouvertures et, autour de celles-ci, des parties à arêtes, caractérisée par une configuration qui laisse au-dessous de la feuille des espaces communiquant entre eux de même qu'avec lesdites ouvertures.
11. Feuille de matériau selon la revendication 10, caractérisée en ce que la feuille à structure en forme de réseau en relief forme une aire entourée d'un flanc autour de sa ligne de périphérie qui est configurée pour correspondre à une partie d'implant à arêtes coupantes.

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