FR2460129A1

FR2460129A1 - Dispositif prothetique et son procede de preparation

Info

Publication number: FR2460129A1
Application number: FR8014388A
Authority: FR
Inventors: Nicolaas Johan Ballintyn; Michael John Michno Jr
Original assignee: Union Carbide Corp
Current assignee: Union Carbide Corp
Priority date: 1979-06-29
Filing date: 1980-06-27
Publication date: 1981-01-23
Also published as: DE3024373A1; GB2128501A; GB2056882A; GB8319744D0; US4351069A; GB2056882B; GB2128501B; FR2460129B1; CH644010A5; DE3024373C2; CA1137702A

Abstract

L'INVENTION CONCERNE UN DISPOSITIF PROTHETIQUE REVETU D'UNE COUCHE DE MATIERE THERMOPLASTIQUE FAVORISANT LA CROISSANCE DES TISSUS OSSEUX. LE REVETEMENT 12 DE CE DISPOSITIF PRESENTE UNE PLUS GRANDE POROSITE A SA SURFACE EXTERIEURE QU'A SA SURFACE INTERIEURE, DE MANIERE A FAVORISER LA CROISSANCE DES TISSUS OSSEUX DANS LA PARTIE EXTERIEURE DU REVETEMENT ET A FAVORISER EGALEMENT L'ADHERENCE DE LA SURFACE INTERIEURE DE CE REVETEMENT SUR L'ELEMENT DE CHARGE 14 DU DISPOSITIF. DOMAINE D'APPLICATION: PROTHESES TOTALES DE LA HANCHE, PROTHESES DENTAIRES, CLOUS ET VIS POUR PROTHESES, ETC.

Description

1. 2460129

L'invention concerne d'une manière générale des

dispositifs prothétiques perfectionnés, et plus particuliè-

rement des dispositifs prothétiques comportant des revête-

ments thermoplastiques frittés. L'invention concerne notam-

ment des dispositifs prothétiques perfectionnés dans lesquels le revêtement thermoplastique fritté présente un

gradient de porosité ou de densité. L'invention concerne éga-

lement un procédé de préparation des revêtements frittés.

La littérature antérieure à la présente inven-

tion contient des descriptions de divers procédés de fixation

de dispositifs prothétiques au système musculo-squelettique.

Ces procédés peuvent être classés en plusieurs catégories dans lesquelles on utilise: (1) une impaction; (2) des clous et des vis; (3) un ciment; et (4) des matières de surface poreuses. L'utilisation d'implants à surface poreuse pour réaliser une fixation est reconnue comme pouvant

présenter des avantages importants. Cependant, cette techni-

que n'a pas été acceptée d'une manière générale par l'ensem-

ble des chirurgiens, car de tels dispositifs soulèvent des

problèmes de fixation précoce et de stabilité à long terme.

Divers dispositifs connus à ce jour comprennent ceux décrits dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique

n0 3 986 212, à savoir des dispositifs prothétiques compo-

sites comportant un revêtement polymérique poreux destiné à

la fixation osseuse par croissance des tissus dans ce revête-

ment. Les matières polymériques poreuses indiquées comme étant utiles sont celles ayant une densité déterminée et des pores communicants d'un diamètre moyen spécifique. Parmi les matières polymériques indiquées, on trouve du polypropylène et du polyéthylène à haute densité ou des mélanges de ces

substances ayant certains paramètres critiques. Il est égale-

ment indiqué que les revêtements peuvent être fixés les uns aux autres d'une manière mécanique ou liés chimiquement au dispositif. Le brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 3 971 134 décrit une prothèse dentaire destinée à une implantation

permanente ou prolongée dans un maxillaire d'un corps vivant.

L'implant peut être revêtu avec des matières telles que des

2. 2460129

polymères vinyliques, par exemple des polymères acryliques,

du polyéthylène et du "Teflon" chargé de fibres de carbone.

J. Galante et collaborateurs, dans un ouvrage intitulé "J. Bone and Joint Surgery", 53A, n 1 101 (1971) décrivent des matières composites métalliques fibreuses et frittées utilisées comme base pour la fixation d'implants sur de l'os, et le brevet des Etats-Unis d'Amérique n 3 808 606 décrit des prothèses en acier inoxydable et en alliage cobalt-chromemolybdène présentant des surfaces poreuses destinées à une fixation par croissance des tissus dans ces surfaces. Il est également intéressant de se reporter aux brevets des Etats-Unis d'Amérique n0 3 992 725, n" 3 909 852

et n0 3 971 670.

En plus des brevets, on a publié divers articles concernant la croissance du tissu osseux dans des matières poreuses. Des articles typiques comprennent, entre autres, l'article de S.F. Hulbert, "Attachment of Prostheses to the Musculoskeletal System by Tissue Ingrowth and Mechanical Interlocking", J. Biomed. Mater. Res. Symposium, 4, 1 (1973); l'article de M. Spector et collaborateurs, "Bone

Growth into Porous High-Density Polyethylene", J. Biomed.

Mater. Res. Symposium, 7, 595 (1976); l'article de C.A.

Homsy "Implant Stabilization - Chemical and Biomedical Considerations", Orthopedic Clinics of North America, 4, n0 2 295 (1973) et l'article de J. N. Kent et collaborateurs "Proplast in Dental Facial Reconstruction", Oral Surgery,

Oral Medicine, Oral Pathology 39, n" 3 347 (1975).

Cependant, les matières poreuses décrites dans la littérature antérieure comme étant utiles aux dispositifs prothétiques constituent des environnements biomécaniques impropres conduisant à l'une ou l'autre de deux situations indésirables. Tout d'abord, des revêtements poreux à faible module et fluage important, tels que des matières composites poreuses 'Teflon"/graphite présentent, dans les pores, un tissu fibreux métastable au bout de durées prolongées. Ce

tissu ne convient pas comme support de prothèses d'articula-

tions soumises à une charge. Le tissu fibreux est un

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précurseur métastable de l'os et, dans des conditions physiologiques normales (y compris des conditions de charges physiologiques), il se transforme en os. Les charges élevées transmises par les matières à faible module et le fluage excessif empêchent le tissu fibreux de se transformer en os. D'autres matières à faible module et fluage élevé, utilisées

dans les dispositifs prothétiques, comprennent le polyéthy-

lène et le polypropylène.

Ensuite, des matières à module élevé, par exemple des céramiques (112.109 Pa) et des métaux tels que le titane (119.109 Pa) et un alliage cobaltchrome-molybdène (238.109 Pa) ne répartissent pas la charge vers l'os s'étant développé ou environnant, suffisamment pour empêcher une résorption. Dans le cas de broches fémorales et humérales, revêtues de céramique et de métal poreux, la charge est concentrée au sommet de ces éléments prothétiques, ce qui

entraîne des concentrations de contraintes dans l'os environ-

nant et ensuite une résorption. De plus, les spicules osseux se trouvant dans les pores de ces implants métalliques et céramiques poreux ne sont pas soumis à des charges et se résorbent donc..La disparition de l'os des pores se trouvant dans des zones d'implants poreux exemptes de charge a été démontrée histologiquement. Ce type de perte du tissu osseux conduit à une diminution de la résistance de la matière

composite (par exemple la résistance au cisaillement inter-

facial) et, par suite, à une diminution de la tenue "en

service" de ces matières poreuses à module élevé.

Les brevets et les ouvrages précités décrivent l'utilisation de revêtements poreux sur des prothèses et indiquent des exigences portant sur des plages acceptables de dimension des pores. Cependant, il est apparu que des métaux, des céramiques et des polymères tels que les polymères de vinyle, le polyéthylène, le polypropylène, le "Teflon" chargé de carbone et d'autres substances décrites comme convenant pour le revêtement de dispositifs prothétiques ne constituent pas un environnement biomécanique approprié permettant d'obtenir une fixation précoce convenable, une stabilité à

long terme et une grande résistance à l'interface os-

4 2460129

prothèse. Des matières polymériques décrites précédemment peuvent également manquer de dureté, de résistance au fluage, de résistance à la traction et aux chocs et d'une aptitude à une stérilisation par la vapeur d'eau pour convenir comme polymère choisi pour le revêtement de dispositifs prothé-

tiques. Même des compositions poreuses choisies de polypro-

pylène et de polyéthylène à haute densité, considérées comme possédant les caractéristiques adéquates de flexibilité et de

résistance, n'ont pas été acceptées d'une manière générale.

Plus récemment, on a conçu des dispositifs

prothétiques portant un revêtement d'une matière thermoplas-

tique poreuse biotechnique, par exemple une polysulfone, et qui, après implantation, réalisent une fixation osseuse à long terme par croissance interne des tissus et, ensuite, transformation en os. De tels dispositifs sont décrits dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 4 164 794. Ce brevet indique que le revêtement peut être appliqué soit par la mise en oeuvre d'une technique de frittage, soit par la mise en oeuvre d'un procédé de moussage pour que l'on confère au revêtement certaines propriétés physiques optimisant la croissance interne du tissu, la transformation en os et une

fixation de l'os à long terme.

Il est apparu que des résultats améliorés sont

obtenus avec des dispositifs prothétiques portant un revête-

ment fritté constitué d'une matière thermoplastique biotech-

nique lorsque le revêtement présente un gradient de porosité transversal à son épaisseur. Une porosité plus élevée vers la face extérieure favorise la croissance interne de l'os, alors qu'une porosité moindre vers la- face intérieure améliore l'adhérence sur l'élément de charge, ainsi que la raideur et

la résistance.

Par conséquent, un ou plusieurs des objets suivants peuvent être obtenus par la mi-se en oeuvre de l'invention. Cette dernière a pour objet des dispositifs prothétiques comprenant un élément fonctionnel intérieur de charge et un revêtement fritté extérieur constitué d'une matière thermoplastique biotechnique choisie et dont au moins une certaine partie présente un gradient de porosité. Le

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dispositif prothétique revêtu selon l'invention assure, après son implantation, une fixation osseuse à long terme par croissance du tissu à l'intérieur et à travers un revêtement thermoplastique biotechnique poreux choisi, cette croissance étant suivie d'une transformation du tissu en os. L'invention a également pour objet un dispositif prothétique qui présente un revêtement ayant une porosité déterminée et un gradient de porosité de manière à constituer le substrat permettant une

croissance interne optimale du tissu. Le revêtement du dispo-

sitif prothétique selon l'invention présente une résistance à la traction et aux chocs suffisante, pendant et après la formation de l'os, pour supporter des charges exercées

pendant la mise en place et après l'intervention chirurgi-

cale. L'invention a également pour objet des revêtements thermoplastiques biotechniques poreux contenant des additifs

qui améliorent leurs propriétés biologiques et/ou mécani-

ques. Ces revêtements contiennent notamment des additifs

accroissant la résistance à l'usure et à l'abrasion. L'inven-

tion a également pour objet un ou plusieurs procédés de préparation de dispositifs prothétiques revêtus ou. de structures de configuration anatomique, composés de matières thermoplastiques biotechniques ayant un certain gradient de porosité.

L'invention concerne donc un dispositif prothé-

tique revêtu d'une matière thermoplastique biotechnique

poreuse ayant un gradient de porosité qui permet à ce dispo-

sitif de se fixer fermement et définitivement dans le système musculosquelettique par croissance de tissu dans la matière du revêtement. Dans une forme de réalisation de l'invention, le dispositif prothétique comprend un élément fonctionnel de

charge dont au moins une partie est recouverte d'un revête-

ment poreux d'une épaisseur d'environ 0,5 à 10 mm, constitué

d'une matière thermoplastique biotechnique qui est compa-

tible avec la croissance de spicules osseux corticaux et réticulés et qui favorise cette croissance, le revêtement ayant les propriétés suivantes: (a) une partie importante de ce revêtement présente des pores d'un diamètre moyen compris entre environ 90 et 600 micromètres;

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(b) des communications entre pores ayant des diamètres moyens supérieurs à environ 50 micromètres; (c) un module d'élasticité compris entre environ 1750 et 3500 MPa pour une matière thermoplastique non poreuse solide, non armée, et entre environ 3500 et 21 000 MPa pour une matière thermoplastique non poreuse solide et armée; (d) une porosité totale supérieure à environ 20 % et répartie de manière que le revêtement présente un gradient transversal de porosité tel que les pores les plus petits se trouvent sur la face du revêtement en contact avec l'élément fonctionnel de charge et que les

pores les plus grands se trouvent à la surface exté-

rieure du revêtement; et

<e) une déformation totale par fluage de la matière thermo-

plastique non poreuse, pleine et non armée inférieure à 1 % sous une charge constante de 7 MPa à la température

ambiante. -

Toutes les propriétés sont suffisantes pour

permettre aux efforts, appliqués au système musculo-squelet-

tique, d'être transmis aux spicules osseux se trouvant dans les pores de la matière et pour maintenir une charge et une stabilité des pores suffisant à promouvoir une ossification irréversible. Les dispositifs prothétiques préparés par le procédé de l'invention présentent un gradient de porosité

directionnel bien défini, permettant un comportement bio-

mécanique supérieur à celui du dispositif décrit dans le

brevet n0 4 164 794 précité. En particulier, la surface exté-

rieure du revêtement o la croissance du tissu osseux doit se produire présente avantageusement une porosité supérieure et

des pores d'un diamètre moyen supérieur; la surface inté-

rieure du revêtement o les niveaux de contraintes sont les plus élevés présente une plus grande densité de matière (plus faible porosité) et, par conséquent, une plus grande raideur et une plus grande résistance; la surface intérieure est plus lisse, ce qui augmente l'aire de contact avec

l'implant métallique et, par conséquent, améliore la résis-

7.

tance de la liaison réalisée entre le revêtement et le métal.

Il est possible d'obtenir des temps de traitement réduits

d'une manière optimale, car le traitement réalisé pour obte-

nir des gradients de porosité bien définis repose sur des vitesses de chauffage directionnel relativement élevées, conditions qui doivent être évitées dans les procédés mis en

oeuvre pour la réalisation de pièces poreuses uniformes.

Comme indiqué dans le brevet n0 4 164 794

précité, les matières entrant dans la préparation des dispo-

sitifs prothétiques sont classées sous le vocable "matières

thermoplastiques biotechniques". Une caractéristique impor-

tante de ces matières est qu'il est possible de prévoir leur tenue à long terme et à court terme au moyen d'équations

utilisées dans les techniques du métal. Ces équations d'inge-

nieurie ne peuvent s'étendre que jusqu'à la limite visco-

élastique linéaire de la matière. Le polyéthylène à haute

densité présente une limite visco-élastique linéaire infé-

rieure à 0,1 % et, compte tenu de cette limite concernant l'amplitude de la déformation, la contrainte admissible est minimale. Par contre, la limite visco-élastique linéaire des matières thermoplastiques biotechniques telles que définies dans le présent mémoire correspond à une déformation d'au moins 1 %. Par exemple, l'une des matières thermoplastiques

biotechniques préférées, convenant au revêtement du dispo-

sitif selon l'invention, est une polysulfone dont la limite de déformation est de 2 %. Par conséquent, les équations des techniques des métaux, à long terme et à court terme, peuvent

être appliquées jusqu'à cette limite.

Les caractéristiques particulières des matières thermoplastiques biotechniques apparaissent de manière encore plus évidente lorsque la tenue de ces matières est comparée à celle des polymères indiqués précédemment comme convenant aux dispositifs poreux de fixation. Si le module de fluage varie notablement avec le temps, la déformation augmente nettement, ce qui entraîne une distorsion des pores et un microdéplacement de la prothèse sous l'effet de la charge. On a déjà publié des comptes-rendus d'essais de fluage effectués sur du polyéthylène poreux à haute densité 8.

et sur une matière composite polytétrafluoréthylène-

graphite, ces deux matières ayant été citées dans les brevets précités. On a observé que des changements importants de la

structure poreuse apparaissent sous des efforts de compres-

sion aussi faibles que 560 kPa en ce qui concerne les

matières composites poreuses polytétrafluoréthylène-

graphite, et 2100 kPa en ce qui concerne le polyéthylène poreux à haute densité. L'application d'efforts dépassant 2100 kPa fait descendre généralement au-dessous de 5 minutes la durée au bout de laquelle les deux réalisations citées, en polyéthylène à haute densité, se détériorent'sous l'effet de l'effort. Il convient de noter que ce niveau d'effort de

2100 kPa correspond à celui rencontré dans certaines articu-

lations orthopédiques et dans certaines applications du dispositif. L'importance du maintien de la géométrie des pores sous l'effet de la charge a été soulignée précédemment, au cours d'observations montrant qu'un tissu fibreux se forme dans de petits pores. Ceci est particulièrement critique au début des périodes post-opératoires, avant la croissance du tissu osseux, lorsque le revêtement polymérique poreux de la prothèse d'articulation doit avoir une résistance et une rigidité suffisantes pour supporter indépendamment la charge

appliquée, sans assistance de la part du tissu osseux déve-

loppé par la suite. La résistance des matières polymériques antérieures provient de la croissance du tissu osseux. Des revêtements poreux en matière thermoplastique biotechnique

présentent une résistance analogue à celle de l'os.

Chacune de ces matières, lorsqu'elle est prépa-

rée conformément à l'invention, permet d'obtenir des revête-

ments ayant les propriétés physiques énumérées précédemment.

Des exemples de ces matières comprennent les polysulfones

telles que polyphénylsulfone, polyéthersulfone, polyarylsul-

fones et autres; du sulfure de polyphénylène, du polyacétal, des polyesters thermoplastiques tels que les polyesters aromatiques, des polycarbonates, des polyamides aromatiques,

des polyamides-imides aromatiques, des polyimides thermo-

plastiques et les polyaryléthers-cétones, des polyaryl-

éthers-nitriles, des polyhydroxyéthers aromatiques et 9. autres. Les matières les plus avantageuses pour la mise en oeuvre de l'invention sont les polysulfones aromatiques. Ces polysulfones contiennent des motifs récurrents de formule L(Ar-S02) o Ar est un radical aromatique divalent contenant au moins un motif de formule: dans laquelle Y est de l'oxygène, du soufre ou le reste d'un

diol aromatique tel que le 4,4'-bis-(p-hydroxyphényl)-

alcane. Des résines thermoplastiques polyarylène-polyéther-

polysulfone particulièrement avantageuses sont celles compo-

sées de motifs récurrents ayant la formule ci-dessous: CH3 _ SO2±e- O@ I_' o n est compris entre 10 et environ 500. Ces matières sont commercialisées par la firme Union Carbide Corporation sous les appellations UDEL polysulfones P-1700 et P-3703. Ces matières diffèrent l'une de l'autre par le fait que la

matière du type "P-3703" présente un poids moléculaire infé-

rieur à l'autre. Il est également possible d'utiliser une polysulfone du type "Astrel 360" commercialisée par la firme

3M Corporation et une polysulfone du type "200 P" commercia-

lisée par la firme ICI, ainsi qu'une polyphénylsulfone "Radel" commercialisée par la firme Union Carbide

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10.

Corporation. Certaines matières thermoplastiques biotech-

niques cristallines telles que le Stilan de la firme Raychem Corporation, le "Polyarylene" et le "Phenoxy A" de la firme

Union Carbide Corporation conviennent également.

Les matières utilisées dans le dispositif selon l'invention peuvent également contenir des substances de renfort si cela est souhaité. L'introduction de fibres à base de verre, de carbone ou de matières organiques dans les

matières thermoplastiques biotechniques accroît les caracté-

ristiques de structure et de résistance aux charges. Les matières thermoplastiques biotechniques présentent des modules de flexion ou de traction, en masse, ayant des valeurs comprises entre 1750 et 3500 MPa. Des produits armés de fibres présentent des modules dont les valeurs peuvent s'élever jusqu'à 21 000 MPa selon le type de fibre et la

charge. Ces valeurs de module constituent la plage intermé-

diaire demandée pour le soutien post-opératoire initial et la stabilité à long terme des prothèses implantées et fixées par croissance osseuse dans des zones soumises à des charges

élevées.

Des revêtements thermoplastiques biotechniques préparés par le procédé de l'invention et présentant, en travers de leur épaisseur, un certain gradient de porosité, seront décrits ci-après en regard du dessin annexé à titre d'exemples nullement limitatifs et sur lequel: - la figure 1 est une photomicrographie de la section droite d'un revêtement poreux de polysulfone, montrant la surface intérieure; et - la figure 2 est une photomicrographie de la section droite d'un revêtement poreux, montrant la surface extérieure. La figure 1 représente, à un agrandissement de , la surface intérieure d'un revêtement thermoplastique biotechnique poreux préparé selon l'invention. La densité de la partie frittée est la plus grande à l'interface 10 entre

le revêtement poreux 12 et un support solide 14. Ces parti-

cules superficielles frittées forment essentiellement une peau ou un revêtement continu qui assure une surface maximale 1 1. de contact avec le support. Ainsi, on obtient une meilleure adhérence sur le support et, par conséquent, une raideur et

une résistance convenables o cela est nécessaire. Des parti-

cules 16, éloignées de l'interface 10, présentent une confi-

guration frittée caractérisée par des pores et des communi- cations plus grandes, avec, pour conséquence, la plus grande

porosité du revêtement.

La figure 2 est également une photomicrographie

montrant la section droite d'un revêtement poreux de poly-

sulfone à un agrandissement de 75. Cette vue montre que la porosité extérieure du revêtement est la plus grande à la surface extérieure 18, ce qui permet un accès aisé pour la

croissance du tissu osseux à l'intérieur du revêtement.

En pratique, le dispositif prothétique selon l'invention est commodément préparé par la mise en oeuvre

d'une technique de frittage au cours de laquelle des parti-

cules de la matière thermoplastique biotechnique sont chauf-

fées suivant une séquence particulière et pendant une durée et à une température suffisantes pour provoquer leur frittage, c'est-à-dire pour souder les particules les unes aux autres en un ou plusieurs points de contact, afin de former, à partir de la matière thermoplastique biotechnique, une matière composite continue et poreuse, ayant le gradient

de porosité et les propriétés mécaniques souhaitées.

En ce qui concerne les propriétés mécaniques souhaitées, on a observé que le module d'une matière poreuse peut être prévu au moyen de l'équation de Kerner ou au moyen d'une équation modifiée de Halpin-Tsai. Par conséquent, pour obtenir une matière ayant une porosité de 55 %, par exemple, et un module d'élasticité supérieur à 280 MPa, le module du polymère de départ doit dépasser 1400 MPa. Ainsi, la plupart des polypropylènes et tous les polyéthylènes à haute densité sont incapables d'être utilisés pour former une matière ayant

une porosité de 55 % et, simultanément, un module de 280 MPa.

Par ailleurs, étant donné que le module de la polysulfone solide dépasse 2380 MPa, il est possible d'obtenir une matière ayant une porosité de 55 % et dont le module dépasse

490 MPa.

12. 2460129

En ce qui concerne le dispositif prothétique selon l'invention, il est avantageux que le revêtement ait une porosité supérieure à environ 20 % et il est encore plus avantageux que cette porosité soit comprise entre environ 30 et 70 %. Même s'il est possible de prévoir le module d'une matière thermoplastique ayant une porosité souhaitée, il n'existe pas de procédé simple permettant de fabriquer une matière approchant ces prévisions et pouvant être utilisée pour le dispositif selon l'invention. Cependant, on a découvert de manière inattendue que le degré souhaité de

porosité pouvait être obtenu, sans détérioration des proprié-

tés mécaniques, par un choix approprié de la dimension des particules, de la répartition du poids moléculaire et des

conditions de frittage. Ces trois critères sont interdépen-

dants et nécessaires pour obtenir un revêtement ou un article ayant les caractéristiques demandées. Par exemple, la durée

et la température de frittage permettant d'obtenir une répar-

tition souhaitée de dimension des pores peuvent ne pas

conduire au module d'élasticité souhaité et/ou à la résis-

tance à la traction souhaitée. La distribution des dimensions des particules de départ et la durée et la température de frittage doivent être ajustées pour obtenir l'équilibre souhaité entre la dimension des pores, leur porosité et leurs

propriétés mécaniques.

En ce qui concerne la distribution des dimensions - des particules, il est apparu que des matières frittées

satisfaisant les critères de porosité et de propriétés méca-

niques nécessaires à l'obtention d'un dispositif prothétique satisfaisant peuvent être obtenues au moyen de particules d'une seule dimension ou d'une distribution bimodale des

dimensions des particules.

En pratique, un mélange de dimensions de parti-

cules selon lequel le rapport des diamètres des particules est compris entre environ 7:1 et environ 5:1 s'est révélé acceptable pour la réalisation de revêtements poreux de plus de 2 mm d'épaisseur. Des dimensions de particules comprises entre environ 300 et 50 micromètres sont particulièrement 13. avantageuses. Par exemple, un mélange de particules retenues sur un tamis ayant des ouvertures de 0,30 mm et passant à travers un tamis ayant des ouvertures de 0,05 mm permet d'obtenir des revêtements et des articles ayant la porosité et les caractéristiques biomécaniques souhaitées. On a égale- ment observé que des résultats optimaux sont obtenus lorsque le rapport des particules fines aux particules grossières est

compris entre environ 40 % et 60 % en poids.

Dans le cas de revêtements frittés et poreux ayant une épaisseur de l'ordre de 0,5 à 2,0 mm environ, des particules passant à travers un tamis de 0,42 mm d'ouverture et retenues sur un tamis de 0,21 mm d'ouverture (dimension moyenne des particules de 320 micromètres) sont apparues comme permettant d'obtenir les caractéristiques mécaniques

et biologiques les plus avantageuses.

Comme indiqué précédemment, les conditions de frittage sont particulièrement importantes, non seulement pour obtenir la porosité globale souhaitée du revêtement, mais également pour obtenir, au cours de la même opération, le gradient souhaité de porosité. En général, le frittage est réalisé par remplissage d'un moule mécanique avec une poudre et par chauffage de ce moule à une température prescrite de frittage Ts supérieure à la température T de passage par l'état vitreux et inférieure à la température de fusion ou de traitement à l'état fondu Tm (c'est-àdire T9 < T T m). La température de frittage est maintenue à une valeur constante pendant une durée donnée t. Essentiellement, aucune pression autre que celle due à la dilatation thermique différentielle

n'est appliquée. L'application d'une pression à la tempéra- ture Ts provoque une fusion de la matière. Ceci indique que dans le cas o

une pression est appliquée, il faut utiliser des cycles comprenant des températures plus basses et des durées inférieures pour conserver la porosité des pièces frittées. Cependant, contrairement à la technique de frittage décrite dans le brevet n0 4 164 794 précité et selon laquelle un chauffage est utilisé pour obtenir un frittage homogène afin de maintenir une porosité à peu près uniforme à

14. 1 2 2460129

travers le revêtement, l'invention utilise des vitesses de

chauffage élevées, avec un flux thermique directionnel déter-

miné et, par conséquent, elle permet d'obtenir un gradient de porosité bien défini. En utilisant des vitesses de chauffage élevées, on établit un gradient de température à l'intérieur de la poudre de frittage, ce qui permet d'obtenir une plus faible porosité dans la zone o la température est plus élevée. Ainsi, une structure poreuse déterminée est obtenue par chauffage directionnel, c'est-à-dire par conduction de la chaleur de l'intérieur vers l'extérieur pendant le procédé de frittage-liaison. Selon le dispositif prothétique particulier à revêtir, une ou plusieurs techniques peuvent être mises en oeuvre pour réaliser le chauffage différentiel. Par exemple, un manchon de matière poreuse frittée peut être préparé séparément de la prothèse et fixé au dispositif au moyen d'adhésifs et/ou par retrait. Comme indiqué dans l'exemple 2

décrit ci-après, un manchon de matière frittée est convena-

blement préparé dans un moule isolé dans lequel le noyau est chauffé en premier afin qu'il se développe, à sa surface intérieure, une "peau" correspondant étroitement à la forme du noyau et ayant une faible porosité à proximité immédiate de l'interface. Le chauffage peut être effectué par la mise en oeuvre de plusieurs procédés tels que le passage d'une

huile de silicone chauffée à l'intérieur du noyau.

Lorsque le chauffage intérieur est achevé,

l'isolation est retirée et le moule est chauffé soit simulta-

nément à l'intérieur et à l'extérieur, soit uniquement à l'extérieur. Cette opération se poursuit jusqu'à ce que le frittage soit achevé et jusqu'à ce que la matière présente la

structure poreuse et les propriétés mécaniques souhaitées.

Une fois que la matière est suffisamment refroidie, elle est retirée du noyau. Le manchon fritté solide peut ensuite être appliqué sur un implant métallique par revêtement de ce dernier, par immersion, d'un film de polysulfone réagissant par un groupe silyle (PSF-SR) qui est ensuite réticulé à 270'C pendant 10 à 15 minutes. L'implant reçoit ensuite un film de PSF-1700 M.G. également par la mise en oeuvre d'un

15. 2460129

procédé de revêtement par immersion, puis il est séché.

Lorsque ce film a séché, la tige est de nouveau immergée dans une solution de PSF-1700 M.G. (5 à 10 % de PSF-1700 M.G. dans CH2Cl2) et le manchon poreux est glissé en place alors que la polysulfone "adhésive" est encore collante. La prothèse achevée est ensuite séchée et nettoyée. Après stérilisation, elle est prête à être implantée par voie chirurgicale et par

réalisation d'un ajustement étroit.

D'autres procédés peuvent également être employés, en particulier lorsque les implants ne sont pas

uniformes ou trop petits pour être chauffés de l'intérieur.

Par exemple, comme indiqué dans l'exemple 3 décrit ci-après, on a observé des variations de dimension entre certaines prothèses de la hanche humaine du même modèle. Plutôt que d'usiner un nouveau moule pour chaque implant, il est

possible d'utiliser un chauffage par induction.

La différence principale entre cette technique et la précédente est que l'implant lui-même est utilisé comme

partie "mâle" ou noyau du moule et que la poudre est chauffée-

d'abord de l'extérieur, puis de l'intérieur. Le frittage réalisé à partir de l'intérieur est obtenu par chauffage par

induction de l'implant.

On prépare la fixation de la tige de l'implant en appliquant et en amenant à maturation un film de PSF-SR sur

cette tige, puis en appliquant et en séchant un film de PSF-

1700 M.G.. L'implant est ensuite introduit dans la cavité du moule et fixé. L'espace (1 mm de large ou plus) ménagé entre la tige de l'implant et les parois de la cavité du moule est

ensuite rempli d'une poudre de PSF-1700 M.G.. dont les parti-

cules présentent la distribution de dimensions souhaitée. La

surface extérieure du moule est ensuite élevée à la tempéra-

ture de frittage par chauffage, par exemple au moyen d'un collier chauffant, d'un ruban chauffant à effet Joule ou d'une bobine d'induction si le moule est réalisé en matière appropriée. Le chauffage extérieur n'est maintenu que pendant une courte durée. On obtient une ébauche sousfrittée et

surdimensionnée, car la poudre de polymère se fritte davan-

tage à la surface de la cavité et s'éloigne de l'implant par

16. 2460129

retrait. Une fois que l'ébauche est suffisamment cohérente pour conserver sa forme, la partie -du moule présentant la

cavité est coupée et enlevée. Il reste le revêtement surdi-

mensionné sur l'implant. L'implant et le revêtement sont ensuite placés dans une bobine d'induction conçue pour réali-

ser un chauffage uniforme de la surface de l'implant métal-

lique. L'implant est chauffé par induction jusqu'à la tempé-

rature appropriée pour le frittage et il est maintenu à cette température jusqu'à la fin du frittage. Le revêtement se rétracte afin d'épouser étroitement la surface de l'implant et de s'y fixer. La prothèse ainsi revêtue est ensuite refroidie et nettoyée. Après stérilisation, elle est prête à

être implantée par voie chirurgicale.

Les revêtements frittés et poreux selon l'inven-

tion, qui présentent un gradient-de porosité, sont également d'une certaine utilité pour les noyaux de racines d'implants dentaires. Cependant, en raison de la faible dimension des implants, il n'est pas pratique de les chauffer uniquement de l'intérieur. Par conséquent, on a conçu un moule permettant d'atteindre un gradient de température suffisant. Ce moule

comprend une plaque supérieure, un corps et une plaque infé-

* rieure. Cette dernière présente une ou plusieurs cavités destinées à recevoir l'implant à revêtir, cet implant étant retourné à l'envers. Ainsi, l'implant est placé de manière que la partie de la butée à revêtir soit tournée vers le

haut. Le corps du moule est ensuite placé sur la plaque infé-

rieure, ce corps présentant des ouvertures alignées avec des colonnes orientées vers le haut. Ensuite, l'espace ménagé entre les noyaux ou colonnes et les parois de la cavité du corps du moule est rempli d'une poudre de polymère présentant une répartition souhaitée des dimensions des particules. La poudre est introduite par des trous dans la partie supérieure du corps du moule et elle est tassée afin d'assurer un remplissage convenable de la totalité de l'espace. La plaque supérieure est ensuite mise en place et fixée au moyen de vis à tête. Le moule, entouré d'une isolation, est placé dans une presse dont les plateaux ont été préchauffés. Le plateau supérieur est chauffé à une température inférieure de 40'C à 17. la température souhaitée de frittage et le plateau inférieur

est chauffé à une température supérieure de 400C à la tempé-

rature souhaitée de frittage. Ces réglages ont pour effet d'élever tout d'abord la température des noyaux de racines en titane, puis de les maintenir à une température supérieure à celles des parois de la cavité du corps du moule. Ainsi, la surface intérieure du revêtement poreux épouse extrêmement

bien la surface extérieure du noyau auquel elle doit adhérer.

Après que le moule a atteint la température souhaitée et a été maintenu à cette température pendant la durée nécessaire, le moule est retiré de la presse et refroidi. Les implants

achevés sont retirés du moule et nettoyés. Après stérili-

sation, les racines artificielles de dents sont prêtes à être

implantées par voie chirurgicale.

L'élément fonctionnel de charge du dispositif prothétique selon l'invention peut être réalisé dans divers métaux et alliages bien connus de l'homme de l'art. Bien que le titane et le tantale soient principalement les seuls métaux purs considérés comme sûrs pour un usage interne, divers alliages ont été acceptés d'une manière générale. Des aciers inoxydables, des alliages à base de cobalt et des alliages à base de titane sont tous tolérés par le corps, résistent à la corrosion et peuvent être façonnés suivant la

forme souhaitée.

Pour certaines applications, il peut être

souhaitable d'ajouter des additifs qui accroissent la résis-

tance de la prothèse à l'usure et à l'abrasion. Des fibres de carbone, des fibres de graphite, du "Teflon" et du bisulfure de molybdène conviennent comme additifs qui permettent d'obtenir des matières thermoplastiques biotechniques ayant une résistance à l'usure égale ou supérieure à celle des matières autolubrifiées communément utilisées dans des prothèses d'articulation commercialisées. Des compositions comprenant des fibres de carbone sont avantageuses pour le

moulage par injection ou l'usinage de prothèses d'articu-

lation telles que des coupelles acétabulaires, des éléments de tibias, des éléments glénoides de prothèses totales du

genou et de l'épaule.

18. 2460129

Les revêtements frittés selon l'invention peuvent être liés à l'élément fonctionnel de charge par la

mise en oeuvre de plusieurs procédés. Par exemple, des poly-

mères réagissant par un groupe silyle, tels qu'une poly-

sulfone réagissant par un groupe silyle, sont utilisés pour la fixation de revêtements polymériques poreux sur des substrats métalliques. Des résines polysulfone réagissant

par un groupe silyle (PSF-SR) possèdent trois caractéris-

tiques importantes. La première caractéristique est la

présence de groupes terminaux silane hydrolysables qui assu-

rent une aptitude naturelle à la fixation sur des surfaces métalliques. La deuxième caractéristique est que les résines

PSF-SR ont une faible viscosité à l'état fondu (ou en solu-

tion),ce qui facilite sensiblement le "mouillage" pendant la

formation de liaisons adhésives. La troisième caractéris-

tique est que ces résines constituent des adhésifs polymé-

riques insolubles dans les fluides physiologiques et, par

conséquent, ne produisant aucun effet biologique ni toxicolo-

gique lorsqu'ils sont implantés. D'autres techniques telles qu'un retrait à chaud d'un manchon partiellement fritté

peuvent également être utilisées.

EXEMPLE 1

Cet exemple décrit l'effet des conditions de

frittage sur la dimension des corps.

Cet essai montre notamment l'effet des condi-

tions de frittage (c'est-à-dire la dimension des particules, la durée et la température du bain) sans qu'il soit tenté d'établir un gradient de porosité. Pour cet essai, des moules simples sont réalisés dans un tube d'acier de 9,5 mm de diamètre extérieur. Ce tube est coupé à une longueur de 15 cm et il est équipé de bouchons extrêmes filetés. L'épaisseur de la paroi du tube est d'environ 0,96 mm. La pièce de matière plastique frittée ainsi obtenue a un diamètre de 7,6 mm et une longueur de 15 cm. Elle s'avère être un échantillon de dimension permettant de caractériser commodément les

propriétés de traction.

19. De la poudre de PSF-3703, dont la distribution de

dimension des particules est indiquée dans le tableau I ci-

dessous, est utilisée. Cette matière est frittée selon le procédé suivant: tassement de la poudre dans un moule; immersion du moule dans un bain d'huile à 2201C pendant diverses durées comprises entre 10 et 30 minutes. Le barreau

obtenu, d'un diamètre de 7,6 mm, est ensuite coupé en échan-

tillons de 63,5 mm de longueur.

La distribution de-la dimension des pores commu-

nicants est ensuite déterminée par porosimétrie par intrusion de mercure. Les données sont indiquées dans le tableau I. Les dimensions caractéristiques des pores sont indiquées sous la forme du pourcentage de pores de dimensions supérieures ou égales à 132 micromètres. Lorsque la durée d'échauffement est portée de 10 à 30 minutes, le nombre de pores de diamètre supérieur ou égal à 132 micromètres augmente. Cependant, si

la matière est maintenue à 2200C pendant des durées supé-

rieures à 30 minutes, l'échantillon obtenu n'est plus poreux.

Par ailleurs, si la matière est maintenue à température pendant moins de 10 minutes, le frittage obtenu est faible ou nul. Par conséquent, il existe une durée optimale de maintien

à la température et une température optimale pour une dimen-

sion de particules donnée ainsi qu'une.distribution de poids moléculaire donnée afin d'obtenir des pores de dimension

souhaitée.

2 460129

20. Ouvertures du tamis (mm) 0,50 0,42 0,30 0,25 0,18 0,15 0,15 0,105 0, 062 0,062 Durée de frittage à 220 C (min)

TABLEAU I

Distribution (%) des particules (retenues R et passantes P) 0 (R) Trace (R) o (R)

14,0 (R)

,0 (R)

18,0 (R)

o (P)

,0 (R)

4,0 (R)

4,0 (P)

% en volume de pores >,132 pm 49,4 52,6 56,5 58,1 61,8 69,5 ,4

EXEMPLE 2

Cet exemple décrit l'effet de la séquence de

chauffage sur la porosité.

Dans cet exemple, un moule mâle-femelle est réalisé dans des tubes d'acier ayant différents diamètres intérieurs. L'élément mâle présente un diamètre extérieur de 6,35 mm et il est emmanché à l'intérieur d'un élément femelle de plus grand diamètre, à savoir d'un diamètre intérieur de 12,7 mm. Le moule est monté de manière que de l'huile chauffée puisse circuler dans la partie intérieure creuse de

l'élément mâle et l'ensemble du moule est chauffé de l'exté-

rieur par des moyens séparés.

L'espace compris entre le noyau et les parties du moule présentant une cavité est ensuite rempli de poudre de polymère ayant la distribution souhaitée des dimensions de particules. La poudre n'est pas tassée comme c'est le cas

246C129

21. dans les techniques classiques de frittage utilisées dans la métallurgie des poudres. L'extérieur du moule étant isolé, on fait passer une huile siliconée, chauffée à une température de 2501C, dans l'élément mâle du moule pendant une période de 15 minutes. L'isolation est ensuite retirée et l'extérieur est chauffé au moyen d'un ruban électrique jusqu'à ce que la température extérieure atteigne 2400C. Ces températures sont

maintenues pendant environ 10 minutes. Après refroidis-

sement, un manchon fritté est retiré du moule et il présente un gradient de porosité analogue à celui indiqué sur les

figures 1 et 2.

EXEMPLE 3

Cet exemple décrit le frittage d'un revêtement

poreux, épousant l'implant, par chauffage de cet implant.

En raison des variations de dimensions (pouvant

atteindre de 1,27 à 1,52 mm) qui sont apparues entre diffé-

rents implants de hanche humaine, réalisés sur le même modèle, il est nécessaire d'usiner un nouveau moule pour chaque prothèse de hanche à revêtir. Cet exemple décrit un procédé qui consiste à chauffer l'implant par induction afin

de permettre un frittage et une liaison simultanés du revête-

ment. Il est donc possible de revêtir des prothèses qui, en raison de leur géométrie, ne permettent pas l'application en

une seule pièce d'un manchon de forme complémentaire, préala-

blement fritté. La différence importante entre cette technique et celle décrite précédemment est que l'implant lui-même est utilisé comme élément "mâle" ou noyau du moule et que la poudre est chauffée d'abord de l'extérieur, puis de l'intérieur. Le frittage réalisé à partir de l'intérieur est

obtenu par chauffage inductif de l'implant.

La tige de l'implant est préparée pour une

liaison par l'application et la maturation d'un film de PSF-

SR sur cette tige, puis par l'application et le séchage d'un film de PSF1700 M.G.. L'implant est ensuite introduit dans la cavité du moule et fixé. L'espace (1 mm de large ou plus) entre la tige de l'implant (noyau) et les parois de la cavité du moule est rempli d'une poudre de PSF-1700 M. G. dont les

22. 2460129

particules ont une distribution de dimension souhaitée.

L'extérieur du moule est ensuite porté à la température de frittage à laquelle il est maintenu pendant seulement une courte durée. On obtient ainsi une ébauche sous-frittée et surdimensionnée, car la poudre de polymère se fritte princi- palement à la surface de la cavité et s'éloigne de l'implant par retrait. Une fois que l'ébauche est suffisamment cohérente pour conserver sa forme, la partie du moule présentant la cavité est coupée et enlevée de manière à

laisser le revêtement surdimensionné sur l'implant.

L'implant et son revêtement sont ensuite placés dans une bobine d'induction conçue pour réaliser un chauffage uniforme de la surface de l'implant métallique. L'implant est chauffé par induction jusqu'à la température appropriée pour le frittage et il est maintenu à cette température jusqu'à ce que le frittage soit achevé et que le revêtement épouse étroitement, par retrait, la surface de l'implant et se fixe à cette surface. La prothèse ainsi revêtue est ensuite refroidie et nettoyée. Après stérilisation, elle peut être implantée par voie chirurgicale. On a également étudié une opération de frittage/retrait/liaison par chauffage d'un implant à 2550C dans un four à air chaud, la tige de l'implant étant tournée vers le haut. On enfile ensuite le manchon poreux de l'ébauche sur la tige chaude, puis on'le laisse achever son frittage et se rétracter jusqu'à ce qu'il soit ajusté à force. Même en l'absence de liaison adhésive,

les revêtements poreux sont difficiles à enlever.

Il va de soi que de nombreuses modifications peuvent être apportées au dispositif décrit et représenté

sans sortir du cadre de l'invention.

23.

Claims

REVENDICATIONS

1. - Dispositif prothétique, caractérisé en ce qu'il comporte un élément fonctionnel de charge dont au moins une partie est recouverte d'un revêtement poreux en matière thermoplastique biotechnique compatible avec la croissance de spicules osseux et favorisant cette croissance, cette

matière étant choisie dans le groupe comprenant des polysul-

fones, des sulfures de polyphénylène, des polyacétals, des

polyesters thermoplastiques, des polycarbonates, des poly-

amides aromatiques, des polyamides-imides aromatiques, des polyimides thermoplastiques, des polyaryléther-cétones, des polyaryléther-nitriles et des polyhydroxyéthers aromatiques, et ayant les propriétés suivantes: (a) une partie importante de ce revêtement présente des pores d'un diamètre moyen compris entre environ 90 et 600 micromètres, et plus particulièrement entre environ et 400 micromètres; (b) des communications entre pores ayant des diamètres moyens supérieurs à environ 50 micromètres; (c) un module d'élasticité compris entre environ 1750 et 3500 MPa pour une matière thermoplastique non poreuse solide, non armée, et entre environ 3500 et 21 000 MPa pour une matière thermoplastique non poreuse solide et armée; (d) une porosité totale supérieure à environ 20 % et répartie de manière que le revêtement présente un gradient transversal de porosité tel que les pores les plus petits se trouvent sur la face du revêtement en contact avec l'élément fonctionnel de charge et que les

pores les plus grands se trouvent à la surface exté-

rieure du revêtement; et

(e) une déformation totale par fluage de la matière thermo-

plastique non poreuse, pleine et non armée inférieure à 1 % sous une charge constante de 7 MPa à la température ambiante, toutes ces propriétés étant suffisantes pour permettre aux efforts appliqués au système musculo-squelettique d'être transmis aux spicules osseux développés dans les pores de la 24. matière et pour maintenir une charge et une stabilité des

pores suffisantes afin de favoriser une ossification irréver-

sible.

2. - Dispositif selon la revendication 1, carac-

térisé en ce que le revêtement poreux a une épaisseur

comprise entre environ 0,5 et 10 mm.

3. - Dispositif selon la revendication 1, carac-

térisé en ce que la matière thermoplastique est armée, auquel cas son module d'élasticité est compris entre environ 3500 et 21 000 MPa, ou bien en ce que la matière thermoplastique n'est pas armée, auquel cas son module d'élasticité est

compris entre environ 1750 et 3500 MPa.

4. - Dispositif selon la revendication 1, carac-

térisé en ce que la matière thermoplastique présente une

porosité comprise entre environ 30 et 70 %.

5. - Dispositif selon la revendication 1, carac-

térisé en ce que ce dispositif est une prothèse totale de la hanche, un implant à lame périostique interne ou autre implant dentaire, un clou intramédullaire, une vis de

suppression ou une vis corticale.

6. - Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'élément fonctionnel de charge est réalisé en acier inoxydable, en alliage à base de cobalt ou

en alliage à base de titane.

7. - Dispositif selon la revendication 1, carac-

térisé en ce que la matière thermoplastique biotechnique est une polysulfone, une polyarylsulfone, une polyphénylsulfone,

une polyéthersulfone, un polycarbonate, un polyamide aroma-

tique ou un polyhydroxyéther aromatique.

8. - Procédé de préparation d'un dispositif prothétique comprenant un élément fonctionnel de charge dont au moins une partie est recouverte d'un revêtement poreux en matière thermoplastique technique, biocompatible avec la

croissance de spicules osseux et favorable à cette crois-

sance, cette matière étant choisie dans le-groupe comprenant

des polysulfones, des sulfures de polyphénylène, des poly-

acétals, des polyesters thermoplastiques, des polycar-

bonates, des polyamides aromatiques, des polyamides-imides

246 C6 1-29

25.

aromatiques, des polyimides thermoplastiques, des polyaryl-

éther-cétones, des polyaryléther-nitriles et des poly-

hydroxyéthers aromatiques, le procédé étant caractérisé en ce qu'il consiste: (a) à remplir l'espace compris entre le noyau et la partie délimitant la cavité d'un moule mâle-femelle, dans lequel l'élément mâle a la forme d'au moins une partie de l'élément fonctionnel de charge, avec des particules d'une matière thermoplastique biotechnique dont au moins une fraction de la distribution des diamètres moyens de particules est comprise entre environ 50 et 600 micromètres; (b) à élever la température de l'élément mâle du moule jusqu'à une valeur comprise entre la température de

passage par l'état vitreux et la température de traite-

ment à l'état fondu de la matière thermoplastique; (c) à élever ensuite la température de l'élément femelle du moule sensiblement à la même valeur; (d) à maintenir la température d'au moins l'un des éléments pendant une durée suffisante pour fritter au moins partiellement ladite matière; (e) à chauffer davantage la matière afin d'achever le

frittage et de communiquer à ladite matière les pro-

priétés (a) à (e) de la revendication 1; et (f) à fixer ladite matière sur l'élément fonctionnel de charge.

9. - Procédé selon la revendication 8, caracté-

risé en ce que les particules de matière thermoplastique biotechnique ont au moins une fraction d'une distribution bimodale des rapports des diamètres moyens des particules

comprise entre environ 7:1 et environ 5:1.

10. - Procédé selon la revendication 8, caracté-

risé en ce qu'une matière partiellement frittée et cohérente est retirée du moule à la fin de l'opération (d) et ensuite

chauffée pour achever le frittage de ladite matière.

11. - Procédé selon la revendication 10, caractérisé en ce que la matière, après le frittage, est fixée à l'élément fonctionnel de charge par des moyens

mécaniques et/ou chimiques.

26. 12. - Procédé de préparation d'un dispositif prothétique comprenant un élément fonctionnel de charge dont au moins une partie est recouverte d'un revêtement poreux en matière thermoplastique technique, biocompatible avec la croissance de spicules osseux et favorisant cette croissance, cette matière étant choisie dans le groupe comprenant des

polysulfones, des sulfures de polyphénylène, des poly-

acétals, des polyesters thermoplastiques, des poly-

carbonates, des polyamides aromatiques, des polyamides-

imides aromatiques, des polyimides thermoplastiques, des polyaryléthercétones, des polyaryléther-nitriles et des polyhydroxyéthers aromatiques, le procédé étant caractérisé en ce qu'il consiste: (a) à remplir l'espace compris entre le noyau et la partie délimitant la cavité d'un moule mâlefemelle, dans lequel l'élément mâle a la forme d'au moins une partie de l'élément fonctionnel de charge, avec des particules d'une matière thermoplastique biotechnique dont au moins une fraction de la distribution des diamètres moyens de particules est comprise entre environ 50 et 600 micromètres; (b) à élever la température de l'élément femelle du moule jusqu'à une valeur comprise entre la température de

passage par l'état vitreux et la température de traite-

ment à l'état fondu de la matière thermoplastique pendant une durée suffisante pour fritter la matière et former une ébauche qui conserve sa forme lorsqu'elle est retirée de l'élément femelle du moule; (c) à enlever l'élément femelle du moule en laissant sur le

noyau une ébauche partiellement frittée et surdimen-

sionnée; et (d) à chauffer ensuite le noyau pour achever le frittage de l'ébauche et provoquer un retrait de cette dernière

assurant sa mise en forme.

13. - Procédé selon la revendication 12, carac-

térisé en ce que l'élément fonctionnel de charge est chauffé

par induction.

27. 14. - Procédé de préparation d'un dispositif prothétique comprenant un élément fonctionnel de charge dont au moins une partie est recouverte d'un revêtement poreux en matière thermoplastique technique, biocompatible avec la croissance de spicules osseux et favorisant cette croissance, cette matière étant choisie dans le groupe comprenant des

polysulfones, des sulfures de polyphénylène, des poly-

acétals, des polyesters thermoplastiques, des poly-

carbonates, des polyamides aromatiques, des polyamides-

imides aromatiques, des polyimides thermoplastiques, des polyaryléthercétones, des polyaryléther-nitriles et des polyhydroxyéthers aromatiques, le procédé étant caractérisé en ce qu'il consiste: (a) à remplir l'espace compris entre le noyau et la partie délimitant la cavité d'un moule mâlefemelle, dans lequel l'élément mâle a la forme d'au moins une partie de l'élément fonctionnel de charge, avec des particules d'une matière thermoplastique biotechnique dont au moins une fraction de la distribution des diamètres moyens de particules est comprise entre environ 50 et 600 micromètres; (b) à placer le moule entre deux plateaux afin que le premier plateau soit en contact avec l'élément mâle et le second plateau en contact avec l'élément femelle; et (c) à chauffer ensuite le premier plateau à une température supérieure de 400C à la température de frittage de la matière et, simultanément, à chauffer le second plateau à une température inférieure à peu près du même nombre

de degrés à la température de frittage.