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WO2007017612A2 - Procede de fabrication d'un dispositif medical interne - Google Patents

Procede de fabrication d'un dispositif medical interne Download PDF

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WO2007017612A2
WO2007017612A2 PCT/FR2006/050784 FR2006050784W WO2007017612A2 WO 2007017612 A2 WO2007017612 A2 WO 2007017612A2 FR 2006050784 W FR2006050784 W FR 2006050784W WO 2007017612 A2 WO2007017612 A2 WO 2007017612A2
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WO
WIPO (PCT)
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medical device
internal medical
titanium
mold
digital data
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/FR2006/050784
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English (en)
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WO2007017612A3 (fr
Inventor
Pierre Layrolle
Cécile LEROUX
Michel Dorget
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Association pour les Transferts de Technologies du Mans
Original Assignee
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Association pour les Transferts de Technologies du Mans
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM, Association pour les Transferts de Technologies du Mans filed Critical Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
Publication of WO2007017612A2 publication Critical patent/WO2007017612A2/fr
Publication of WO2007017612A3 publication Critical patent/WO2007017612A3/fr
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    • G16H20/40—ICT specially adapted for therapies or health-improving plans, e.g. for handling prescriptions, for steering therapy or for monitoring patient compliance relating to mechanical, radiation or invasive therapies, e.g. surgery, laser therapy, dialysis or acupuncture

Definitions

  • the present invention relates to the manufacture of medical devices intended to be implanted in the body of a patient, and in particular the manufacture of implants for example to replace or supplement hard parts of the body of a patient such as bones.
  • the need to replace bones or parts of bones in a patient can result from diseases such as osteoporosis, osteoarthritis, trauma, fractures, infections, accidents or even cancers, such as knee cancer.
  • diseases such as osteoporosis, osteoarthritis, trauma, fractures, infections, accidents or even cancers, such as knee cancer.
  • the number of patients treated in orthopedic surgery per year in France can be estimated at around 500,000. This sector is growing strongly, particularly because of the aging of the population. It is estimated that 1, 6 million individuals have an orthopedic implant in France.
  • Tissue reconstruction regeneration of damaged tissues or the production of damaged skeletal parts can be achieved by autograft or allograft, but these grafts are often limited in quantity (autograft ⁇ 20 cm 3 ) and pose the problem of transmission of pathogens or immunological rejection (bone allografts). In many cases, the use of synthetic implants is the only possible solution.
  • titanium and its alloys meet this need and are widely used in maxillofacial and vertebral orthopedic surgery.
  • hip prostheses (120,000 prostheses / year) and knee prostheses, osteosynthesis plates and screws, or vertebral fusion cages (50,000 implants) can be mentioned as an example. in France).
  • the preparation of porous titanium from argon-compressed titanium powder has already been described (NGD Murray, DC Dunand.), Part I kinetics and microstructure, Acta Materialia 52 (2004) 2269-2278 and NGD Murray, DC Dunand., Effect of thermal history on the superplastic expansion of argon-filled pores in titanium: Part II modeling of kinetics.
  • Polyurethane foams coated with a titanium suspension are also known (JP Li, CA. van Blitterwijk, K. de Groot.) Factors having influence on the rheological properties of Tl6A14V slurry, J Mater Sci Mater Med (2004) 15 ( 9): 951-8 and Li JP, Li SH, Van Blitterswijk CA, Groot K. A novel porous T6A4V: characterization and cell attachment, J. Biomed Mater Res A.
  • the polymer After drying, the polymer is pyrolyzed and the titanium is sintered at 1200 ° C., a titanium foam, replica of the polyurethane foam is recovered.
  • the porosity is 70-80% with interconnected pores.
  • the structure is similar to cancellous bone.
  • the compressive strength is
  • the implants described above also generally have the disadvantage, because of their method of manufacture, not to have precise anatomical shape or internal structure for biological fixation to tissue, including bone tissue.
  • the part made in step b) from the numerical data can be made in a malleable enough material to allow to obtain a great variability of shape, and at the same time resistant enough to withstand the particular thermal stresses that involves the casting of a metal in the next step.
  • the techniques for manufacturing internal medical devices so as to overcome the difficulties and disadvantages encountered with the techniques mentioned above.
  • the inventors have therefore developed a method for producing an internal medical device meeting the need of the state of the art, making it possible to obtain implants and / or metal prostheses of original and complex shapes, with in particular internal forms with strong concavities or with micro-channels or points, forms inaccessible by conventional metal machining techniques.
  • the inventors have thus developed a method of producing an internal medical device for obtaining objects of excellent quality, having dimensions of several tens of centimeters. These objects have excellent mechanical properties, a precise anatomical shape allowing the reconstruction of important bone tissue losses and an alveolar internal structure formed of interconnected pores of varying sizes.
  • a method for producing an internal medical device intended to be implanted in the body of a patient comprising the following steps: a) acquiring a digital data set representative of the three-dimensional geometry of the part of the body within which said internal medical device is intended to be implanted, said set of digital data comprising the information relating to the three geometric dimensions of said part of the body, both external form and structure internal honeycomb, b) make a rapid prototyping impression whose geometry consists of the geometry defined by the set of numerical data obtained in step a), c) casting a mold around the impression with a precursor product of a refractory material capable of withstanding the temperatures necessary to the casting of metals and alloys, d) treating the mold to obtain a refractory material, e) removing the impression and recovering the refractory material mold f) casting at least one molten metal or alloy in the mold obtained at step e) and removing the refractory material to obtain said internal medical device.
  • the method developed by the inventors simultaneously makes it possible to control the external geometry of the implantable medical device to be produced, the internal geometry but also the internal cellular structure, that is to say the interconnectivity, the geometry, the diameter and the orientation of said device.
  • the method developed by the inventors thus makes it possible to design and manufacture structures of complex external and internal forms at several scales.
  • the present method also makes it possible to produce in a very short time (1 to 2 days) a metal part conforming to the numerical model and this in a minimum of steps and with excellent dimensional control of the objects.
  • the imprint made in step b) is not brought into contact with a molten metal during the implementation of the method of the invention. Therefore, a large number of different materials can be used to make said imprint.
  • the process developed by the inventors is thus compatible with a very large number of techniques for producing three-dimensional structures since the imprint made in step b) will not have to withstand the stresses due to the casting of a metal. More generally, the method according to the invention therefore makes it possible to use materials in steps b) and f) whose direct contact is a priori incompatible.
  • Step f) of casting a metal or an alloy can be advantageously followed by a cleaning, which makes it possible to obtain objects having a satisfactory surface cleanness, in particular to enable the object to be realized to be implanted or brought into contact with living media.
  • This cleaning will be performed by sandblasting calcium phosphate particles and etching in an ultrasonic bath.
  • step b) of the method implements a technique chosen from among rapid prototyping, 3D printing, stereolithography, sintering of powder, and the deposit of matter.
  • the imprint can be made of polystyrene on a Sinderstation process marketed by 3D Systems
  • the imprint can be made of starch on the process marketed by Z Corporation.
  • the impression can be made either of epoxy resin on a process marketed by 3D Systems called SLA, or of acrylate resin on a LC process marketed by Méiko.
  • the impression can be made in wax either on a ModelMaker process marketed by Solidscape or on a Thermojet process marketed by 3D Systems.
  • step b) consists of a step of manufacturing an imprint according to a rapid prototyping method, wherein the fingerprint is manufactured directly, for example by stereolithography, from the digital data collected in step a), according to rapid prototyping techniques known per se.
  • a digital data processing system is used, for example of the personal computer type, said system comprising lines allowing the input of digital data and lines allowing the output of digital data.
  • the digital data input line (s) may be connected to digital image acquisition devices as well as to function control devices, for example a keyboard, pointing device, a pallet graphic, etc.
  • the digital data output line (s) may be connected to image display means, in particular computer screens or to a digital rapid prototyping device.
  • the digital data set representative of the three-dimensional geometry of the part of the body within which said internal medical device is intended to be implanted can be obtained with any of the acquisition devices. known digital images, such as a digital camera or a surface scan image acquisition device, for example an optical scanner device.
  • an NMR or scanning X-ray device is used.
  • an X-ray scanner device comprising an X-ray tube which irradiates the part of the body of the patient in which the medical device is to be implanted, for example a bone or a part of upper limb bone or lower, as well as a multiplicity of detectors that measure the differences in absorption between the different regions of said part of the body concerned.
  • such an NMR or X-ray scanner device also comprises a computer which makes it possible, for example, by using algorithms, to generate the set of digital data representative of the three-dimensional geometry of the part of the body in which said device internal medical is intended to be implanted.
  • Step a) of the method it is thus possible to use either a device X-ray scanning (digital tomodensimetry or "CT scan") is a nuclear magnetic resonance scanning device (NMR scanner).
  • CT scan digital tomodensimetry
  • NMR scanner nuclear magnetic resonance scanning device
  • Said impression can be made from a wide variety of materials, for example waxes, fatty acid esters which are insoluble in water but soluble in organic solvents, derivatives of naphthalene, organic materials for example hot melt plastics, and generally organic compounds produced by polymerization, or sugars.
  • materials for example waxes, fatty acid esters which are insoluble in water but soluble in organic solvents, derivatives of naphthalene, organic materials for example hot melt plastics, and generally organic compounds produced by polymerization, or sugars.
  • a mold is made from said part and said piece is removed from the mold.
  • said part is made of plastic, and in particular hot-melt plastics such as polysulfonamides, polystyrenes, polyesters and or elastomers such as silicone, said part is removed using appropriate solvents and / or high temperatures.
  • hot-melt plastics such as polysulfonamides, polystyrenes, polyesters and or elastomers such as silicone
  • said part is removed using appropriate solvents and / or high temperatures.
  • sugars for example cellulose or starch and / or saccharides
  • said piece is removed by adding water.
  • the impression made in step b) consists of a material selected from a polymer, a wax, a sugar, a polymerizable compound, or mixtures thereof.
  • the precursor product of a refractory material used in step c) consists of plaster, or a hydraulic cement.
  • a refractory material that is suitable for carrying out the invention comprises 50 to 70% by weight of magnesia, 20 to 30% by weight of alumina and 5 to 10% by weight of zircon, relative to the total weight of the material.
  • the casting of the precursor product of refractory material around the impression made in step b) is carried out by conventional techniques, for example techniques known to dental technicians or foundries.
  • step d) the mold is treated to obtain a refractory material.
  • the treatment may consist of heating, or alternatively of simple drying at ambient temperature, when the precursor product of refractory material consists of plaster.
  • Step e) consists in eliminating the impression and recovering a mold made of refractory material
  • step f) consists in casting metal in the mold made in step e) so as to obtain said internal medical device.
  • said metal or alloy is selected from titanium and its alloys, cobalt chromium alloys, aluminum titanium alloys, titanium vanadium alloys, stainless steel.
  • a titanium block can be placed above the plaster casting between two electrodes in a vacuum chamber.
  • the titanium is then liquefied by an electric arc (electrofusion) or melted to be poured into the plaster cavity.
  • said metal used is selected from titanium and its alloys, cobalt chromium alloys and stainless steel.
  • type 316 L steel can be used.
  • the method according to the invention thus makes it possible to produce internal medical devices or implants, and for example titanium prostheses of shapes quite original with in particular very concave internal forms, inaccessible by conventional metal machining techniques.
  • Such implants may in particular be used in the context of bone reconstruction applications. These implants have anatomical shapes and an internal alveolar structure allowing the biological fixation and the mechanical maintenance of the tissues.
  • the invention also relates to an internal medical device intended to be implanted in the body of a patient, characterized in that it consists of porous metal, said device comprising interconnected pores ranging in size from 50 to 2000 ⁇ m, and an open macroporosity of at least 50%.
  • the implants should preferably have an open macroporosity of at least 50% with interconnected pores of 50 to 2000 ⁇ m, and preferably 200 to 1500 ⁇ m.
  • macroporosity means a porosity whose pore size is equal to or greater than 50 ⁇ m as opposed to a microporosity concerning pores whose size is less than 50 ⁇ m.
  • interconnected pores is meant according to the present invention, pores that can communicate with each other, as opposed to a closed porous structure in which each pore is independent of the neighboring pore.
  • the presence of interconnected pores and / or cells facilitates the diffusion of biological fluids , cell colonization, vascularization, bone regrowth and transfer of biomechanical forces.
  • the presence of interconnected pores and / or cells within the medical device allows the diffusion of various factors, such as active principles, and constitutes a potential space for tissue growth.
  • the internal medical device may comprise both pores ranging in size from 50 to 200 ⁇ m and pores ranging in size from 1000 to 2000 ⁇ m.
  • pore gradients of different sizes can be defined according to the desired biological function.
  • Pores ranging in size from 50 to 200 ⁇ m can promote the diffusion and retention of proteins and growth factors in the body or added to the implant.
  • capillarity forces follow Jurin's law. These forces allow rapid diffusion of fluids and retention of biological factors.
  • An implant can for example be immersed in a concentrate of autologous growth factors or produced by just prior to implantation into the patient from this patient's tissue samples. These growth factors will stimulate bone healing in and around the implant.
  • the external parts of the implant preferably have a size greater than 100 microns to allow cell colonization.
  • a mesenchymal stem cell has a size of about 10 microns.
  • a bone cell of osteoblast or osteoclast type has a size of several tens of micrometers.
  • the implants can thus be immersed in an autologous cell suspension such as the bone marrow of the patient just before implantation.
  • autologous cell suspension such as the bone marrow of the patient just before implantation.
  • These cells will promote bone healing within and around the implant especially when the patient has been irradiated by cancer or bone loss is important.
  • mesenchymal stem cells makes it possible to regenerate the bone tissue within the implant.
  • the larger pores, ie from 1000 to 2000 ⁇ m, allow the formation of blood capillaries and the revascularization of bone tissues.
  • oxygen and nutrient inputs are essential for cell and tissue viability. Any tissue located at a distance greater than about 0.1 mm from a blood capillary is not viable. The presence of such an interconnected network allows the growth of blood vessels that facilitate the viability of bone healing tissue within the implant.
  • a fixation system can be integrated into the model to attach the implant to the skeleton.
  • a system of clips in the implant and osteosynthesis plates screwed to the bone is preferred.
  • Titanium is a low density, unalterable, biocompatible metal that allows the realization of orthopedic prostheses including spinal fusion cages (French market: 50,000 interventions / year).
  • the internal medical devices obtained at the end of the process when made of titanium, have compressive strengths of 20 to 60 MPa depending on the porosity and allowing applications under body load in orthopedic, maxillofacial and vertebral surgery.
  • the invention also relates to an internal medical device obtained according to the method described above.
  • the invention further relates to the use of an internal medical device according to the invention for bone repair and / or reconstruction.
  • the present invention is further illustrated without being limited by the following figures and examples.
  • Figure 1 shows an implant diagram for medical use showing the external and internal geometry.
  • Figure 2 shows a photograph of a titanium implant obtained by vacuum casting in a rapid prototyping impression.
  • FIG. 3 and FIG. 4 are representations obtained by X-ray micro-tomography of the titanium implant shown in FIG. 2 showing the interconnected cellular structure and the absence of defects or bubbles in the spans of the implant.
  • An implant model is designed using software from a set of specifications (geometry, internal structure, macroporosity, pore size, pore gradients).
  • the geometry chosen is a cylinder diameter 7.1 mm and length 9.6 mm. This geometry makes it possible to implant this implant by simply making a hole of diameter 7 mm to the drill in which is inserted with a slight tightening the implant.
  • External geometries can also come from a SCANNER file and match all or part of an existing bone.
  • the obtained wax model is mounted on a base used for the fabrication of dental prostheses with a metal strapping.
  • the wax model is wet with the solution (TivaVest CB) to increase its wettability.
  • a slip of refractory material (TivaVest CB) is then cast on the wax model on a vibrating tray.
  • the set is placed in a chamber with slight overpressure to eliminate air bubbles.
  • the assembly is then heated ( ⁇ 900 0 C) to burn the wax of the mold.
  • the mold of refractory material is maintained in the oven at ⁇ 512 ° C.
  • the mold is then placed inside a vacuum titanium casting machine conventionally used in the manufacture of dental prostheses (Girbart, Sch ⁇ tz, Labtech).
  • a 20 g pure titanium cylinder (Cp Ti grade 2) is placed in contact with 2 copper electrodes.
  • the machine is evacuated and argon is injected to create a protective and non-oxidative atmosphere. Voltage is applied between the copper electrodes to melt the titanium.
  • the copper platinum retracts to allow the molten metal to fall into the mold.
  • the molten metal fills the space previously occupied by the wax and gives rise to the creation of the piece.
  • the mold is taken out of the oven and soaked in water to cool it down.
  • the mold is broken to remove the excess of the refractory material and to obtain a titanium blank still containing refractory material.
  • This part is cleaned by sanding with a two-phase calcium phosphate (BCP) powder with a particle size of 150-250 ⁇ m and an air pressure of 4 bar (REITEL sandblaster).
  • BCP calcium phosphate
  • the titanium part is etched in a solution of hydrofluoric acid, nitric acid and water.
  • the implant is washed with deionized water and ethanol without an ultrasonic bath.
  • An internal medical device or implant having the characteristics presented in Table 1 below is obtained. From the visualizations made with the micro tomograph X it is possible to measure the diameter and the height of the implants as well as the size of the pores. The weight of each sample is also measured. Using this weight, the volume calculated using diameter and height as well as the theoretical density of titanium, the porosity is calculated.
  • Theoretical pore size 1, 2 mm

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Abstract

L'invention concerne un procédé de réalisation d'un dispositif médical interne destiné à être implanté dans le corps d'un patient, comprenant notamment les étapes suivantes: a) acquérir un ensemble de données numériques représentatif de la géométrie en trois dimensions de la partie du corps au sein de laquelle ledit dispositif médical interne est destiné à être implanté, b) fabriquer une empreinte par prototypage rapide dont la géométrie consiste en la géométrie définie par l'ensemble de données numériques obtenu à l'étape a), c) couler un moule autour de l'empreinte avec un produit précurseur d'un matériau réfractaire, d) traiter le moule pour obtenir un matériau réfractaire, e) éliminer l'empreinte du moule, f) couler un métal ou un alliage en fusion dans le moule obtenu à l'étape e) et éliminer ce dernier pour obtenir ledit dispositif médical interne.

Description

Procédé de fabrication d'un dispositif médical interne
La présente invention concerne la fabrication de dispositifs médicaux destinés à être implantés dans le corps d'un patient, et notamment la fabrication d'implants destinés par exemple à remplacer ou compléter des parties dures du corps d'un patient tels que les os.
La nécessité de remplacer des os ou des parties d'os chez un patient peut résulter de maladies, telles que l'ostéoporose, l'arthrose, de traumatismes, de fractures, d'infections, d'accidents ou encore de cancers, tels que le cancer du genou. On peut évaluer à environ 500 000 le nombre de patients traités en chirurgie orthopédique, par an, en France. Ce secteur est en forte progression, notamment à cause du vieillissement de la population. On estime à 1 ,6 million le nombre d'individus porteurs d'un implant orthopédique en France.
Les pertes importantes de tissu osseux posent le problème de leur reconstruction. Il n'existe pas de solution thérapeutique, fonctionnelle et esthétique au cas des cancers des voies aérodigestives. En effet, il est souvent nécessaire dans ce cas d'effectuer l'ablation chirurgicale de grandes quantités de tissu (par exemple la mandibule) suivi de séances d'irradiation. Ces séances d'irradiation compromettent la cicatrisation des tissus. De plus, il n'existe pas de matériau biologique ou synthétique permettant de reconstruire ces pertes de tissu osseux avec une bonne tenue mécanique.
La reconstruction tissulaire, la régénération des tissus endommagés ou encore la fabrication de parties du squelette endommagé peut être réalisée par l'autogreffe ou des allogreffes, mais ces greffons sont souvent limités en quantité (autogreffe <20 cm3) et posent le problème de la transmission d'agents pathogènes ou de rejet immunologique (allogreffes osseuses). Dans beaucoup de cas, le recours à des implants synthétiques est la seule solution possible.
De manière générale, pour des applications médicales de reconstruction osseuse telles que l'orthopédie, la reconstruction maxillo-faciale ou du rachis, il est nécessaire de disposer de matériaux biocompatibles ayant d'excellentes propriétés mécaniques.
A titre d'exemple, le titane et ses alliages répondent à cette nécessité et sont largement utilisés en chirurgie orthopédique maxillo-faciale et vertébrale. On peut citer à titre d'exemple la réalisation, par usinage de métaux, de prothèses de hanche (120 000 prothèses /an) et de genou, de plaques et vis d'ostéosynthèse, ou encore de cages de fusion vertébrales (50 000 implants/an en France). La préparation de titane poreux à partir de poudre de titane comprimée sous argon a déjà été décrite (N. G. D. Murray, D.C. Dunand. Effect of thermal history on the superplastic expansion of argon-filled pores in titanium: Part I kinetics and microstructure. Acta Materialia 52 (2004) 2269-2278 et N. G. D. Murray, D.C. Dunand. Effect of thermal history on the superplastic expansion of argon-filled pores in titanium: Part II modeling of kinetics. Acta Materialia 52
(2004) 2279-2291 ) Après chauffage à haute température (800-1200 0C) dans une ampoule scellée, le gaz s'échappe en créant la porosité et la poudre de titane est frittée. La porosité du titane est comprise entre 29% et 44% mais est faiblement interconnectée (<10%). Il n'y a pas de pores interconnectés pour permettre la repousse osseuse. De plus, il n'est pas possible de contrôler les dimensions externes et internes des implants et une étape d'usinage est nécessaire.
Des mousses de polyuréthane recouvertes d'une suspension de titane sont également connues (J. P. Li, CA. van Blitterwijk, K. de Groot. Factors having influence on the rheological properties of TÏ6A14V slurry. J Mater Sci Mater Med. (2004)15(9):951 -8 et Li JP, Li SH, Van Blitterswijk CA, de Groot K. A novel porous TÏ6AI4V: characterization and cell attachment. J Biomed Mater Res A.
(2005) 73A (2):223-33). Apres séchage, le polymère est pyrolyse et le titane est fritte à 12000C, une mousse de titane, réplique de la mousse de polyuréthane est récupérée. La porosité est de 70-80% avec des pores interconnectés. La structure est similaire à de l'os spongieux. La résistance en compression est de
10.3 +/- 3.3 MPa avec un module d'élasticité de 0.8 +/- 0.3 GPa.
Ce procédé ne permet néanmoins pas le contrôle des dimensions externes et internes des implants et un usinage numérique sur machine outils est nécessaire avec le risque de fermer la porosité de la mousse de titane très élastique.
Les différentes voies de préparation de titane poreux à partir de poudre et d'argon ou de polymères fugitifs sont décrites dans : D.C. Dunand. Processing of titanium foams. Advanced Engineering Materials. (2004) 6(6): 369-376. L'usage du prototypage rapide n'est pas décrit ni même énoncé dans les perspectives. Une reconstruction maxillo-faciale avec un treillis en titane a également été décrite (Singare S, Dichen L, Bingheng L, Yanpu L, Zhenyu G, Yaxiong L. Design and fabrication of custom mandible titanium tray based on rapid prototyping. Med Eng Phys. (2004) 26(8):671-6). Un objet volumique en polymère est fabriqué par prototypage rapide à partir d'images scanner du patient. Cet objet en plastique permet de façonner le treillis en titane pour lui donner une forme anatomique (partie manquante de la mandibule du patient). Cet article ne concerne qu'un treillis (plaques de titane trouées par usinage) sans structure alvéolaire interne.
Les caractéristiques des objets produits selon les procédés décrits ci- dessus c'est à dire la porosité, l'interconnexion, le contrôle dimensionnel, et les propriétés mécaniques sont insuffisantes pour des applications en chirurgies orthopédique, maxillo-faciale ou du rachis.
Les implants décrits ci-dessus présentent en outre généralement l'inconvénient, du fait de leur mode de fabrication, de ne pas posséder de forme anatomique précise ni de structure interne permettant la fixation biologique au tissu, notamment au tissu osseux.
Il existe donc un besoin dans l'état de la technique pour de nouveaux implants possédant à la fois une grande résistance mécanique, une forme anatomique précise et constante et une structure interne permettant la fixation biologique au tissu osseux. Pour satisfaire ce besoin, d'autres techniques ont été développées. On peut citer à titre d'exemple la technique décrite dans la demande WO-03/000480, qui comprend les étapes suivantes: a) concevoir par ordinateur une structure désirée, b) fabriquer un moule en trois dimensions pour produire de manière indirecte la structure désirée, c) couler un matériau dans le moule pour obtenir la structure désirée, d) enlever le moule de la structure ainsi obtenue.
De telles techniques comprennent néanmoins des inconvénients. Par exemple, la pièce réalisée à l'étape b) à partir des données numériques, peut être faite dans un matériau assez malléable pour permettre d'obtenir une grande variabilité de forme, et en même temps assez résistant pour supporter les contraintes notamment thermiques qu'implique la coulée d'un métal, à l'étape suivante. II existe donc un besoin pour améliorer les techniques de fabrication de dispositifs médicaux internes, de manière à surmonter les difficultés et les inconvénients rencontrés avec les techniques évoquées ci-dessus.
En particulier, il existe un besoin pour de nouveaux procédés de fabrication de dispositifs médicaux internes, qui permettent de réaliser des implants solides, de formes très variées et complexes, possédant par exemple une structure alvéolaire connectée interne permettant la fixation des tissus vivants.
Les inventeurs ont donc mis au point un procédé de réalisation d'un dispositif médical interne répondant au besoin de l'état de la technique, permettant d'obtenir des implants et/ou des prothèses en métal de formes originales et complexes, avec en particulier des formes internes avec de fortes concavités ou encore avec des micro canaux ou des pointes, formes inaccessibles par les techniques classiques d'usinage des métaux. Les inventeurs ont ainsi mis au point un procédé de réalisation d'un dispositif médical interne permettant d'obtenir des objets d'excellente qualité, présentant des dimensions de plusieurs dizaines de centimètres. Ces objets présentent des propriétés mécaniques excellentes, une forme anatomique précise permettant la reconstruction de pertes de tissus osseux importantes et une structure interne alvéolaire formée de pores interconnectés de tailles variables.
Selon l'invention, il a été mis au point un procédé de réalisation d'un dispositif médical interne destiné à être implanté dans le corps d'un patient, ledit procédé comprenant les étapes suivantes : a) acquérir un ensemble de données numériques représentatif de la géométrie en trois dimensions de la partie du corps au sein de laquelle ledit dispositif médical interne est destiné à être implanté, ledit ensemble de données numériques comprenant les informations relatives aux trois dimensions géométriques de ladite partie du corps, à la fois forme externe et structure interne alvéolaire, b) fabriquer une empreinte par prototypage rapide dont la géométrie consiste en la géométrie définie par l'ensemble de données numériques obtenues à l'étape a), c) couler un moule autour de l'empreinte avec un produit précurseur d'un matériau réfractaire capable de supporter les températures nécessaires à la coulée de métaux et d'alliages, d) traiter le moule pour obtenir un matériau réfractaire, e) éliminer l'empreinte et récupérer le moule en matériau réfractaire f) couler au moins un métal ou un alliage en fusion dans le moule obtenu à l'étape e) et éliminer le matériau réfractaire pour obtenir ledit dispositif médical interne.
Le procédé mis au point par les inventeurs permet simultanément de contrôler la géométrie externe du dispositif médical implantable à réaliser, la géométrie interne mais également la structure alvéolaire interne, c'est-à-dire l'interconnectivité, la géométrie, le diamètre et l'orientation dudit dispositif.
Le procédé mis au point par les inventeurs permet ainsi de concevoir et de fabriquer des structures de formes complexes externes et internes à plusieurs échelles. Le présent procédé permet également de produire dans un temps très court (1 à 2 jours) une pièce métallique conforme au modèle numérique et ceci dans un minimum d'étapes et avec un excellent contrôle dimensionnel des objets.
L'empreinte fabriquée à l'étape b) n'est pas mise en contact avec un métal en fusion, lors de la mise en œuvre du procédé de l'invention. Par conséquent, un grand nombre de matériaux différents peuvent être utilisés pour réaliser ladite empreinte.
Le procédé mis au point par les inventeurs est ainsi compatible avec un nombre très élevé de techniques de réalisation de structures en trois dimensions puisque l'empreinte fabriquée à l'étape b) n'aura pas à supporter les contraintes dues au coulage d'un métal. De manière plus générale, le procédé selon l'invention permet donc d'utiliser des matériaux aux étapes b) et f) dont le contact direct est a priori incompatible.
L'étape f) de coulage d'un métal ou d'un alliage peut être avantageusement suivie d'un nettoyage, qui permet d'obtenir des objets présentant une propreté de surface satisfaisante, notamment pour permettre à l'objet réalisé d'être implanté ou mis au contact de milieux vivants. Ce nettoyage sera réalisé par sablage de particules de phosphate de calcium et attaque acide dans un bain ultrasonique.
De préférence, l'étape b) du procédé met en œuvre une technique choisie parmi le prototypage rapide, l'impression 3D, la stéréolithographie, le frittage de poudre, et le dépôt de matière.
A titre d'exemple, lorsque le frittage de poudre est choisi pour réaliser l'étape b) du procédé, l'empreinte peut être réalisée en polystyrène sur un procédé Sinderstation commercialisé par 3D Systems Lorsque l'impression 3D est choisie pour réaliser l'étape b) du procédé, l'empreinte peut être réalisée en amidon sur le procédé commercialisé par la société Z Corporation.
Lorsque la stéréolithographie est choisie pour réaliser l'étape b) du procédé, l'empreinte peut être réalisée soit en résine époxy sur un procédé commercialisé par 3D Systems appelé SLA, soit en résine acrylate sur un procédé LC commercialisé par Méiko.
Lorsque le dépôt de matière est choisi pour réaliser l'étape b) du procédé, l'empreinte peut être réalisée en cire soit sur un procédé ModelMaker commercialisé par Solidscape soit sur un procédé Thermojet commercialisé par 3D Systems.
De nombreux autres procédés peuvent être utilisés dans ce cas de figure ainsi que d'autres matières.
Le procédé ci-dessus permet la fabrication d'un dispositif médical interne, lequel comprend essentiellement des étapes automatisées qui ne requièrent pas l'intervention technique de l'homme notamment lorsque l'étape b) consiste en une étape de fabrication d'une empreinte selon un procédé de prototypage rapide, dans lequel l'empreinte est fabriquée directement, par exemple par stéréolithographie, à partir des données numériques collectées à l'étape a), selon des techniques de prototypage rapide connues en soi. Pour mettre en œuvre le procédé pour la fabrication d'un dispositif médical interne selon l'invention, on utilise un système de traitement de données numériques, par exemple du type ordinateur personnel, ledit système comprenant des lignes permettant l'entrée de données numériques et des lignes permettant la sortie des données numériques. La ou les lignes d'entrée de données numériques peut (vent) être reliée(s) à des dispositifs d'acquisition des images numériques ainsi qu'à des dispositifs de commande de fonction, par exemple un clavier, dispositif de pointage, une palette graphique, etc.
La ou les lignes de sortie de données numériques peut(vent) être reliée(s) à des moyens de visualisation d'images, en particulier des écrans d'ordinateur ou encore à un dispositif numérique de prototypage rapide. A l'étape a) du procédé, l'ensemble de données numériques représentatif de la géométrie en trois dimensions de la partie du corps au sein de laquelle ledit dispositif médical interne est destiné à être implanté peut être obtenu avec tous dispositifs d'acquisition d'images numériques connus, tel qu'un appareil photo numérique ou encore un dispositif d'acquisition d'image par balayage de surface, par exemple un dispositif scanner optique. De préférence, on utilise à l'étape a) un dispositif RMN ou à rayons X à balayage.
On peut avantageusement utiliser un dispositif scanner à rayons X comprenant un tube à rayons X qui irradie la partie du corps du patient au sein de laquelle le dispositif médical doit être implanté, par exemple, un os ou une partie d'os de membre supérieur ou inférieur, ainsi qu'une multiplicité de détecteurs qui mesurent les différences d'absorption entre les différentes régions de ladite partie du corps concerné.
En général, un tel dispositif scanner RMN ou à rayons X comprend aussi un calculateur permettant, par exemple, en utilisant des algorithmes, de générer l'ensemble de données numériques représentatif de la géométrie en trois dimensions de la partie du corps dans laquelle ledit dispositif médical interne est destiné à être implanté.
Pour acquérir l'ensemble de données numériques représentatives de la géométrie en trois dimensions de la partie du corps au sein de laquelle ledit dispositif médical interne est destiné à être implanté, à l'étape a) du procédé, on peut ainsi utiliser soit un dispositif à balayage de rayons X (tomodensimétrie numérique ou « CT scan ») soit un dispositif à balayage par résonance magnétique nucléaire (scanner à RMN). L'étape b) du procédé de l'invention implique la fabrication d'une empreinte à partir des données numériques collectées.
Ladite empreinte peut être réalisée à partir d'une grande variété de matériaux, par exemple des cires, des esters d'acide gras qui sont insolubles dans l'eau mais solubles dans les solvants organiques, des dérivés du naphtalène, des matières organiques par exemple des matières plastiques thermofusibles, et de manière générale, des composés organiques produits par polymérisation, ou des sucres.
Au cours de l'étape c) du procédé, un moule est réalisé à partir de ladite pièce puis ladite pièce est éliminée du moule. Pour éliminer la pièce du moule, plusieurs techniques connues en soi peuvent être utilisées. Par exemple, lorsque ladite pièce est réalisée en plastique, et en particulier en plastiques thermofusibles tels que les polysulfonamides, les polystyrènes, les polyesters et ou encore en élastomères tel que du silicone, ladite pièce est retirée en utilisant des solvants appropriés et/ou des températures élevées. Lorsque des sucres sont utilisés, par exemple de la cellulose ou de l'amidon et/ou des saccharides, ladite pièce est retirée en ajoutant de l'eau.
Ainsi, de préférence l'empreinte réalisée à l'étape b) est constituée d'une matière choisie parmi un polymère, une cire, un sucre, un composé polymérisable, ou des mélanges de ceux-ci. De préférence, le produit précurseur d'un matériau réfractaire utilisé à l'étape c) est constitué de plâtre, ou d'un ciment hydraulique. A titre d'exemple un matériau réfractaire convenant à la réalisation de l'invention comprend 50 à 70% en poids de magnésie, 20 à 30% en poids d'alumine et 5 à 10% en poids de zircon, par rapport au poids total du matériau. La coulée du produit précurseur de matériau réfractaire autour de l'empreinte réalisée à l'étape b) est effectuée par des techniques classiques par exemple des techniques connues des prothésistes dentaires ou des fondeurs.
A l'étape d), le moule est traité pour obtenir un matériau réfractaire. A titre d'exemple le traitement peut consister en un chauffage, ou alternativement en un simple séchage à température ambiante lorsque le produit précurseur de matériau réfractaire est constitué de plâtre.
L'étape e) consiste à éliminer l'empreinte et récupérer un moule en matériau réfractaire, et l'étape f) consiste à couler du métal dans le moule réalisé à l'étape e) de manière à obtenir ledit dispositif médical interne. De préférence, ledit métal ou alliage est choisi parmi le titane et ses alliages, les alliages de cobalt chrome, les alliages titane aluminium, les alliages titane vanadium, l'acier inoxydable.
A titre d'exemple, un bloc de titane peut être placé au-dessus de la pièce moulée en plâtre entre deux électrodes dans une enceinte sous vide. Le titane est ensuite liquéfié par un arc électrique (électrofusion) ou porté en fusion pour être coulé dans l'empreinte en plâtre. De manière tout à fait préférée, ledit métal utilisé est choisi parmi le titane et ses alliages, les alliages cobalt chrome et l'acier inoxydable. En particulier, de l'acier de type 316 L peut être utilisé.
Le procédé selon l'invention permet ainsi de réaliser des dispositifs médicaux internes ou implants, et par exemple des prothèses en titane de formes tout à fait originales avec en particulier des formes internes très concaves, inaccessibles par les techniques classiques d'usinage des métaux.
De tels implants peuvent être en particulier utilisés dans le cadre d'application en reconstruction osseuse. Ces implants présentent des formes anatomiques et une structure alvéolaire interne permettant la fixation biologique et le maintien mécanique des tissus.
L'invention concerne également un dispositif médical interne destiné à être implanté dans le corps d'un patient, caractérisé en ce qu'il est constitué de métal poreux, ledit dispositif comprenant des pores interconnectés dont la taille varie de 50 à 2000 μm, et une macroporosité ouverte d'au moins 50%.
En effet, pour une bonne intégration dans le squelette, les implants doivent de préférence posséder une macroporosité ouverte de 50 % minimum avec des pores interconnectés de 50 à 2000 μm, et de préférence de 200 à 1500 μm.
On entend par macroporosité, une porosité dont la taille des pores est égale ou supérieure à 50 μm par opposition à une microporosité concernant des pores dont la taille est inférieure à 50 μm.
Par « pores interconnectés » on entend selon la présente invention, des pores pouvant communiquer entre eux, par opposition à une structure poreuse fermée dans laquelle chaque pore est indépendant du pore voisin La présence de pores et/ou alvéoles interconnectés facilite la diffusion des fluides biologiques, la colonisation cellulaire, la vascularisation, la repousse osseuse et le transfert des forces biomécaniques. La présence de pores et/ou alvéoles interconnectés au sein du dispositif médical permet la diffusion de différents facteurs, tels que des principes actifs, et constitue un espace potentiel permettant la croissance des tissus.
De manière préférée, le dispositif médical interne peut comprendre à la fois des pores dont la taille varie de 50 à 200 μm et des pores dont la taille varie de 1000 à 2000 μm. Ainsi, des gradients de pores de différentes tailles peuvent être définis suivant la fonction biologique recherchée. Les pores dont la taille varie de 50 à 200 μm permettent de favoriser la diffusion et la rétention des protéines et facteurs de croissance corporels ou ajoutés à l'implant. Pour les pores de petite taille, les forces de capillarité suivent la loi de Jurin. Ces forces permettent une diffusion rapide des fluides et la rétention des facteurs biologiques. Un implant peut par exemple être immergé dans un concentré de facteurs de croissance autologues ou produits par génétique juste avant implantation chez le patient à partir de prélèvements tissulaires de ce patient. Ces facteurs de croissance stimuleront la cicatrisation osseuse au sein et autour de l'implant.
Les parties externes de l'implant possèdent de préférence une taille supérieure à 100 μm pour permettre la colonisation cellulaire. En effet, à titre d'exemple, une cellule souche mésenchymateuse possède une taille d'environ 10 μm. Une cellule osseuse de type ostéoblaste ou ostéoclaste possède une taille de plusieurs dizaines de micromètres.
Les implants peuvent ainsi être immergés dans une suspension cellulaire autologue comme la moelle osseuse du patient juste avant l'implantation. Ces cellules favoriseront la cicatrisation osseuse au sein et autour de l'implant en particulier lorsque le patient aura subi une irradiation suite à un cancer ou que la perte de tissu osseux est importante. Dans ce cas, l'apport de cellules souches mésenchymateuses permet de régénérer le tissu osseux au sein de l'implant. Les pores de plus grande taille c'est à dire de 1000 à 2000 μm permettent la formation de capillaires sanguins et la revascularisation des tissus osseux. En effet, des apports d'oxygène et d'éléments nutritifs sont essentiels à la viabilité cellulaire et tissulaire. Tout tissu situé à une distance supérieure à environ 0,1 mm d'un capillaire sanguin n'est pas viable. La présence d'un tel réseau interconnecté permet la croissance de vaisseaux sanguins qui facilitent la viabilité du tissu osseux de cicatrisation au sein de l'implant.
Enfin, un système de fixation peut être intégré au modèle afin de fixer l'implant au squelette. Un système de clips dans l'implant et de plaques d'ostéosynthèse vissées à l'os est préféré.
Le procédé de l'invention permet de réaliser des pièces en titane avec une grande précision sans défauts internes tels que des bulles. La géométrie et la structure alvéolaire interne du dispositif médical en titane sont identiques à ceux de la pièce fabriquée à l'étape b). Le titane est un métal peu dense, inaltérable, biocompatible qui permet la réalisation de prothèses orthopédiques et notamment des cages de fusion vertébrale (marché français : 50,000 interventions /an).
De préférence les dispositifs médicaux internes obtenus à l'issue du procédé, lorsqu'ils sont en titane, possèdent des résistances en compression de 20 à 60 MPa suivant la porosité et permettant des applications sous charge corporelle en chirurgies orthopédique, maxillo-faciale et vertébrale. L'invention concerne également un dispositif médical interne obtenu selon le procédé décrit ci-dessus.
L'invention concerne encore l'utilisation d'un dispositif médical interne selon l'invention pour la réparation et/ou la reconstruction osseuse. La présente invention est en outre illustrée sans pour autant y être limitée par les figures et les exemples suivants.
Figures :
La figure 1 représente un schéma d'implant pour usage médical faisant apparaître la géométrie externe et interne.
La figure 2 représente une photographie d'un implant en titane obtenu par coulée sous vide dans une empreinte produite par prototypage rapide.
La figure 3 et la figure 4 sont des représentations obtenues par micro tomographie aux rayons X de l'implant en titane représenté sur la figure 2 montrant la structure alvéolaire interconnectée et l'absence de défaut ou de bulle dans les travées de l'implant.
Exemple de réalisation d'un dispositif médical interne
Un modèle de l'implant est conçu en utilisant un logiciel à partir d'un cahier des charges (géométrie, structure interne, macroporosité, taille des pores, gradients de pores). Dans le cas de l'exemple, la géométrie choisie est un cylindre de diamètre 7.1 mm et de longueur 9.6 mm. Cette géométrie permet d'implanter cet implant en faisant simplement un trou de diamètre 7 mm à la perceuse dans lequel vient s'insérer avec un léger serrage l'implant. Les géométries externes peuvent également provenir de fichier SCANNER et correspondre à la totalité ou à une partie d'un os existant.
A cette géométrie externe, il est ajouté la géométrie interne constituée des pores interconnectés. Un maillage tridimensionnel de canaux cylindriques de diamètre de 1200 mm est utilisé de sorte à obtenir in fine une porosité de 50%. Le fichier stl de l'implant est imprimé sur une machine de prototypage rapide (Solidscape)
Le modèle en cire obtenu est monté sur une base utilisée pour la fabrication de prothèses dentaires avec un cerclage en métal. Le modèle en cire est mouillé avec la solution (TivaVest CB) afin d'augmenter sa mouillabilité. Une barbotine de matériau réfractaire (TivaVest CB) est ensuite coulée sur le modèle en cire sur un plateau vibrant. L'ensemble est placé dans une chambre en légère surpression pour éliminer les bulles d'air.
L'ensemble est ensuite chauffé (≈ 900 0C) pour brûler la cire du moule. Après l'étape de calcination de la cire, le moule en matériau réfractaire est maintenu dans le four à ≈ 512 0C.
Le moule est ensuite placé à l'intérieur d'une machine de coulée de titane sous vide utilisée classiquement dans la fabrication des prothèses dentaires (Girbart, Schϋtz, Labtech). Un cylindre de titane pur de 20 g (Cp Ti grade 2) est placé au contact de 2 électrodes de cuivre. La machine est mise sous vide et de l'argon est injecté pour créer une atmosphère protectrice et non oxydante. Une tension est appliquée entre les électrodes de cuivre afin de mettre en fusion le titane. Quand le titane est liquide, la platine en cuivre se rétracte pour permettre la chute du métal en fusion dans le moule. Le métal en fusion rempli l'espace occupé antérieurement par la cire et donne lieu a la création de la pièce. Après la coulée le moule est sorti du four et trempé dans l'eau pour le refroidir.
Enfin, le moule est cassé pour enlever l'excès du matériau réfractaire et obtenir une pièce brute en titane contenant encore du matériau réfractaire. Cette pièce est nettoyée par sablage avec une poudre de phosphate de calcium biphasé (BCP) de granulométrie 150-250 μm et une pression d'air de 4 bars (sableuse REITEL). La pièce en titane subit un mordançage dans une solution d'acide fluorhydrique, nitrique et d'eau. Enfin, l'implant est lavé à l'eau déminéralisée et dans l'éthanol sans un bain à ultrasons. On obtient un dispositif médical interne ou implant possédant les caractéristiques présentées dans le tableau 1 ci-après. A partir des visualisations faites au micro tomographe X il est possible de mesurer le diamètre et la hauteur des implants ainsi que la taille des pores. Le poids de chaque échantillon est également mesuré. A l'aide de ce poids, du volume calculé à l'aide du diamètre et de la hauteur ainsi que de la densité théorique du titane, la porosité est calculée.
Tableau 1 : Contrôle dimensionnel des implants en titane produits
Dimensions du modèle théorique: 0,71 0 x 0,96 cm
Porosité théorique : 50 %
Taille des pores théorique : 1 ,2 mm
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Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé de réalisation d'un dispositif médical interne destiné à être implanté dans le corps d'un patient, ledit procédé comprenant les étapes suivantes : a) acquérir un ensemble de données numériques représentatif de la géométrie en trois dimensions de la partie du corps au sein de laquelle ledit dispositif médical interne est destiné à être implanté, ledit ensemble de données numériques comprenant les informations relatives aux trois dimensions géométriques de ladite partie du corps, b) fabriquer une empreinte par prototypage rapide dont la géométrie consiste en la géométrie définie par l'ensemble de données numériques obtenu à l'étape a), c) couler un moule autour de l'empreinte avec un produit précurseur d'un matériau réfractaire capable de supporter les températures nécessaires à la coulée de métaux et d'alliages, d) traiter le moule pour obtenir un matériau réfractaire, e) éliminer l'empreinte et récupérer le moule en matériau réfractaire f) couler au moins un métal ou un alliage en fusion dans le moule obtenu à l'étape e) et éliminer le matériau réfractaire pour obtenir ledit dispositif médical interne.
2. Procédé selon la revendication 1 , caractérisé en ce qu'à l'étape a), l'acquisition de l'ensemble de données numériques représentatives de la géométrie en trois dimensions de la partie du corps au sein de laquelle ledit dispositif médical interne est destiné à être implanté, est réalisée à l'aide d'un dispositif RMN ou à rayons X.
3. Procédé selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce que l'étape b) met en œuvre une technique choisie parmi le prototypage rapide, l'impression 3D, la stéréolithographie, le frittage de poudre, et le dépôt de matière.
4. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que l'empreinte réalisée à l'étape b) est constituée d'une matière choisie parmi un polymère, une cire, un sucre, un composé polymérisable, ou des mélanges de ceux-ci
5. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que le moule réalisé à l'étape c) est un moule constitué de plâtre.
6. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que ledit métal ou alliage est choisi parmi le titane et ses alliages, les alliages de cobalt chrome, les alliages titane aluminium, les alliages titane vanadium, l'acier inoxydable.
7. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que, à l'étape d) le titane est liquéfié par un arc électrique ou porté en fusion pour être coulé.
8. Dispositif médical interne destiné à être implanté dans le corps d'un patient, obtenu par la mise en œuvre du procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 7, caractérisé en ce qu'il est constitué de métal poreux, ledit dispositif comprenant des pores interconnectés dont la taille varie de 50 à 2000 μm, et une macroporosité ouverte d'au moins 50%.
9. Dispositif médical interne selon la revendication 8, caractérisé en ce qu'il comprend des pores interconnectés dont la taille varie de 200 à 1500 μm.
10. Dispositif médical interne selon la revendication 8, caractérisé en ce qu'il comprend à la fois des pores dont la taille varie de 50 à 200 μm et des pores dont la taille varie de 1000 à 2000 μm.
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