Brevet FR2491938A1 — publié le 19820416

L'hypothèse, concernant la compatibilité du sang, selon laquelle cette compatibilité est maximisée dans une plage étroite d'énergies libres de surface qui donnent lieu à des interactions favorables avec des protéines du plasma, est une hypothèse largement admise. Une mesure courante des libres énergies de surface est donnée par la tension superficielle critique de Zisman (y^c) On a trouvé de façon empirique que la valeur yc optimale se situait dans une plage d'environ 2 à 3.10 4 N/cm (voir, par exemple, R. A. Baeir, Ann. N.Y. Acad. Sci. 17, 283 (1977>). Des polymères usuels (par exempe polyuréthanne) qui offrent les propriétés physiques désirées pour les surfaces de dispositifs biomédicaux en contact avec le sang, n'entrent souvent pas dans cette plage de tensions super- ficielles critiques. Il est connu que les polysiloxanes ont une valeur de tensions superficielles critiques particulièrement basse et il a été suggéré de les incorporer à des polyuréthannes pour améliorer les caractéristiques de surface de ces matières. Toutefois, il est connu qu'un polysiloxane a tendance, de lui-même, à exsuder du polyuréthanne utilisé comme polymère de base, comme illustré dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique NI 3 243 475. Il a été suggéré d'utiliser des copolymères séquences polysiloxanepolyuréthanne pour modifier les caractéristiques superficielles de surfaces de dispositifs biomédicaux en contact avec le sang, comme illustré dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique NO 3 562 352. La technique révélée pour un tel usage implique de réaliser en totalité les dispositifs entrant en contact avec le sang à partir de ces copolymères séquences, ou de revêtir ces dispositifs des copolymères en question. Les copolymères séquences ont eux- mêmes des caractéristiques structurales médiocres à cause de la présence d'une forte proportion de polysiloxane. Par ailleurs, les matières revêtues sont particulièrement coûteuses à former attendu qu'elles ne peuvent pas être traitées par des procédés thermoplastiques tels que le moulage par injection et l'extrusion. La production de tubes, 249 1938 de sondes et d'autres dispositifs sacrifiables entrant en contact avec le sang, à partir de ces matières, est particulièrement onéreuse à cause de la nécessité d'utiliser des techniques de production en solution. Certains travaux expérimentaux ont été publiés à propos de la formulation de copolymères séquences de poly- diméthylsiloxane avec des homopolymères à tensions super- ficielles critiques élevées. Ces matières sont connues pour leur aptitude à produire des films à forte concentration de siloxane en surface (voir, par exemple, D.G. Legrand et R.L. Gaines, Jr., Polym. Prepr. 11, 442 (1970); D.W. Dwight et collaborateurs, Polym. Prepr. 20, (1), 702 (1979); et J.J. O'Malley, Polym. Prepr. 18 (1977)). Cependant, toutes ces références décrivent les formulations polymériques en tant qu'expériences scientifiques sans suggestion de ce que la matière pourrait être utilisée avantageusement dans toute application biomédicale. L'un des buts de l'invention est de trouver une forme nouvelle de polymère de faible énergie libre de surface, destiné à être utilisé comme surface utile d'un dispositif médical en contact avec le sang, polymère qui ait un faible prix de revient, qui soit facile à traiter et qui se caractérise par d'excellentes propriétés du point de vue technologique. D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention ressortiront de la description détaillée qui va suivre. Une technique nouvelle a été mise au point conformément à l'objectif défini ci-dessus pour la formation de la surface exposée, venant en contact avec le sang, d'un dispositif ou composant biomédical. Selon une forme de réalisation, une faible quantité d'un additif polymérique est dispersée dans le polymère de base au moment o tous deux sont à l'état liquide, pour former un mélange polymérique. L'additif polymérique comprend au moins deux chaînes homo- polymères différentes, de préférence sous la forme d'un copolymère greffé ou séquencé. L'une des chaînes a une faible énergie libre de surface (par exemple un polysiloxane), tandis que l'autre chaîne est caractérisée par son aptitude à réduire la tendance de cette matière à exsuder du polymère de base. De préférence, le polymère de base et le second composant de l'additif polymérique sont-la même matière (par exemple un polyuréthanne). L'additif polymérique a pour rôle de réduire la tension superficielle critique du polymère de base de manière à le rendre compatible avec le sang. Une particularité importante de la présente invention est de trouver une technique pour abaisser la libre énergie de surface d'un polymère convenable du point de vue structural pour convertir une surface réalisée à partir d'une telle matière en la faisant passer d'une forme qui est incompatible avec le sang à une forme qui est compatible avec le sang. L'expression "polymère de base" utilisée dans le présent mémoire désigne le polymère dont les caractéristiques superficielles ont été modifiées de la sorte. Des exemples de polymères de base dont les surfaces peuvent être améliorées par la technique de l'invention comprennent des poly- uréthannes, des polysulfones, des polycarbonates, des polyesters, le polyéthylène, le polypropylène, le poly- styrène, le poly(acrylonitrile-butadiène-styrène), le poly- butadiène, le polyisoprène, des copolymères séquences styrène-butadiènestyrène, des copolymères séquences styrène-isoprène-styrène, le poly-4-méthylpentène, le poly- isobutylène, le polyméthacrylate de méthyle, l'acétate de polyvinyle, le polyacrylonitrile, le chlorure de polyvinyle, le téréphtalate de polyéthylène, la cellulose et ses esters et dérivés, etc. Le polymère de base est un polymère du type apte à être transformé en un corps structural cohérent, en une pellicule cohérente, ou en un revêtement formé sur un corps cohérent. Le but de destination du produit final est la surface d'un dispositif ou composant biomédical. Une autre caractéristique du polymère de base réside dans le fait qu'il présente une tension-superficielle critique (yc) supérieure à celle qui est désirable pour une surface entrant en contact avec le sang et supérieure à celle de l'additif polymérique qui sera décrit ci-après, ce qui réduit sa valeur yc. Comme défini ci-dessus, les mesures de Yc sont effectuées par la méthode directe utilisant un appareil de mesure de l'angle de contact du type Kernco ou Rame-Hart et une série de sept solvants conformément à la méthode Zisman décrite par A.W. Adamson dans Physical Chemistry for Surfaces 339-357, 351 (3ème édition). On effectue les mesures à la température ambiante en utilisant des angles d'avance sur des films coulés au solvant et recuits à 600C pendant 4 heures. Les angles moyens de contact sont adaptés à une courbe de Zisman à l'aide du programme d'un calculateur à régression linéaire. Conformément à la présente invention, un polymère de base du type défini ci-dessus est mélangé avec un additif polymérique comme défini ci-dessous de manière à abaisser sa libre énergie de surface. L'additif polymérique ayant une valeur de yc sensiblement inférieure à celle du polymère de base est uniformément dispersé dans ce dernier sous la forme liquide, de manière à former un mélange polymérique liquide. Ensuite, le mélange polymérique est solidifié et utilisé pour former la surface, entrant en contact avec le sang, d'un dispositif ou d'un composant bio- médical. -Une plage large convenable de libres énergies de surface du mélange polymérique va de 1,0 à 3,5.10-4 N/cm, tandis qu'une plage appréciée va de 2,0 à 3,0.10-4 N/cm. La plage optimale va de 2,0 à 2,5.10-4 N/cm. L'additif polymérique comprend au moins deux chaînes homopolymériques différentes présentant des carac- téristiques fonctionnelles différentes. L'une des chaînes homopolymériques, appelée "premier composant" dans le présent mémoire, a une valeur yc relativement faible, infé- rieure tant à celle du polymère de base qu'à celle du second composant et produit une réduction de la valeur y c du mélange polymérique comme indiqué ci-après. Cette matière a normalement tendance à exsuder du polymère de base dans le mélange. Pour empêcher l'exsudation, au moins une seconde chaîne homopolymérique, appelée "second composant" dans le présent mémoire, est liée chimiquement au premier composant de l'additif polymérique pour réduire cette tendance à l'exsudation. Le second composant peut être choisi dans le groupe des segments polymériques à "séquence dure" utiles dans la préparation des copolymères séquences thermo- plastiques comme décrit par A. Noshay et J.E. McGrath dans Block Copolymers Overview and Critical Survey (AcademicPress 1977). Pour des applications biomédicales, les séquences dures sont caractérisées par un point de fusion à l'état cristallin supérieur à environ 370C et/ou par une température de passage par l'état vitreux également supérieure à environ 37 C. Ce second composant a une libre énergie de surface supérieure à celle du premier. Pour des raisons de compatibilité, le second composant est de préférence formé d'un polymère du même type que le copolymère de base. On a trouvé que le composant homopolymérique de l'additif ayant la plus faible valeur yc influençait la valeur yc de l'additif polymérique total. Ainsi, par exemple, si le premier composant a une valeur yc égale à 25 et que le second composant possède une valeur yc égale à 35, la valeur yc totale de l'additif recuit est d'environ 25. Des homopolymères convenables pour le premier composant sont ceux qui ont une valeur yc comprise dans la plage désirée pour abaisser la valeur du polymère de base à la valeur désirée pour la compatibilité avec le sang. Ainsi, il est préférable que ce premier composant soit caractérisé par une valeur yc inférieure à 3,0.10-4 N/cm. Un homopolymère particulièrement efficace à cette fin est un polydiméthyl- siloxane dont la valeur yc est de l'ordre de 2,2.10-4 N/cm. Des techniques de formation de copolymères de siloxane destinés à être utilisés conformément à l'invention sont connues, comme décrit, par exemple, par W. Noll dans Chemistry and Technology of Silicones (Academic Press, 1968). Des homopolymères qui conviennent pour la formation du premier composant comprennent d'autres polydialkylsiloxanes, des alkylsiloxanes polyfluoralkylés, des oxydes poly- alkyléniques, des polyoléfines, des polydiènes et des polymères d'hydrocarbures fluorés. Lorsque le mélange polymérique de la présente invention est formé en mélangeant un additif polymérique préformé du type ci-dessus avec un polymère de base, cet additif polymérique est avantageusement formé de copolymères séquences présentant une alternance des premier et second composants liés entre eux par des liaisons chimiques confor- mément à des techniques connues. Par exemple, ces copolymères séquences peuvent être formés conformément à la publication de Noshay et McGrath mentionnée ci-dessus. Un nombre convenable de motifs répétés de chaque homopolymère du premier composant est un nombre suffisant pour maintenir la valeur yc de l'homopolymère comme mis en évidence par le maintien d'une température de passage par l'état vitreux approximativement égale à celle de l'homopolymère pur. Normalement, ce nombre est de l'ordre de 5 à 10 unités ou davantage. De même, il doit y avoir un nombre suffisant de motifs répétés du second composant dans un segment pour que l'additif polymérique soit solide à la température ambiante. La préparation de copolymères séquences (ou de multipolymères) peut être effectuée de diverses façons qui diffèrent par le degré auquel la structure du produit résultant peut être définie. L'un des procédés implique le couplage de deux (ou plus de deux) séquences préformées qui sont préparées dans des réactions séparées avant la réaction de couplage. Ce procédé implique une structure très bien définie si la réaction de couplage empêche des séquences similaires de réagir avec elles-mêmes, mais ne permet qu'à des séquences différentes de se combiner entre elles. On obtient une structure un peu moins bien définie si les deux séquences préformées sont capables (par la réaction de couplage) de réagir avec elles-mêmes de même qu'avec la séquence différente. On obtient une structure encore moins bien définie lorsqu'une ou plusieurs séquences préformées sont couplées avec une seconde séquence engendrée au cours de la réaction de couplage. Dans ce cas, la longueur initiale de la séquence préformée est connue (en raison de la réaction séparée utilisée pour sa préparation), mais la distribution séquentielle du copolymère n'est pas connue avec certitude puisqu'un couplage et une croissance de chaîne sont tous deux possibles dans la réaction qui produit la seconde séquence. Des procédés convenables de formation de ces copolymères et d'autres copolymères destinés à être utilisés dans la présente invention sont décrits dans la publication précitée de Noshay et McGrath. Un mélange particulier remarquable conforme à la présente invention comprend un copolymère séquencé ou greffé de poly(dialkylsiloxane), notamment de poly(diméthyl- siloxane) comme premier composant et un polyuréthanne comme second composant. Le terme "polyuréthanne" utilisé dans le présent mémoire désigne des polyéther-uréthanne-urées, des polyéther-uréthannes, des polyester-uréthannes ou l'un quelconque des autres polyuréthannes connus, comme décrit, par exemple, dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique N 3 562 352 (colonne 2, ligne 66 à colonne 3, ligne 37). Ce copolymère peut être formulé avec tout polymère de base ayant les propriétés physiques désirées. Il est particulièrement efficace pour la présente invention, avec le même type de polymère de base que le second composant, pour améliorer la compatibilité. Le cas échéant, trois ou plus de trois types de chaîne polymériques peuvent être utilisés en séquence du moment qu'au moins l'un des types a une valeur yc faible. Un excellent additif terpolymérique comprend un segment de copolymère séquence des premier et second composants. Le second composant est lié à un segment formé spécifiquement d'oxyde polyéthylénique ou de polyoxyde d'éthylène- copolyoxyde de propylène, appelé "composant hydrophile" dans le présent mémoire. Dans ce cas, le second composant est une séquence dure ayant un point de fusion à l'état cristallin supérieur à 37 C ou une température de passage par l'état vitreux supérieure à 37 C. Dans un terpolymère de ce type, le second composant est lié au premier composant et au composant hydrophile. Dans un terpolymère excellent, le premier composant est un poly(dialkylsiloxane), le second composant est l'un quelconque des représentants d'un large groupe comprenant des substances du type polyuréthanne ou polyurée- uréthanne, et le composant hydrophile est un oxyde poly- éthylénique ou un polyoxyde d'éthylène-copolyoxyde de propylène. Ce terpolymère offre une supériorité inattendue de l'amélioration de la compatibilité avec le sang d'un polymère de base ayant les caractéristiques structurales désirées, tel qu'un polymère dur du même type que le second composant. D'autres formes de premiers et seconds homo- polymères liés sont du type des copolymères greffés. Le premier ou le second copolymère peut servir de substrat sur lequel les chaînes latérales de l'autre type d'homopolymère sont greffées. Le mode de formation de copolymères greffés est bien connu de l'homme de l'art dans le domaine des polymères (voir, par exemple la publication précitée de Noshay et McGrath, pages 13-23). Le troisième mécanisme du tableau 2-1 illustre une structure d'épine dorsale qui convient au greffage d'un polydiméthylsiloxane à terminaison hydroxy- alkyle (par exemple par une liaison uréthanne, en utilisant un diisocyanate). Le rapport des premier et second composants dans l'additif polymérique peut varier dans une mesure considérable du moment qu'il y a une quantité suffisante de premier composant pour réduire la valeur yc et une quantité suffisante de second homopolymère pour empêcher l'exsudation de l'additif polymérique. Il est préférable que l'additif polymérique constitue au moins environ 20 % en volume du premier composant. Un rapport convenable va de 20 à 80 % en volume du premier type de composant pour environ 20 à 80 % en volume du second type de composant polymérique. La quantité totale d'additif polymérique nécessaire pour réduire la valeur y c du polymère de base à la valeur désirée pour le mélange polymérique est très faible. Par exemple, on a trouvé qu'une proportion de moins de 5 % en volume et de préférence de moins de 1 à 2 % en volume de l'additif polymérique total pour silicone en tant que premier composant assume cette fonction, bien que le premier composant constitue environ la moitié ou moins de la moitié 249 1938 de l'additif polymérique. Un rapport convenable de l'additif polymérique aux polymères de base est de l'ordre de 0,00002 à 2 % en volume d'additif polymérique sur la base du mélange polymérique total. Les résultats d'essais ont indiqué que bien que l'additif polymérique soit initialement incorporé en vrac au polymère de base, il émigre à la surface pour former un film exceptionnellement mince (monomoléculaire) qui confère les caractéristiques de surface désirées. Une quantité suffisante d'additif polymérique doit être incluse pour donner cette couche uniforme. La présence d'une quantité correcte d'additif polymérique se traduit par une chute spectaculaire de la valeur yc du mélange polymérique jusqu'à une valeur approximativement égale à celle du premier composant. Bien que la quantité désirée varie d'un système à un autre, elle est généralement inférieure à 1 % en volume du premier composant sur la base du mélange polymérique total. Il est avantageux d'utiliser d'aussi faibles quantités d'additif polymérique, attendu que de grandes quantités du premier composant peuvent altérer les propriétés physiques du mélange polymérique. On a trouvé que la quantité minimale désirée d'additif polymérique pouvait être déterminée approximative- ment si l'on connaissait l'épaisseur de film d'une monocouche d'additif polymérique et le rapport de la surface spécifique au volume apparent de la matière mise en oeuvre. Cela est basé sur l'hypothèse de simplification que l'additif polymérique émigre en quasi-totalité vers la surface avant la saturation de cette dernière. On peut prédéterminer cette quantité minimale par un calcul simple sur la base de cette connaissance. Plusieurs techniques peuvent être utilisées pour mélanger l'additif polymérique avec le polymère de base conformément à la présente invention. Selon l'une de ces techniques, le polymère de base et l'additif polymérique sont thermoplastiques et sont fondus à températures élevées en vue de l'exécution du mélange. Ensuite, le polymère est solidifié par refroidissement. Le cas échéant, le polymère en masse peut être traité en même temps pour recevoir la forme finale 249 1 938 désirée. A titre de variante, la matière peut être solidifiée en vue de l'opération subséquente dans laquelle elle est amenée à la forme désirée par des opérations thermo- plastiques, par exemple par moulage par injection et par extrusion. Une autre technique de mélange de l'additif polymérique et du polymère de base consiste à les dissoudre tous les deux dans un solvant, puis à évaporer le solvant pour former le produit solide de la présente invention. Ce produit peut aussi être traité ensuite par des techniques thermoplastiques, le cas échéant. Une troisième technique de formage du mélange polymérique de la présente invention consiste à effectuer une polymérisation en place en présence d'un très grand excès (par exemple d'au moins 95 % en volume) de polymère de base et d'une faible quantité (par exemple une quantité n'excédant pas 5 % en volume) d'un additif homopolymérique du type du premier composant défini ci-dessus. Par exemple, on remplace par un polydiméthylsiloxane de faible poids moléculaire porteur de groupes hydroxypropyle terminaux une petite quantité de polyéther-glycol dans la synthèse d'un polyéther- uréthanne classique. Le produit réactionnel peut alors contenir suffisamment de copolymère séquencé silicone/poly- uréthanne pour conférer les caractéristiques désirées de surface. La concentration de l'additif polymérique doit être assez faible pour que la grande majorité (par exemple au moins 95 % en volume) du polymère de base ne s'attache pas au polymère additif. L'additif polymérique de la présente invention doit être correctement dispersé dans le polymère de base. A cette fin, il est préférable que l'additif polymérique soit thermoplastique, soluble dans des solvants organiques et relativement non réticulé. Pour la plupart des applications biomédicales, les polymères de base de la présente invention doivent être thermoplastiques de manière qu'ils puissent être aisément traités, le cas échéant. Toutefois, il existe certaines applications pour lesquelles les polymères peuvent être mis 249 1938 il en oeuvre à l'état liquide, puis solidifiés selon la forme de la pièce désirée, qui ne peut plus être remise sous la forme liquide. Par exemple, ce polymère de base peut renfermer des systèmes thermodurcissables qui sont mûris ou vulcanisés immédiatement après la dispersion de l'additif polymérique. De tels systèmes peuvent comprendre des polyuréthannes à deux composants ou des systèmes de résines époxy. Un système avantageux conformément à la présente invention comprend un mélange d'un additif polymérique formé d'un segment de poly(dialkylsiloxane) en liaison chimique avec un segment de polyuréthanne (par exemple dans un copolymère séquencé ou de greffage) et en mélange avec un polymère de base convenable, par exemple un polyuréthanne du même type que dans le copolymère. Un système particulièrement efficace comprend un additif polymérique formé d'un copolymère séquencé d'environ 50 % en poids de polydiméthyl- siloxane et de 50 % en poids de polyuréthanne (plus précisément un polyester-uréthanne) dans un polymère de base du type polyuréthanne (plus particulièrement du type poly- ester-uréthanne). Une proportion convenable comprend 99,9 % de polymère de base du type polyester-uréthanne et 0,1 % de copolymère séquencé. Un mode de prétraitement d'un polymère de base pour abaisser sa libre énergie de surface est considéré comme étant efficace avec un polymère de base qui comprend des groupes terminaux de grande énergie, notamment des groupes susceptibles d'.une liaison hydrogène ou capables de réagir avec une protéine. Dans ce cas, le polymère de base est tout d'abord fractionné, de manière à éliminer une fraction de bas poids moléculaire, et pour réduire ainsi la capacité de liaison hydrogène du polymère de base restant. Des techniques qui conviennent à cette fin sont mentionnées par Manfred J.R. Cantow dans Polymer Fractionation, Academic Press (New York - Londres-1967). De telles techniques comprennent la chroma- tographie en phase liquide, en particulier la chromatographie sur gel. On a observé que des variations des conditions opératoires qui affecteraient autrement la libre énergie de 249 1938 surface dans une mesure importante pouvaient être minimisées en tant que facteur dans des systèmes de la présente invention par l'utilisation d'un traitement thermique de courte durée après la formation de la surface. Par exemple, dans un système comprenant un polymère de base du type polyéther-uréthanne et un copolymère séquencé de polyéther- uréthanne/polyalkylsiloxane, une opération de recuit pendant 4 heures à 75WC donne une valeur yc approximativement égale à celle du polysiloxane pur, tandis qu'il faut beaucoup plus de temps pour obtenir ce résultat à la température ambiante. On a constaté en outre que la polarité du milieu de formation affecte la valeur yc de la surface. Ainsi, une surface équilibrée dans l'air donne une plus faible valeur c qu'une surface qui a-été équilibrée dans l'eau. Les mélanges polymériques de la présente invention sont particulièrement avantageux à utiliser comme surface en contact avec le sang d'un dispositif ou composant biomédical. De tels dispositifs comprennent des ventricules auxiliaires, des ballons intra-aortiques et divers types de pompes de circulation du sang. De plus amples détails sur la nature de la présente invention ressortiront des exemples particuliers qui suivent, qui ne sont donnés qu'à titre non limitatif et qui ne limitent nullement la portée-de l'invention. Exemple 1 Exemple de synthèse d'un copolymère séquencé polydiméthyl- siloxane-polyuréthanne On charge un mélange de 50 ml de diméthyl- formamide et de 140 ml de tétrahydrofuranne dans un ballon à quatre tubulures de 500 ml de capacité, équipé d'un agitateur, d'un séparateur de Dean et Stark, d'une ampoule à brome, d'un tube déshydratant, d'un thermomètre et d'une arrivée de gaz inerte. On chauffe le mélange au reflux et on chasse par distillation environ 40 ml de- tétrahydrofuranne. On refroidit le mélange réactionnel et on y ajoute 12,513 g (0,05 mole) de méthylène-bis-(4-phényl)-isocyanate (MDI) pour obtenir une solution claire. On verse goutte à goutte au moyen de l'ampoule à brome 15,000 g (0,015 mole) de poly- diméthylsiloxane à terminaison 3-hydroxypropylique -(poids moléculaire environ 1000). On chauffe le mélange réactionnel à 105-100 C pendant 1 heure, puis on y ajoute goutte à goutte 3,15 g (0,035 mole) de 1,4-butanediol en une période de minutes. On conduit la polymérisation pendant encore 15 minutes, on refroidit et on précipite en versant dans de l'eau contenue dans un mélangeur. Le polymère légèrement jaunâtre est lavé à l'eau et finalement à l'éthanol; il est séché dans une étuve à vide à 50 C en donnant environ 30-31 g de polymère (98-100 %). (tJ dans le tétrahydrofuranne à 25 C = 0,19. Exemple 2 En remplaçant un peu du polydiméthylsiloxane à terminaison hydroxypropylique par du polyéthylène-glycol, on prépare un terpolymère polydiméthylsiloxane/oxyde poly- éthylénique/polyuréthanne. Exemple 3 En remplaçant le diméthylformamide utilisé comme solvant par du diméthylacétamide et en remplaçant le butane- diol par de l'éthylène-diamine dans l'exemple 2, on prépare un terpolymère polydiméthylsiloxane/oxyde polyéthylé- nique/polyurée-uréthanne. Exemple 4 Cet exemple illustre la mise en oeuvre en solution. On prépare une solution contenant environ 10 % en poids de mélange dans un système desolvants formé de 90 % de tétrahydrofuranne (volume/volume) et de 10 % de diméthyl- formamide. Le mélange est formé de 99,9 % en poids de polyester-uréthanne purifié et de 0,1 % en poids de copolymère séquencé silicone/polyuréthanne. Le copolymère séquencé est formé d'environ 50 % en poids de polydiméthyl- siloxane et de 50 % en poids de polyuréthanne dérivé de diisocyanate de diphénylméthane et de butane-diol. La solution est appliquée sur des mandrins coniques en acier inoxydable, par des immersions multiples. On laisse le solvant s'évaporer et on détache la pellicule du mandrin. Le "ballon" obtenu est monté sur une sonde préalablement perforée et il est utile comme dispositif d'obturation cardiaque lorsqu'il est placé dans l'aorte descendante et lorsqu'il est gonflé et dégonflé à l'anhydride carbonique en opposition avec les pulsations cardiaques. La valeur yc du film formant le ballon est de 2,0 à 2,2.10-4 N/cm. Exemple 5 On enduit la surface intérieure de petits tubes à essai de deux solutions polymériques différentes (dans le tétrahydrofuranne) à une concentration de 10 % en poids. L'une des solutions est formée du polyéther-uréthanne dans le solvant. La seconde solution est formée de 90 % en poids de solvant, 9,9 % en poids de polyéther-uréthanne et 0,1 % en poids d'additif copolymérique. Le copolymère est formé d'environ 50 % de polydiméthylsiloxane et de 50 % d'un produit du type oxyde polyéthylénique-oxyde copoly- propylénique vendu par la firme Petrarch Systems sous la désignation commerciale "PS 072". Après l'évaporation du solvant et après équilibrage pendant environ 16 heures dans l'eau distillée, on place du sang entier frais dans trois tubes de chaque type. Les tubes revêtus du polyéther-uréthanne non modifié donnent des temps moyens de coagulation du sang entier de 39 minutes. Les tubes revêtus de polyéther- uréthanne contenant comme additif le copolymère séquencé donnent des temps moyens de coagulation du sang entier supérieurs à 70 minutes. La valeur Yc du polyéther-uréthanne non modifié est d'environ 2,8.10-4 N/cm. La valeur yc du polyéther- uréthanne contenant comme additif le copolymère séquencé est d'environ 2,0.10- 4 N/cm. Exemple 6 Cet exemple illustre la mise en oeuvre thermo- plastique. On mélange un polyuréthanne thermoplastique dans une extrudeuse à une seule vis à environ 204 C avec un additif consistant en un copolymère séquencé d'environ 50 % en poids de polydiméthylsiloxane et de 50 % en poids de polyéther-uréthanne de manière que la concentration totale en silicone du mélange soit de 0,01 % en poids. Le mélange est extrudé sous la forme d'un tube qui convient au transfert du sang. Le tube a une valeur yc d'environ 2,1.10-4 N/cm après avoir été recuit à 60 C pendant 6 heures. Exemple 7 Cet exemple illustre la vulcanisation de deux composants. On prépare un prépolymère à terminaison polyéther-uréthanne-isocyanate DuPont, de marque "Adripene L-167", en suivant les recommandations du fabricant concernant une maturation par un polyol, en utilisant une proportion de mélange butane-diol/triméthylol- propane légèrement inférieure à la stoechiométrie. Pendant que la masse est encore liquide, on mélange 0,1 % en poids du copolymère séquence additif de l'exemple 1 avec les corps réactionnels et un catalyseur aminé. Le mélange résultant est appliqué sur un connecteur en titane portant une couche d'accrochage et on effectue la maturation dans une étuve à 100 C. Le connecteur revêtu a une valeur yc d'environ 2,0.10-4 N/cm et il est utilisé au contact du sang pour relier un conduit à un dispositif d'assistance du ventricule gauche qui est utilisé pour traiter un syndrome de faible débit cardiaque. Exemple 8 On forme une prothèse tubulaire de 4 mm en appliquant sur un mandrin en acier inoxydable un mélange polymérique formé de 99,9 % en poids de poly(éther-uréthanne- urée) et de 0,2 % en poids d'un copolymère séquencé poly- diméthylsiloxane/polyuréthanne contenant 50 % de poly- diméthylsiloxane et 50 % de polyuréthanne en solution dans le diméthylacétamide. Après l'évaporation du solvant, le tube résultant est retiré du mandrin, extrait à l'eau distillée à C pendant 16 heures, séché et recuit pendant 4 heures à 60 C. Après stérilisation à l'oxyde d'éthylène, le tube est lié par une suture à l'artère carotide d'une chèvre. En utilisant une technique bien connue impliquant des plaquettes sanguines marquées par un isotope 2 49 193 8 radio-actif, on n'observe aucun signe favorisant le renouvellement des plaquettes par rapport à une expérience simulée. Une expérience similaire détecte aisément des variations du renouvellement des plaquettes dans un tube de chlorure de polyvinyle qui est connu pour sa faible compatibilité avec le sang. REVENDICATIONS 1. Procédé pour former la surface exposée de contact avec le sang d'un dispositif biomédical ou de ses composants, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant: (a) à disperser uniformément pas plus d'environ % en volume d'un additif polymérique dans au moins 95 % en volume d'un polymère de base, cependant que l'additif polymérique et que le polymère de base sont sous la forme liquide, pour former un mélange de polymères, l'additif polymérique comprenant comme premier composant une chaîne homopolymérique en liaison chimique avec au moins un second composant formé d'une chaîne homopolymérique d'un type différent du premier composant, l'additif polymérique étant caractérisé par une valeur yc inférieure à celle du polymère de base et le mélange de polymères étant caractérisé par une valeur y comprise entre environ 1,0 et 3,5.10 4 N/cm; et (b) à solidifier le mélange de polymères et à lui donner la forme de la surface de contact avec le sang d'un dispositif biomédical ou d'un composant de ce dispositif, le premier composant étant de préférence caractérisé par une valeur yc inférieure à 3,0.10-4 N/cm et par une tendance à l'exsudation et le second composant réduisant cette tendance à l'exsudation, le premier composant étant un homopolymère choisi entre des polydialkylsiloxanes, notamment un poly- (diméthylsiloxane), des polyfluoralkylalkylsiloxanes, des oxydes polyalkyléniques, des polyoléfines, des polydiènes et des polymères d'hydrocarbures fluorés, le premier composant étant éventuellement un polydialkylsiloxane et le second composant étant un polyuréthanne, ou bien le second composant et le polymère de base sont formés du même type d'homo- polymère. 2. Procédé suivant la revendication 1, en association avec l'étape de traitement de recuit du mélange de polymères ou bien le polymère de base porte des groupes terminaux susceptibles de liaison hydrogène ou capables de réagir avec une protéine, en association avec l'étape de fractionnement du polymère de base pour enlever une fraction de bas poids moléculaire de manière à réduire la capacité de liaison hydrogène du polymère de base restant avant l'étape de dispersion. 3. Procédé suivant la revendication 1, caractérisé en ce qu'une proportion d'environ 0,00002 à 2 % en volume d'additif polymérique est ajoutée au polymère de base, par rapport au mélange total de polymères et/ou l'additif polymérique comprend au moins environ 20 % en volume du premier composant, l'additif polymérique comprenant de préférence environ 20 à 80 % en volume du premier composant et environ 20 à 80 % en volume du second composant. 4. Procédé suivant la revendication 1, caractérisé en ce que le mélange de polymères est déposé sous forme d'un film sur un dispositif biomédical ou sur un composant de ce dispositif ou bien l'additif polymérique et le polymère de base sont sous la forme fondue au cours de la dispersion et se solidifient lors du refroidissement. 5. Procédé suivant la revendication 1, caractérisé en ce que le mélange de polymères est dissous dans un solvant au cours de l'opération de mélange et le solvant est chassé de manière à solidifier le mélange de polymères, ou bien le polymère de base consiste en un polymère liquide thermodurcissable mûrissable qui est solidifié par maturation. 6. Procédé suivant la revendication 1, caractérisé en ce que l'additif polymérique comprend ou bien un copolymère multiséquencé linéaire avec des séquences d'au moins le premier et le second composant, ou bien un copolymère greffé avec un substrat formé du premier composant et des chaînes latérales formées du second composant, ou bien un c-?polymère greffé avec un substrat formé du second composant et des chaînes latérales formées du premier composant. 7. Procédé pour former un polymère ayant une faible énergie libre de surface, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes qui consistent: 249 1938 (a) à faire réagir environ 0,0002 à 2 % en volume d'un additif homopolymérique avec au moins 98 % en volume d'un polymère de base, cependant que l'additif homopoly- mérique et le polymère de base se trouvent sous la forme liquide, pour former un mélange liquide de polymères d'au moins 95 % en volume de polymère de base pur et pas plus de % en volume d'un copolymère dudit polymère de base et dudit additif homopolymérique, et (b) à solidifier le mélange de polymères, le polymère additif étant caractérisé par une valeur c inférieure à celle du polymère de base et le mélange de polymères étant caractérisé par une valeur yc comprise entre environ 1,0 et 3,5.10-4 N/cm, le mélange de polymères étant éventuellement amené à prendre la forme de la surface de contact avec le sang d'un dispositif biomédical ou d'un composant de ce dispositif. 8. Dispositif biomédical ou composant de ce dispositif, caractérisé en ce qu'il comprend une surface de contact avec le sang, compatible avec celuici, formée d'un mélange de polymères comprenant au moins 95 % en volume d'un polymère de base et pas plus de 5 % en volume d'un additif polymérique comportant comme premier composant une chaîne homopolymérique en liaison chimique avec au moins un second composant formé d'une chaîne homopolymérique d'un type différent du premier composant, l'additif polymérique étant uniformément dispersé dans le polymère de base et étant caractérisé par une valeur yc inférieure à celle du polymère de base, le mélange de polymères étant caractérisé par une valeur yc comprise entre environ 1,0 et 3,5.10-4 N/cm, le premier composant étant de préférence caractérisé par une valeur yc inférieure à 3,0.10-4 N/cm et par une tendance à l'exsudation, et le second composant réduisant cette tendance à l'exsudation, le premier composant étant notamment un homopolymère choisi entre des polydialkylsiloxanes, notamment un poly(diméthylsiloxane), des polyfluoralkyl- alkylsiloxanes, des oxydes polyalkyléniques, des poly- oléfines, des polydiènes et des polymères d'hydrocarbures fluorés, le premier composant étant éventuellement un 249 1938 polydialkylsiloxane et le second composant étant éventuellement un polyuréthanne. 9. Dispositif biomédical suivant la revendication 8, caractérisé en ce que la compatibilité avec le sang revêt la forme d'un dispositif de contact avec le sang ou d'un composant de ce dispositif, ou la forme d'une couche de contact avec le sang adhérant à la surface d'un dispositif de contact avec le sang. 10. Dispositif biomédical suivant la revendication 8, caractérisé en ce qu'une portion de l'additif polymérique se présente sous la forme d'une couche continue à la surface d'un dispositif de contact avec le sang, ou comprend un copolymère multiséquencé linéaire avec des séquences d'au moins le premier et le second composant à la surface d'un dispositif de contact avec le sang, ou comprend un copolymère séquence avec un substrat formé du premier composant et des cha nes latérales formées du second composant à la surface d'un dispositif de contact avec le sang, ou comprend un copolymère greffé avec un substrat formé du second composant et des chaînes latérales formées du second composant à la surface d'un dispositif de contact avec le sang. 11. Procédé de formation d'un mélange de polymères à faible énergie libre de surface à partir d'un polymère de base et d'un additif polymérique, dans lequel le polymère de base porte des groupes terminaux susceptibles d'une liaison hydrogène ou capables de réagir avec une protéine, caractérisé en ce qu'il comporte les étapes consistant: (a) à fractionner un polymère de base pour enlever une fraction de faible poids moléculaire de manière à réduire la valeur yc du polymère de base restant; (b) à disperser uniformément pas plus d'environ % en volume d'un additif polymérique dans au moins 95 % en volume d'un polymère de base, l'additif polymérique et le polymère de base étant à l'état liquide, pour former un mélange de polymères, l'additif polymérique comprenant un premier composant formé d'une cha ne homopolymérique en liaison chimique avec au moins un second composant formé d'une chaîne homopolymérique d'un type différent du premier composant, l'additif polymérique étant caractérisé par une valeur yc inférieure à celle du polymère de base et le mélange de polymères étant caractérisé par une valeur yc comprise entre environ 1,0 et 3,5.10 4 N/cm; et (c) à solidifier le mélange de polymères. 12. Mélange de polymères compatible avec le sang, caractérisé en ce qu'il comprend au moins 95 % en volume d'un polymère de base et pas plus de 5 % en volume d'un additif polymérique comprenant un segment de poly(dialkylsiloxane) en liaison chimique avec un segment de polyuréthanne, l'additif polymérique étant dispersé uniformément dans le polymère de base et étant caractérisé par une valeur c inférieure à celle du polymère de base, le mélange de polymères étant caractérisé par une valeur y c comprise entre environ 1,0 et 3,5.10-4 N/cm, le mélange de polymères étant en particulier sous la forme de la surface de contact avec le sang d'un dispositif biomédical ou d'un composant de ce dispositif et l'additif polymérique étant éventuellement un copolymère greffé ou un copolymère séquencé et/ou le polymère de base étant un polyuréthanne. 13. Procédé pour former un mélange de polymères compatible avec le sang, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes qui consistent: (a) à disperser uniformément pas plus d'environ % en volume d'un additif polymérique dans au moins 95 % en volume d'un polymère de base, l'additif polymérique et le polymère de base étant à l'état liquide, pour former un mélange de polymères, l'additif polymérique comprenant un composant formé d'un segment de poly(dialkylsiloxane) en liaison chimique avec un segment de polyuréthanne, l'additif polymérique étant caractérisé par une valeur yC inférieure à celle du polymère de base et le mélange de polymères étant caractérisé par une valeur yc comprise entre environ 1,0 et 3,5.10- 4 N/cm, et (b) à solidifier le mélange de polymères. 14. Polymère compatible avec le sang solide à 37 C, caractérisé en ce qu'il comprend un polymère séquence renfermant une succession de segments représentés par la formule (A)(B](C), o A est un poly(alkylsiloxane), B est un segment dur de polymère séquencé ayant un point de fusion à l'état cristallin de plus de 37 C ou une température de passage par l'état vitreux de plus de 370C, et C est un polymère hydrophile choisi entre un poly(oxyde d'éthylène) et un poly(oxyde d'éthylène)-copoly(oxyde de propylène), le polymère étant de préférence mélangé avec un polymère de base incompatible avec le sang en proportion d'au moins 95 % en volume de polymère de base et d'un maximum de 5 % en volume d'additif polymérique.