FR 2365333 A1 19780421 FR 7628995 A 19760927 La présente invention se rapporte aux matériaux destinés à la réalisation de prothèses internes, utilisées en traumatologie et orthopédie pour remplacer des parties d'os manquantes. Cette invention peut etre utilisée avantageusement pour le traitement des traumatismes des os longs des membres, et pour remplacer, de façon permanente ou provisoire, les parties manquantes du squelette à-la suite d'ablation de tumeurs, d'ostéolyse spontanée ou de rallongement important des-membres. On connait diverses combinaisons de matériaux utilisées comme implants ou qui ont été proposées pour la préparation de prothèses des os. Les matériaux connus destinés à la réalisation de prothèses internes osseuses peuvent être répartis en trois groupes : métaux, céramiques, polymères. On connatt également leurs différentes combinaisons. Les métaux (titane, aciers inoxydables, -cobalt) et les prothèses internes dans lesquelles ils sont utilisés sont lourds, difficiles à réunir aux fragments de l'os vivant, leur module d'élasticité est supérieur d'un ordre de grandeur de dix à celui de l'os, ce qui entrasse une ostéolyse locale à la jonction de l'os et de la prothèse interne et une surcharge de la prothèse. Dans des expériences portant sur des animaux on a effectué des essais avec le corindon ho203, le polycarbonate armé de verre, l'aluminate de calcium, la céramique vitrifiée, le carbone pur. Les matériaux poreux sont plus prometteurs, car leur utilisation permet de réduire le module d'élasticité et la masse volumique de la prothèse interne osseuse et facilite l'adhérence de la prothèse aux fragments succèdannés o#eur ùnt MiS rfialibis par - compression de poudres métalliques et de petits fragments de fil de titane, suivie de leur frittage sous l'action d'une haute pression ou d'une haute température dans le vide. La déformation élastique de ce matériau varie de 2 à 4 %, de sa déformation destructive, son module d'élasticité est 7 fois plus faible que le module d'élasticité du tissu osseux compact. Le meilleur des matériaux précités a été le titane comprimé poreux, dont la masse volumique est de 3,4 g/cm3 et le taux de porosité, approximativement 75 %. En 1971 a été breveté l'alliage titane-zirconium pris en parties égales qui présente une grande résistance à la corrosion et-possede un module d'élasticité relativement bas. Tous les matériaux susmentionnés sont isotropes, diffèrent très notablement du tissu osseux compact par leurs aptitudes à la déformation, leurs énergies spécifiques de déformation, leurs modules d'élasticité et leurs masses volumiques et sont peu adaptés à remplacer la matière osseuse. Les matériaux céramiques se distinguent par leurs hautes charges de rupture à la compression, leur inertie chimique et biologique et leur structure poreuse, mais ils sont fragiles#peu résistants aux chocs, et se cassent facilement par traction. On a aussi étudié et proposé différents composés chimiques capables d'être substitués graduellement dans l'organisme par les tissus vivants. On peut ainsi citer des prothèses réalisées à partir de cristaux comprimés d'apatite fluor#e,de complexes d'oxyde. de calcium et d'oxyde d'aluminium, de phosphate de calcium poreux. Toutefois même le matériau le plus prometteur de ce groupe, l'oxyde d'-aluminium (corindon), qui est biologiquement inerte et suffisamment résistant après soudure, s'est montré inutilisable pour le remplacement de grosses parties lacunaires des os diaphysaires, qui sont soumis chaque jour à da multiples contraintes de choc, car il se dégrade rapidement à cause de sa fragilité. Le matériau du type connu sous le nom de "Cerosium" est plus résinant aux contraintes dynamiques. Il est constitué par du corindon poreux, imprégné d'un constituant plus résilent, tel qu'une résine époxyde.Les expériences ont cependant montré qu'à l'échéance de six mois une prothèse interne en "Cerosium" perd dans l'organisme près de 45 % de sa résistance mécanique initiale à cause de la finesse de ses pores et des défauts d'adhérence aux tissus contigus. Les mêmes inconvénients sont propres à un substitut osseux -présentant une structure céramique imprégnée de méthylacrylate revêtue de polymères. Dans la pratique médicale on a utilisé pour le remplacement des os un copolymère d'éthylène et d'acrylate. Mais tous ces matériaux se sont avérés insuffisamment résistants. A la manufacture de prothèses de la ville de Kiev on a mis au point un procédé de préparation d'un matériau destiné à la réalisation de prothèses osseuses par moussage et traitement thermique réitéré de plastisols. On connait d'autre part diverses combinaisons de matériaux - une tige métallique et un revêtement poreux qui la recouvre au moins partiellement; - un substrat de titane ou d'alliage de titane revêtu d'oxyde, de nitrure, de carbure ou de carbonitrure destiné à pallier l'usure et la corrosion de l'implant - un implant réalisé en filaments de graphite et de bore, revêtus de silicone - une prothèse osseuse en céramique poreuse perméable aux fluides tissulaires revêtue d'une couche externe d'un matériau composite à structure porteuse rigide ~ - un matériau constitué par de l'oxyde d'aluminium poreux imprégné, avant son moulagevpar un monomère de méthylméthacrylate, polymérisé ensuite sous rayonnement gamma - un implant osseux exécuté sous forme de tige métallique revêtu en matière plastique - une prothèse osseuse , destinée à fonctionner sous des charges importantes, comportant un élément de renforcement rigide et un revêtement filamenteux ou tissé, imprégné d'un élastomère, enrobant ledit élément. L'une des variantes de cette invention prévoit la fixation à l'une des extrémités de l'élément de renforcement d'un élément filamenteux renforcé en élastomère, exécuté sous forme de came. La surface de l'élé- ment de renforcement, recouverte d'élastomère, contiguë au segment osseux, est enrobée d'un matériau tissé à pores ouverts pour y favoriser la pénétration des tissus de l'organisme.Les parties filamenteuses et tissées de la prothèse sont réalisées de préférence en "Dacron", et à titre d'éiastomère, on utilise un caoutchouc de silicones ; on enrobe la surface qui se joint à l'os de velours de "Dacron". Bien que la prothèse susmentionnée soit la plus perfectionnée des prothèses- osseuses connues à ce jour, son module d'élasticité est beaucoup plus faible que celui du tissu osseux compact On connait également un matériau composite destiné à remplacer les segments manquants des os, qui contient une résine époxyde renforcée par du plâtre ou du quartz distribué de façon aléatoire ou désordonnée. Le module d'élasticité de ce matériau isotrope est du même ordre de grandeur que celui de l'os, dans le cas de charges appliquées longitudinalement. Toutefois les matériaux connus à ce jour et les prothèses internes réalisées à partir d'eux ne satisfont que certaines des exigences imposées aux produits de substition des os et sont chimiquement et biologiquement inertes. Certains de ces matériaux donnent satisfaction du point de vue de la résistance à la compression, d'autres possèdent une porosité superficielle permettant la pénétration des tissus vivants contigus. En règle générale, l'élaboration des prothèses internes ne tient pas compte des propriétés biomécaniques et des charges que subissent les tissus osseux naturels, ni des formes des os diaphysaires. Parmi les matériaux connus, certains ont une masse volumique supérieure à celle de l'os vivant, sont plus fragiles, peu résistants aux contraintes cycliques et aux contraintes de choc, leur capacité d'absorbtion d'énergie au cours de l'application de la charge est insuffisante. L'homogénéité ou l'isotropie des matériaux implantés entrave l'emploi ou l'intégration des prothèses internes proposées dans un système biomécanique naturel, tel que le genou ou le fémur, où la prothèse pourrait effectivement fonctionner dans les mêmes conditions qu'un os vivant. Cette dernière condition est essentielle, car sous une forte charge cyclique, c'est uniquement dans ce cas que la prothèse interne serait efficacement protégée par les mécanismes naturels d'adaptation. En règle générale, aucune des prothèses et aucun des matériaux connus comme substituants des os ne présente de critères d'adaptation aux stress et d'adaptation rhéologique, ils ne sont pas suffisamment adaptés à l'action des muscles tendeurs actifs externes, ni à l'action des tendons et des fasciae tendeurs externes passifs. Les facteurs susdits considérés ensemble pourraient amener à tripler le facteur de sécurité réel d'une prothèse osseuse. On ne peut y parvenir qu'à condition de posséder un matériau et une prothèse interne mieux adaptés aux caractéristiques élastiques et à la déformabilité du tissu osseux et de l'os intégral qu'il s'agit de remplacer. La présente invention a pour but de remédier aux inconvénients susmentionnés On s'est donc proposé de créer un matériau pour la réalisation de prothèses internes et un procédé de façonnage de prothèses internes à partir dudit matériau se rapprochant le plus possible, par ses caractéristiques mécaniques, du tissu osseux à remplacer -Le matériau selon l'invention destiné à la réalisation de prothèses internes osseuses est exécuté sous forme d'armature structurale conjuguée avec un liant contenant un antiseptique, l'armature structurale étant formée de plusieurs réseaux, dont les uns sont en métal ou alliage métallique,inerte du point de vue chimique et biologique, et les autres sont en polymère élastique chimiquement et biologiquement inerte.Les interstices entre les réseaux sont remplis de liant, et le volume occupé par les réseaux métalliques au sein dudit matériau est choisi de façon à rapprocher le module dElasticité du matériau prêt à l'emploi de celui du tissu osseux à remplacer. Le matériau suivant l'invention assure la redistribution la plus régulière possible des contraintes entre ses différents composants, condition essentielle de la longévité du matériau. Les contraintes mécaniques à la surface de contact entre l'implant et l'os sont encaissées par le liant et, grace à la cohésion entre le liant et l'armature, transmises au composant d'armature du matériau composite. L'existence de deux types de réseaux dans l'armature les uns en métal ou alliage métallique inerte chimiquement et les autres en polymère élastique, assure une redistribution régulière des contraintes dans l'ensemble du volume de l'implant et améliore lacohésion entre l'armature et le liant sous l'effet des efforts mécaniques. Il est avantageux de réaliser le réseau métallique en métal chimiquement et biologiquement inerte, tel que le titane oilbs alliages de titane. L'avantage essentiel d'un tel réseau réside en son module d'élasticité et en sa masse volumique relativement bas par comparaisonàceut d'autres métaux, tels que l'acier ou le cobalt. Il confère une haute résistance mécanique à l'implant, tout en lui permettant de garder des rigidités optimales à la flexion et à la torsion, conformes à celles de l'os à remplacer. L'utilisation du réseau en titane ou en alliages de titane permet d'obtenir une masse volumique du matériau composite voisine de 2 g/cm3. Il est extrêmement avantageux que les fils du réseau composent des mailles sensiblement en forme de parallélogrammes d'angle aigu voisin de 600. Pareille disposition des fils dans le réseau confère une résistance optimale au cisaillement de l'implant dans le plan de l'armature. Elle assure également une certaine anisotropie des propriétés élastiques de l'implant correspondant aux propriétés de l'os vivant. En outre, cette configuration du réseau assure un amortissement efficace des charges dynamiques appliquées longitudinalement à l'implant. Les fils des réseaux peusentetre décalés angulairement, dans des plans parallèlespd'un angle ne dépassant pas 100 l'un par rapport à l'autre. On obtient ainsi une distribution uniforme des contraintes tangentielles au sein de l'implant et des conditions optimales pour le travail du liant lors de l'application de la charge à l'implant. Il est avantageux de procéder en sorte que le volume occupé par les réseaux métalliques soit de l'ordre de un cinquième a #aa tiers du volume total du matériau de prothèse. On obtient alors un plus haut degré de déformabilité sous l'action des contraintes de la prothèse interne, réalisée à partir du matériau suivant l'invention, par comparaison à d'autres prothèses connues. Grtce aux réseaux métalliques du matériau, la prothèse interne réalisée en ce matériau se déforme comme le tissu osseux, ce qui permet de réaliser une bonne coopération du système os-implant. L'armature métallique du matériau confère à l'implant la résistance mécanique et la rigidité requises, tout en assurant une masse volumique assez faible. A titre de liant, on peut utiliser une résine de type époxyde additionnée d'un durcisseur qui permet de réaliser une matière composite de hautes élasticité, déformabilité et résistance mécanique. D'autre part, le liant peut être constitué par du polyéthylène contenant une charge telle que du graphite. Un liant de ce genre présente une résistance améliorée à la fissuration. Le matériau à base de ce liant possède une meilleure déformabilité que le matériau contenant une résine du type époxyde. Dans l'une des variantes de réalisation, la prothèse interne façonnnée à base du matériau de l'invention est formées'un enroulement de couches qui,en coupe transversale, sont représentées par des spirales . Les couches en spirales de chaque rangée sont reliées entre elles par un tissu réticulé qui les englobe ou entoure toutes et les éléments de la prothèse interne sont ensuite garnis# enduits ou imprégnés de liant qui les relie ou les bloque entreyéux. Cela assure un fonctionnement optimal de la prothèse dans les conditions physiologiques-normales. Les couches en spirales, préparées en matériau suivant l'invention, sont les éléments essentiels qui encaissent les efforts de compression et de traction. La disposition spirale desdits éléments est identique à celle que l'on observe dans l'os naturel. L'élément complémentaire qui circonscrit toutes les couches en spirales est l'élément essentiel encaissant les contraintes de cisaillement en cas de torsion de la prothèse interne. Le liant fixe la position des couches en spirales dans la prothèse et redistribue les contraintes entre les couches en spirale, ainsi qu'entre les couches en spirales et l'élément complé- mentaire qui les circonscrit .Les sens d'enroulement des couches en spirales voisines de chaque rangée peuvent alterner. L'alternance des sens d'enroulement des spirales assure une distribution régulière de la charge dans l'ensemble du volume de la prothèse interne. Une structure alternante des spirales fonctionne d'une façon particulièrement efficace sous les contraintes dynamiques que l'os subit très fréquemment. Selon l'une des variantes de la présente invention, les centres des spirales dans chaque rangée de couches en spirales se trouvent sur une même droite. Cela permet d'obtenir une meilleure jonction entre les rangées de couches en spirales et une résistance suffisamment élevée de la prothèse interne aux contraintes de cisaillement. Il est avantageux que la prothèse interne de l'os fémoral soit réalisée sous forme d'une chemise en couche spiralée dont la cavité loge plusieurs couches en spirales disposées longitudinalement, le périmètre de chacune étant inférieur au périmètre intérieur de la chemise; en coupe transversale chaque spirale représente une rangée de couches en spirales en matériau susmentionné reliées entre elles par un élément de ce même matériau; dans la partie centrale de la chemise est installée une tige porteuse, les vides de la prothèse étant remplis de liant. La chemise spirale externe encaisse les efforts de cisaillement et les transmet, par l'intermédiaire du liant, aux couches en spirales disposées à l'intérieur de la prothèse interne. La tige porteuse, rigide, assure une liaison solide de la prothèse avec ses moyens de fixation à l'os. La forme, en coupe transversale, de la chemise de la prothèse interne du segment diaphysaire du tibia se rapproche d'un triangle acutangle, et les couches en spirales en matériau suivant l'invention sont disposées sensiblement aux sommets dudit triangle. La forme sensiblement triangulaire de la coupe transversale de la prothèse interne permet de réaliser des rapports optimaux entre son poids et ses dimensions lors de la déformation de la prothèse en flexion et torsion autour de son axe. On tient compte du fait que la jambe, avec son tibia et ses muscles, forme un système biologique pour lequel la meilleure forme de section de la prothèse est une forme à peu près triangulaire.Les couches en spirales sont les éléments essentiels qui encaissent les efforts de compression, de traction et de cisaillement apparus dans la chemise de la prothèse au cours de sa torsion, en particulier dans la variante de réalisation de l'invention dans laquelle le sens d'enroulement de la couche en spirale disposée au sommet de 1'angle le plus petit du triangle est opposé au sens d'enroulement des couches en spirales disposées aux autres sommets du triangle. Sous les charges dynamiques, les couches en spirales fonctionnent comme amortisseurs, internes, de la prothèse. Dans ce cas des spirales de sens d'enroulement opposés contribuent à augmenter la résistance à la flexion-et à la torsion dans les conditions de flexion longitudinale ou oblique de la prothèse interne, ctest-d-dire dans les conditions où les prothèses internes ordinaires ont le maxima de probabilité de perdre leur stabilité. La construction de la prothèse interne permet d'exploiter les mécanismes naturels d'adaptation du tibia aux contraintes physiologiques. Chaque couche en spirale à l'intérieur de la chemise peut se composer de plusieurs couches en spirales de diamètre inférieur, enroulées ou torsadées l'une sur l'autre. Pareille construction permet d'obtenir un système optimal pour l'absorption de l'énergie au cours de la déformation de la prothèse. Chaque couche en spirale de la torsade composée s'enroule si elle est soumise à la flexion; elle s'enroule également si elle est soumise à la traction en se rétrécissant et en résistant mieux de ce fait à la traction. Sous l'action de la compression la couche en spirale se déroule et s'allonge en quelque sorte, ce qui la fait mieux résister à la compression. Un tel système est particulièrement efficace sous des contraintes alternées modérées. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention seront mieux compris à la lecture de la description détaillée suivante de plusieurs exemples de réalisation et en se référant aux dessins annexés dans lesquels - la figure 1 représente le réseau métallique de l1arma- ture structurale du matériau suivant l'invention; - la figure 2 représente un autre réseau de l'armature structurale du matériau suivant l'invention; la figure 3 représente une variante de disposition des réseaux dans le matériau; - la figure 4 représente une coupe transversale d'une variante de l'armature structurale du matériau; - les figures 5, 6, 7 représentent des coupes transversales de variantes de l'armature structurale des prothèses internes réalisées en matériau suivant 11 invention;; - les figures 8, 9 montrent les sens d'enroulement des couches en spirales en matériau suivant l'invention; - les figures 10, 11, 12 représentent des coupes transversales de variantes de réalisation de prothèses internes destinées à remplacer de gros os diaphysaires; - la figure 13 représente une coupe transversale d'une variante de réalisation de la spirale de la prothèse interne, suivant l'invention. Le matériau destiné à la confection de la prothèse interne osseuse comprend une armature structurale à trois réseaux 1 et l t on dispose entre les deux autres réseaux 2 constitués en polymère élastique, chimiquement et biologiquement inerte (figure 4). Le réseau métallique 1 est réalisé ê partir d'une tresse de fil-de titane à brins multiples d'au moins0,25 mm de diamètre. Les intersections des fils du réseau sont fixées par exemple par soudure ou frittage par action de la pression et/ou de températures élevées. Pour augmenter la rigidité du matériau, on peut utiliser pour la fabrication du réseau métallique 1 d'autres alliages inertes chimiquement et biologiquement, tels que les aciers inoxydables ou les alliages molybdbne-chrome-cobalt. Pour réduire la rigidité des matériaux de départ, on peut avoir recours à des alliages chimiquement inertes d'un module d'élasticité plus faible comme, par exemple, l'alliage titanezirconium. On réalise un réseau 2 analogue-au réseau 1 à partir de filaments tressés de polymères. Le réseau en polymère 2 est réalisé en un matériau chimiquement et biologiquement inerte, de bas module d'élasticité, par exemple, en produits dénommés "capronn,ntérylène","dacron". Les fils des réseaux métallique et en polymère, forment des mailles rhomboïdes ou losangées élémentaires, d'un angle au sommet voisin due 600, Dans les cas où l'on se propose de préparer avec le matériau des prothèses internes pour remplacer des os plats comme, par exemple, des parties manquantes du crâne, de l'omoplate, du bassin, il est préférable de constituer des mailles d'un angle au sommet voisin de 900. Cela permet d'obtenir l'isotropie transversale du matériau dans le plan des réseaux 1, 2. On constitue à l'aide des réseaux métallique et en polymère 1, 2, superposés et fixés dans le sens transversal} par exemple par suture avec un fil en polymère, un réseau toilé tridimensionnel cousu à triple couche (figure 4). Si le matériau en question est destiné à la réalisation d'une prothèse interne des os diaphysaires, il est utile de décaler le réseau métallique et les réseaux en polymère l'un par rapport à l'autre de manière que les fils constituant les réseaux en polymère 2 soient décalés angulairement d'environ 100, dans des plans parallèles, par rapport aux fils du réseau métallique 1. Le matériau destiné à la confection des prothèses des os plats peut présenter une autre orientation mutuelle des réseaux, c'est-à-dire des décalages angulaires de 0 à 40. Par la suite les mailles spatiales, constituées par superposition des réseaux 1, 2, peuvent entre garnies, enrobées ou imprégnées dun liant comprenant un antiseptique, par exemple, de résine époxyde contenant un durcisseur. Le procédé de préparation de la résine époxyde et du durcisseur est connu en soi. On introduit ou coulé le liant à température ambiante et on le laisse. durcir durant 24 heures. On peut prendre comme liant du polyéthylène chargé, par exemple, de graphite ou d'un autre matériau compatible au point de vue biologique avec l'os, distribué de façon désordonnée, aléatoire ou isotrope. L'armature structurale peut comporter d'autres assemblages de réseaux 1, 2 : par exemple, un réseau métallique et un réseau en polymère, ou un réseau métallique et trois ou quatre réseaux en polymère. Cela dépend de la valeur désirée du module d'élasticité du matériau fini et de la valeur du module d'élasticité du métal du réseau 1. Si le module d'élasticité du métal du réseau 1 est plus grand que celui du titane, il est recommandé d'augmenter le nombre de réseaux en polymère 2. En gros, lorsqu'on utilise le titane, l'armature métallique doit remplir de un cinquième à un tiers du volume ou de la surface de la section transversale du matériau, et l'armature en polymère doit occuper de deux à trois cinquièmes de ce volume, le reste devant être occupé par le liant (ctest-à-dire que les proportions respectives métal/polymère/liant sont approximativement de 1/2/1). On choisit les proportions volumiques des trois composants principaux du matériau de façon que ce dernier ait une élasticité et une déformabilité proches de celles du tissu osseux à remplacer, tout en étant cependant plus résistant que l'os. Compte tenu de ce que les réseaux 1, 2 de l'armature ont une orientation déterminée en fonction de l'usage de la prothèse interne, ce qui entrain une anisotropie marquée du matériau, il va de soi que les prothèses internes utilisant ce matériau ont des propriétés appropriées. Les prothèses internes destinées à remplacer les os plats peuvent être réalisées à partir d'ébauches obtenues par compression de réseaux métalliques et en polymères 1, 2 disposés en plusieurs couches réticulées incorporant le liant. On prépara à partir desdites ébauches des plaquettes de 5 à 25 mm d'épaisseur. Dans ce cas il est avantageux d'utiliser le polyéthylène ou le polytétrafluoréthylène. La prothèse interne 3 représentée sur les figures 5, 6, 7 appelée à remplacer les os plats, ainsi que les grands os diaphysaires de l'homme, est plus complexe et résiste mieux à de fortes contraintes mécaniques alternantes. Cette prothèse interne 3 est constituée par une multitude de rangées de couches en spirales 4, 5 enroulées (en coupe transversale) à droite et à gauche (figures 8, 9), et qui sont réalisées en matériau suivant l'invention. Les couches en spirales 4, 5 de chaque rangée sont reliées entre elles par un élément 6 qui est également réalisé en ce meme matériau, et toutes les rangées de couches en spirales 4, 5 sont garnies ou imprégnées de liant, (non représenté). Pour la réalisation de-prothèses internes des os plats, les rangées voisines de couches en spirales 4, 5 sont disposées dans des plans parallèles. Pour la réalisation de prothèses internes des os diaphysaires, toutes les couches en spirales 4, 5 sont disposées sensiblement parallèles à l'axe longitudinal de la prothèse. Les plaquettes formées par une rangée de couches en spirales peuvent être réalisées en plusieurs variantes a) loe sens d'enroulement des couches en spirales voisines d'une meme rangée alternent (figures s, 6). b) le sens d'enroulement est identique pour tou#tes les couches en spirales d'une même rangée (figure 7), c) les #couches en spirales 4, 5 d'une rangée ont des diamètres transversaux différents (figure 6) : par exemple, pour les prothèses du membre gauche le diamètre des couches en spirales 4 enroulées à gauche est de 2 à 5 fois supérieur au diamètre des couches en spirales 5 enroulées à droite; et pour les prothèses du membre droit on procède inversement. Les prothèses internes, destinées à remplacer les os plats, réalisées en plaquettes du type sus-mentionné présentent une plus grande résistance au cisaillement transversal. Les ébauches servent à la réalisation de prothèses internes destinées à remplacer les os plats, sont confectionnées en superposant plusieurs rangées de plaquettes de couches en spirales en les garnissant ou imprégnant de liant et en les comprimant ensuite. La prothèse interne suivant l'invention peut également remplacer des segments manquants d'os longs. Dans ce cas, on constitue des ébauches, à partir de plaquettes de couches en spirales susmentionnés (non représentée sur les figures) de 7 à 3,5 cm d'épaisseur, de deux types : à enroulements à gauche et à droite. On garnit, imprègne ou enduit les couches en spirales de liant en y additionnant des antiseptiques à action prolongée. On obtient ainsi des ébauches ou des prothèses internes pour remplacer des segments ou la totalité de la diaphyse des os soumis à des charges relativement faibles, par exemple, de l'humérus, du radius, du cubitus, de la clavicule, des os de la main et du pied. En cas de nécessité des ébauches de forme cylindrique peuvent être soumises à un usinage mécanique et à un ajustage en longueur ou en section transversale. Les prothèses internes des os longs du membre inférieur, par exemple, du fémur et du tibia, sont réalisables en matériau suivant l'invention. Par leurs propriétés biomécaniques elles répondent aux prototypes naturels, c'est-à-dire reproduisent les propriétés du fémur et du tibia de l'homme, tout en présentant une résistance mécanique beaucoup plus élevée. La figure 10 représente une des variantes de construction de prothèse interne du fémur. La prothèse interne 7 de la diaphyse fémorale est usinée sous forme d'une chemise cylindrique en couche spirale 8 avec une tige porteuse centrale 9, qui peut etre en titane, qui sert à augmenter la rigidité de la prothèse interne 7 et à l'assembler avec les éléments de fixation des extrémités (non représentés sur la figure) de la prothèse 7 qui sont appelées à réunir cette dernière aux méta-épiphyses de l'os. La cavité de la chemise 8 loge plusieurs couches en spirales 10, 11, réalisées en matériau suivant l'invention.La chemise 8 et les couches en spirales 10, 11, qui se trouvent à son intérieur, sont formées chacune, en coupe transversale, d'un rangée de spirales 4, 5, réalisées à partir du matériau réticulé susmentionné, et qui sont reliées entre elles par l'élément 6 (figures 5, 6) de même matériau. Les prothèses des membres gauches sont réalisées à partir des plaquettes de type (a), enroulées en baguette cylindrique jusqu'à 1-1,5 cm de diamètre. Dans ce cas les deux couches en spirales 10 qui se trouvent dans les parties antérieure et postérieure de la prothèse sont courbées à gauche. Les deux spirales médiane et latérale 11, de 1,5 cm de diamètre, sont enroulées à droite et sont réalisées en plaquettes de type (c), dans lesquelles le diamètre transversal des couches en spirales 4 enroulées à gauche est supérieur à celui des couches en spirales 5 enroulées à droite (figure 6). Entre les quatre couches en spirales 10, Il précitées sont disposées des couches en spirales 12, d'un diamètre transversal inférieur, qui sont enroulées à gauche et qui sont réalisées en plaquettes de type (b) (figure 7) dont les couches en spirales 5 sont enroulées à droite. Le nombre de couches en spirales 12 peut être différent. Dans les prothèses internes des membres droits les sens d'enroulement de toutes les spirales susmentionnées 10, 11, 12 sont inversés; autrement dit, les prothèses internes du membre droit sont par leur structure interne, l'image dans unmIrotdplan des prothèses internes 7 du membre gauche. Tous les espaces libres de la prothèse interne 7 sont garnis de liant, par exemple de résine époxyde mélangée d'un durcisseur approprié. Les figures Il et 12 représentent une variante de construction d'une prothèse interne de tibia humain. Les figures 11, 12 représentent la prothèse interne 7 de la diaphyse tibiale. La prothèse interne 7 comprend la chemise en couche spirale 8, qui prend la forme, en coupe transversale, d'un triangle acutangle. Aux sommets du triangle se trouvent les couches en spirales 10, Il en matériau suivant l'invention et au centre se trouve la tige métallique porteuse 9, en titane par exemple. Cette tige 9 sert également à l'as- semblage de la prothèse interne 7 avec l'os du malade. La figure Il représente une prothèse interne 7 pour membre gauche. La spirale 10, qui est disposée au sommet du plus petit angle9 est enroulée à gauche. Pour la réalisation des couches en spirales 10 il est avantageux d'utiliser les plaquettes de type (a) ou (c), dont les spirales 4 de plus grand diamètre transversal sont enroulées à gauche, les spirales 5 de plus petit diamètre étant enroulées à droite. Les spirales Il qui sont placées aux autres sommets du triangle, ainsi que la spirale de la chemise 8 sont enroulées à droite.Elle sont également réalisées en plaquettes de type "a" ou "con. Pour réduire l'encombrement de la prothèse interne, on peut remplir l'espace entre les spirales 10, Il dtun grand nombre de spirales (qui ne sont pas représentées dans les figures), enroulées à gauche et de diamètre transversal beaucoup moins important, préparées en plaquettes de type "b" dont les spirales sont enroulées à droite. La conception de la prothèse interne 7 pour membre droit (figure 12) est identique à celle décrite dans ce. qui précède, mais les sens d'enroulement de toutes les spirales 8, 10, Il de la prothèse sont inversés. La figure 13 représente une variante de conception de la spirale 12 de la prothèse interne 7, cette spirale étant tressée sous forme de corde en utilisant des spirales 10 de diamètre inférieur; pour la confection des spirales 10 on utilise les plaquettes de type "c". Bien entendu, l'invention n'est nullement limitée aux modes de réalisation décrits et représentés qui n'ont été donnés qu'à titre d'exemple En particulier, elle comprend tous les moyens constituants des équivalents techniques des moyens décrits ainsi que leurs combinaisons, si celles-ci sont exécutées suivant son esprit et mises en oeuvre dans le cadre des revendications qui suivent. REVENDICATIONS 1.- Matériau destiné à la réalisation de prothèses internes osseuses, exécuté sous forme d'armature structurale prise dans un liant contenant un antiseptique, caractérisé en ce qu'il présente une structure stratifiée et que son armature structurale est réalisée sous forme de réseaux, dont les uns sont en métal chimiquement et biologiquement inerte et les autres, en polymère élastique chimiquement et biologiquement inerte, l'espace entre les réseaux étant garni de liant et le volume occupé par les réseaux métalliques au sein du matériau étant choisi de façon à rapprocher le module d'élasticité du matériau du module d'lasticité du tissu osseux que lton se propose de remplacer. 2.- Matériau suivant la revendication 1, caractérisd en ce que les fils des réseaux constituent des mailles en forme de parallèlograoses dont l'angle aigu est voisin de 600. 3.- Matériau suivant l'une des revendications 1 et 2, caractérisé en ce que les fils des réseaux sont décalés angulaire ment, dans des plans parallèles,,l'un par rapport à l'autre d'un angle te dépassant pas 100.. 4.- Matériau suivant l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que le volume occupé par les réseaux métalliques varie d'un cinquième à un tien de devolume total du matériau. 5.- Matériau suivant l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que le liant est une résine époxyde conte- nant un durcisseur. 6.- Matériau suivant l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que le liant est du polyéthylène chargé de graphite. 7.- Prothèse interne réalisée en matériau suivant l'une des revendications 1 à 6, caractérisée en ce qu'elle est constituée de rangées multiples de couches enroulées en spirales de matériau susmentionné, disposées parallèlement à l'axe longitudinal de la prothèse, les couches en spirales de chaque rangée étant reliées entre elles par un élément réticulé qui circonscrit toutes les couches enspirales et l'ensemble des rangées de couches en spirales de la prothèse interne étant garni de liant. 8. Prothèse interne suivant la revendication 7, caractérisée en ce que dans chaque rangée de couches en spirales les sens d'enroulement des spirales voisines alternent. 9.- Prothèse interne suivant l'une des revendications 7 et 8, caractériséeen ce que les centres des spirales dans chaque rangée de spirales se trouvent alignés sur une même droite. 10,- Prothèse interne réalisée en un matériau suivant l'une des revendications 1 à 6, caractérisée en ce qu'elle est exécutée sous forme d'une chemise en couche spIrale dont la cavité loge plusieurs couches en spirales dont l'axe est sensiblement parallèle à son axe, chacune destites couches en spirales présentant en section transversale une rangée de spirales en matériau réticulé reliées entre elles par un élément en ce même matériau alors qu'au centre de la chemise passe une tige porteuse alignée avec elle, tous les éléments de la prothèse étant garnis de liant. 11.- Prothèse interne suivant la revendication 10, caractérisée en-ce que, en coupe transversale, la forme de la chemise se rapproche d'un triangle acutangle et que les spirales sont disposées aux sommets dudit triangle. 12. Prothèse interne suivant la revendication 11, caractérisée- en ce que le sens d'enroulement de la spirale placée au sommet de plus petit angle est opposé aux sens d'enroulement des spirales qui sont disposées aux autres sommets du triangle. 13. Prothèse interne suivant la revendication 10, caractérisée en ce que chaque couche en spirale à l'intérieur de la chemise est une tresse de plusieurs spirales.