FR 2889442 A1 20070209 FR 0552448 A 20050805 2889442 1 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 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). 2889442 2 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 C) 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 ( Des mousses de polyuréthane recouvertes d'une suspension de titane sont également connues (J.P. Li, C.A. van Blitterwijk, K. de Groot. Factors having influence on the rheological properties of Ti6A14V 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 Ti6AI4V: characterization and cell attachment. J Biomed Mater Res A. (2005) 73A (2):223-33). Apres séchage, le polymère est pyrolysé et le titane est fritté à 1200 C, 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 +1- 3.3 MPa avec un module d'élasticité de 0.8 -FI- 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 2889442 3 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 cidessus 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 2889442 4 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. Il 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 2889442 5 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 oeuvre 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 2889442 6 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 oeuvre 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 oeuvre 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 2889442 7 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 30 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 2889442 8 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 2889442 9 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 pm, 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 pm, et de préférence de 200 à 1500 pm. On entend par macroporosité, une porosité dont la taille des pores est 20 égale ou supérieure à 50 pm par opposition à une microporosité concernant des pores dont la taille est inférieure à 50 pm. 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 pm et des pores dont la taille varie de 1000 à 2000 pm. 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 pm permettent de favoriser la 2889442 10 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 pm pour permettre la colonisation cellulaire. En effet, à titre d'exemple, une cellule souche mésenchymateuse possède une taille d'environ 10 pm. 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 pm 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 30 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 2889442 11 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, maxillofaciale 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 20 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 2889442 12 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 5 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 C) pour brûler la cire du moule. 15 Après l'étape de calcination de la cire, le moule en matériau réfractaire est maintenu dans le four à 512 C. 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, Schütz, 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 occupéantérieurement 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 pm et une pression d'air de 4 bars 2889442 13 (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 ciaprès. 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 0/0 Taille des pores théorique: 1,2 mm Echantillon Diamètre Hauteur Masse Porosité Diamètres [cm] [cm] [g] [%] Pores [mm] 1 0,720 0,950 0,821 53,04 1,15 2 0,715 0,970 0,728 58,65 1,22 3 0,708 0,950 0,896 47,00 1,20 14 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 oeuvre 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 2889442 15 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 oeuvre 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 pm, 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 pm. 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 pm et des pores dont la taille varie de 1000 à 2000 pm.