L'invention concerne une méthode et un appareil pour stimu ler in vivo la croissance de l'os. Cette invention et ce qu'elle implique seront décrites en outre en une dissertation doctorale intitulée par l'inventeur inducet Ostegenesis by Electrical stimulation" disponible à l'institut Polytechnique de Brooklyn et sont décrites aussi dans un article du méme titre par l'inventeur qui apparait dans le Journal de la Electrochemical Society, Volume 118, n0 9, Septembre 1971. Les publications de ces références sont explicitement incorporées ici par référence. Une des choses remarquables à propos de l'os, outre son habileté à réparer lui meme ses fractures, est son habilité à changer sa géométrie globale en réponse à une charge appliquée extérieurement, dans un tel cas la force appliquée est diminuée et même minimisée dans la mesure du possible. On connait ce phénomène de remodelage et il a été remarque pour la première fois par WOLFF en 1892. Comme avec toute référence aux choses particulières citées ci-dessous, on pourra trouver la citation à ce travail publié dans ladite dissertation. Le mécanisme par lequel cela arrive n'est pas encore connu. En 1957 ,deux savants japonais, E. FUKADA et I. YASUDA, ont suggéré que l'os se conduisait comme un cristal piezoélectrique.Cette conclusion équivalait à identifier un élément conducteur de l'os qui per mettrait une communication entre une charge mécanique anpliquée extérieurement et entre quelque élément à un niveau biologique gi répondrait à ce stimulus. Cette observation fut plus tard confirmée de façon indépendante par deux groupes travaillant aux Etats-Unis; l'un en 1962, dirigé par C.A.L. BASSET au collège des Physiciens et des Chirurgiens de l'Université de Columbia, et le second en 1963 dirigé par M.H. SHAMOS et L.S. LAVINE au DOWSTATE MEDICAL CENTER. En 1964, le groupe dirigé par BASSET publia une série de courbes ayant pour but de montrer la réponse de la tension de l'os à une déformation par étapes. Ces courbes, et d'autres du m#me genre publiées par COCHRAN, STEINBERG et GILLOOLY, forment la base mathématique pour analyser le mécanisme conducteur dont on fait allusion ci-dessus. En effet, ces courbes permettent que l'os soit traité comme un système de boite noire et, en tant que tel l'analyse du système se déplace temporairement d'un domaine biologique vers un domaine analytique. Sans établir directement cette conclusion, Becker impliquait celle-ci dans un journal de 1966 lorsqu'il tenta d'identifier qualitativement quelques éléments nécessaires du bloc d'un modèle dynamique de l'os remodelant le système.Selon ce modèle, un stimulus et dans un tel cas elle diminuerait son effet. Le stimulus pour ce système de retroaction négative est une charge appliquée extérieurement qui provoque une déformation locale de l'os. Le système de remodela ge répond ensuite par une série de changements à la structure de l'os ce qui, on le présume, change la géométrie de l'os comme pour mieux résister à la charge déformante. Pour modifier cette série de changements, pourtant, plusieurs mécanismes conducteurs doivent être activés. Un de ces conducteurs doit servir à tradui re la déformation locale en quelque chose de reconnaissable au niveau cellulaire. C'est ce conducteur que COCHRAN, STEINBERT et GILLOOLY ont identifié en mesurant la variation dans le potentiel de surface d'une bande corticale soumise à une force déformante connue.Ces potentiels de surface existent, on le présume, in vivo et sont supposés déclencher le système de remodelage pour pondre de façon spécifique. Si cet exposé est correct, alors plusieurs choses doivent suivre Il serait possible de caractériser quantitativement le mécanisme conducteur , c'est-à-dire, d'identifier sa fonction de transport. Il serait possible de construire un stimulateur qui capitalise sur cette information, et d'incorporer ce stimulateur dans un système in vivo et de lui permettre de déclencher le système de remodelage juste au moment où le conducteur actuel le fait. L'hypothèse charge-croissance des systèmes remedolant l'os La première référence établie liant la croissance de l'os à l'application d'une charge physique fut -faite par WOLFF en 1892. Cette " loi, établie dans une forme mise à jour est " la forme de l'os étant déterminée, les éléments de ltos se placent ou se déplacent eux mêmes dans la direction de la pres ou sion fonctionnelle ( appliquée et de l'augmentationXde la diminution de leur masse pour réfléchir la quantité de pression fonctionnelle".Mc ELBRANEY fait allusion à ce méme système croissance-charge comme jouant un rle important dans la croissance de l'os. COCHRAN revendique qu'une différence de potentiel associée avec une charge appliquée " peut contrler l'adaptation de l'arrangement architectural de l'os et la densité par rapport à des demandes fonctionnelles" faites sur ce système. Des références en littérature continuent de rapporter beau coup d'exemples de croissance d'os provoquée par l'application d'une charge mécanique. Déjà en 1955 YASUDA décrit la formation d'une callositélpar le simple moyen de fixer un ressort à deux têtes d'os les forçant à exercer une charge compressive sur l'os sous-jacent.BARRET en 1961 décrit qu'en induisant la couche cambiale du perioste il se produisait un nouvel os par simple traumatisation. En 1962 son groupe proposa -la possibilité que le système remodelant l'os était déclenché par l'application d'une charge mécanique.Les recherches de BARRET dans ce domaine furent confirmés par les tentatives de BOROS en 1965 et son hypD- thèse de base justifiée en meme temps par EPKER et iSNER la mEme année, L'idée d'un déclenchement pour stimuler ce système de remodelage a été élaboré par FROST en 1964. Il suggerait que la suite de phénomènes intervenant dans le procédé de remedolage était probablement codée dans 1'ADN de -la cellule du mesenchyme. Un agent, peut être celui suggéré par BECKER, replication mitotique, déclencherait des phénomènes cytodynamiques conduisant à -une jà une différentiation en cellules spécialisées, à une formation d'en- zyme et à l'élaboration de protéine qui sont nommées collective- ment remodelage. Selon FROST, " le réglage de la vitesse de remodelage intervient principalement lors de l'étape dsattivation dans le mesenchyme", BECKER en 1966 et ensuite en 1*7, dé- chiffra qualitativement les composants essentiels d'un système de retro-action négative ont les caractéristiques satisfont les les /exigences du systèmes charge-croissance.En 1962 ENLOW signala que beaucoup de problèmes associés avec la compréhension de ce phénomène charge-croissance faisaient obstacle à cause d'un manque de connaissance quantitative de ce système. La meme année CURREY essaya de dégager certains aspects de ce système vers un domaine purement mécanique ( analytique! soumis à l'analyse quantitative, lorsqu'il proposa que les os se remodelaient eux mêmes selon une forme qui leur convenait le mieux pour réduire les forces de déformation au minimum. HARRIS en 1969 élabora en outre sur le système charge-croissance en indiquant que la dynamique de remodelage exigeait lareconnaissance de l'amplitude et aussi de la vitesse de déformation et que l'emplacement de cette force appliquée était importante pour maintenir un équilibre entre la formation de l'os et sa resorption.Une année plus tard DOYLE observait une relation directe entre'la masse de l'os et l'amplitude de la forme qu'unmuscle attaché pouvait exercer sur cet os. Un argument important pour l'hypothèse du système charge croissance peut aussi etre fait en utilisant l'exemple contraire de ce qu'aucune charge ne résulte dans une diminution de la densité de l'os. Deux possibilités pour explorer ceci enveloppent l'analyse des os de sujets qui sont soit immobilisés, comme dans un plâtre, soit soumis à un environnement sans poids, comme on le : rencontre chez les astronautes de GEMINI et d'APPOLO. Un exemple de la première possibilité est contenu dans un article de KAZARI.~N qui traitait d'un groupe de singes, les Maca ques mulatta, qui sont immobilisés dans un plâtre de moulage. Il remarqua une réduction dans la taille et aussi dans le nombre des trabecules accompagnées d'une diminution dans la taille, l'orientation, la porosité et l'épaisseur corticale de la plaque. Kazarian soutient que des forces mécaniques telles que celles produites par un poids et par la tension du muscle sont nécessaires pour le maintien de la masse normale squelettique et que l'absence de forces normales mécaniques enlève certains stimuli pour la formation de l'os. Il va même jusqu'à dire que " la structure et la forme de l'os est hautement dynamique et dépend de sa fonction de placer des forces sélectives sur les tissus et de diriger l'architecture squelettique. Le contrôle de la structure peut et de la forme de l'os est exact, reproductible et qui/généralement etre prédit. Quand l'os est soumis à une force, il change momentanément de forme et produit un potentiel électrique DC, un facteur dans la croissance du nouvel os". Un exemple de la deuxième possibilité est rapporté par HATTNER dans une revue qui traite des effets de la pesanteur sur le système squelettique des astronautes. HATTNER remarque des pertes anormales de calcium, une densité réduite de l'os et une cassure du squelette pour maintenir sa masse sous des conditions de tension réduite mécanique. Pendant les conditions hypograviques la perte squelettique est estimée de 1 à 2% par mois, des pertes de 10 à 20% sont notées dans la densité aux rayons X des calcanes et des métacarpes du Commandant pilote de GEMINI V dans l'espace pendant ces 8 jours de vol. Un autre argument justifiant le rôle d'une charge mécanique appliquée a une influence : le système de remodelage de l'os provient de systèmes relativement simples de culture de cellules. BASSET décrivit l'amorçe de formation d'os, de cartilages ou de tissus fibreux dans des cultures de cellules endotéliales. La sorte de formation de tissus dans la culture est déterminée par une combinaison de tension d'oxygène ou par un moyen d'application de la charge 1 tension ou compression). Quand une force mécanique est appliquée aux cultures qui se développent: l'orientation des tubercules osseux est déterminée par la direction de la charge appliquée. Ainsi, des sources plus valables semblent impliquer , de façon importante une charge mécanique comme le stimulus voulu pour déclencher le système qui remodelera l'os. La réponse électrique de l'os tendu. Une discussion propre de la réponse électrique de l'os tendu doit commencer par une référence à deux savants qui ont remarqué d'abord et essayé ensuite de quantifier la réponse électrique de l'os En 1957 FUCADA et YASUDA ont remarqué une réponse électrique lorsque l'os était soumis à une charge déformante. Des spécximens de tests consistaient à couper des cubes à partir des cortex du fémur humain et de boeuf. Les électrodes utilisées pour contrôler les différences de potentiel sur les faces opposées de ces cubes sont des feuilles relativement grossières de lames en argent qui sont attachées à l'os grace à une " solution alcoolique de gomme-laque".Les courbes publiées dans cet article montrent le développement d'un champ électrique de 200 v/cm quand les niveaux de tension sont de l'ordre de 10 10 cmtzm. En travaillant sans cette connaissance, BASSET et BECKER en 1962 ont refait la méme expérience en utilisant une technique plus sophistiquée et ont obtenu quelques résultats différents et très intéressants. En utilisant des électrodes argen-chlorure 6 d'argent et des amplificateurs à impédance d'apport élevé (10 14 10 ohms), ils ont remarqué aussi que lorsque la force liante est appliquée à une bande corticale, une surface ( concave) devient toujours négative par rapport à sa surface opposée et que cette différence de potentiel se dégrade avec un temps constant d'environ 1 seconde malgré le maintien permanent de la charge déformante. Quand la charge déformante est enlevée, la lamelle revient à sa forme originelle et pendant ce temps la polarité s'inverse d'abord d'elle meme avant que la différence potentiel revienne à zéro. En déformant la lamelle par une quantité égale dans la direction opposée il ~se produit le même effet. Dans chaque cas, l'amplitude de cette différence de potentiel dépend de la vitesse et de l'amplitude de la déformation. De plus, BECKER clarifia certains points de ce travail dans un article publié en 1965 et contenant quelques courbes remarquables de réponse. En 1963 SHAMOS et LAVINE réalisèrent des expériences semblables. Ils ont remarqué aussi que les surfaces concaves devenaient électronégatives par rapport à leurs surfaces opposées que l'amplitude de cette différence de potentiel était de l'ordre de 0,3 mv/kg de la force appliquée et que la vitesse de dégradation était d'environ 1/2 seconde. Ce phénomène selon toute probabilité ne dépend pas des effets cellulaires puisque YASUDA realisa son expérience sur des fémurs qui sont soit chauffés à 1200C pendant 5 heures soit bouillis dans de l'eau chaude pendant 2 heures et l'epérience initiale de BASSET réalisée sur des fibres humides de chat. En 1966 BRADEN fit l'observation que ni l'émail, qui ne contient pas de collagène, ni les cristaux d'apatite, Ca10(P04#6 (OH)2, ne produisaient une réponse électrique lorsqu'ils sont déformés mécaniquement. Cependant la dentine, qui est faite principalement de sels de phosphates de calcium liés dans une maille de collagène, répond bien que la réponse ne soit pas apparemment linéaire avec la tension, En 1967 COCHRAN fit la meme observation; des différences de potentiel sont remarquées dans l'os mandibulaire sec et dans la dentine mais pas dans l'émail. Un travail identique à celui de BRADEN fut commence en 1966 par FRIEDENBERG qui produisit une série d'expériences pour mesurer l'amplitude de potentiels DC dans la croissance le développement d'un os fracturé en utilisant des demi-cellules en calomel et des ponts en sel isotonique comme électrodes. Il remarqua que la métaphyse était typiquement négative par rapport à l'épiphyse qui devenait plus négative à environ 2 à 3 cm en dessous de l'épiphyse et l'isopolarité était atteinte dans la diaphyse. Dans une fracture, l'os entier était négatif par rapport à l'épiphyse, la ~surface la plus négative apparaissant au-dessus de l'endroit de la fracture. Les travaux de FRIEDENBERG en 1969 concluent à la méme observation générale. Une année plus tard BECKER fit une observation semblable et en tira une conclusion insolite BECKER remarqua que chez les Ranapipiens, le périoste situé directement au-dessus d'une fracture devenait très négatif par rapport au reste du périoste. La surface de l'os elle même, juste après une fracture, a côté de l'endroit de la fracture devenait positive par rapport à d'autres parties de l'os.Il suggera alors la possibilité que cette différence de potentiel pouvait déclencher une dedifferentiation erythrocyte de 1'hématome de la fracture à l'intérieur des cellules avec un potentiel fibroblas-- tique, La base de cette supposition réside dans le fait que des particules diélectriques suspendues dans un champ non uniforme demontrent une dielectrophorèse sur la base de séparation des charges en surface induites par les non-homogénéités du champ. L'erythrocyte n'est pas une particule diélectrique mais il possède tout un chemin de chafge en surface qui pourrait etre déformé par un champ DC non uniforme ce qui provoquerait une dedifférenciation dans une cellule pluropotente capable d'une variété de specialisations dependant des simulai microenvironnants. GOLD a fait un travail semblable dans une revue de 1967. SCHA#ULE, en 1969, fit une observation semblable à celle de BECKER qui en partie tendait à justifier 'son hypothèse.SCHABULE avait indiqué des potentiels DC expérimentés sur des oeufs de grenouille non fertilisés qui, bien qu'apparemment non structurés, avaient un chemin électrique défini qui continuait constamment un développement précose et coincidait avec l'axe longitudinal de l'embryon, dans les racines des tournesols, où un changement dans le potentiel est associé avec le pompage de fluide, et le champs bioélectrique coincidant avec le CNS d'une salamandre. Une définition un peu meilleure des courbes de réponse électrique des os déformés a paru en 1968 dans des articles d'ELLENBY, GILLOLY, STEINBERG et COCHRAN. Les méthodes employées par ces hommes étaient essentiellement les mimes que les meilleures courbes publiées par les deux derniers, Ces courbes, quand elles sont tracées correctement forment la base analytique nécessaire pour comprendre le mécanisme sous-jacent de ce modèle de remodelage. Leurs résultats peuvent etre collectivement résumés comme suit Les surfaces sous compression sont électro--négatives et les surfaces sous tension sont électro-positives par rapport aux parties non tendues de l'os.L'amplitude de ces différences de potentiel dépend de la quantité de déformation, et la différence de potentiel à travers les deux surfaces sous tension se dégrade ra jusqu'd zéro tandis que la charge provoquant la déformation reste constante. Les courbes de réponse peuvent etre mises en une équation comprenant un nombre de termes exponentiels ou de constante, Cette équation devient ensuite la base mathématique pour stimuler la croissance de l'os avec une onde particuBère qui est une réflexion du système de rétroaction intrinsèque de l'os. L'équation math#ma- tique représentant la réponse électrique de l'os à une puissance consistant en une déformation mécanique, est transformé dans le système de LAPLACE ( fréquence), la réponse relative maxima du système de conduction peut etre localisée. Avec cette information on peut revenir au système biologique originel, le stimuler avec une source électrique opérant dans la gamme des maximas et ensuite noter la réponse du système qui peut etre proche du maximum. La réponse dans ce cas est une série de phénomènes biologiques qui sont collectivement connus'comme remodelant l'os. PREMIERS ESSAIS POUR INDUIRE LA CROISSANCE DE L'OS PAR STIMULATION ELECTRIQUE Au moment où BASSET et BECKER remarquaient que la force induisait des différences de potentiel dans l'os, un compte rendu fut émis qu'il était probable que ces différences de potentiel influencaient directement l'activité des cellules osseuses et le chemin d'assemblage des molécules dans la gangue extracellulaire. Cette observation peut avoir été suggérée par des expériences faites in vitro et rapportée dans une publication ultérieure. A 25 ma, le collagène soluble migrera vers la cathode d'un appareil à électrophorèse et formera une membrane de fibres orientées au hasard autour de cette électrode. A-des intensités de courant plus faibles c'est-à-dire de l'ordre attendu dans un milieu physiologique ( 0,2-2 pa ), on a trouvé que le collagène soluble dans l'acide s'orientait-dans des structures parallèles, perpendiculairement au champ électrique, et à des distances variant de la cathode dépendant de la densité du courant, Si on ajoute un sel à cette solution, ces bandes parallèles maintiennent leur structure relative même après que le courant soit fermé. Si le courant est appliqué de façon intermittente plutôt que de façon constante, les bandes parallèles semblent se former plus vite. On a supposé ensuite que puisque les fibres collagène pouvaient être orientées par un champ faible in vitro, elles pouvaient etre orientées par un champ faible in vitro, elles pourraient être aussi orientées in vivo par une technique semblable. Dans les expériences in vivo faites par BASSET et mentionnées ci-dessus, les fibrilles collagènes migraient vers la cathode. Dans des expériences esseyant d'induire la croissance de l'os qui sera mentionnée brièvement chaque fois que la croissance est rapportée les fibrilles collagènes se trouvaient au voisinage i l'électrode négative. Deux questions se posent à ce sujet. Si la différence de potentiel est biphasique, c'est-à-dire, si elle a une source algébrique égale à 0, comment peut elle induire la croissance, et pourquoi la croissance est seulement rapportée à la cathode ? BASSET et BECKER suggèrent que la raison de cette croissance n'était pas une migration électrophorétique des constituants minéraux mais plutôt une augmentation dans le nombre de jeunes cellules de mesenchyme et d'osteoblastes. Cet argument vient à l'appui de l'idée que cette connexion se concentre sur -deux points. Le premier était que si c'était un phénomène électrophorétique, un effet de gradient pouvait être attendu mais rien n'était achevé. Ainsi, les membranes de la plupart des cellules sont chargées négativement et de telles cellules tendraient à migrer vers l'anode, non vers la cathode. Celle-ci les conduit avec l'alternative que la vitesse mitotique est augmentée, et l'argument histologique qui vient à l'appui est présenté. JAHN a suggéré que le phénomène lectrophorétique peut être plus important que ne l'affirmaient BASSET et BECKER. JAHN se réfère à la gangue organique et aux surfaces d'apatite comme échangeurs d'ions amphotères capables de permettre une migration ionique inverse. Il fait remarquer que chaque fois qu'un potentiel électrique est appliqué à travers un échangeur d'ion anionique contenant deux ions contraires cationiques, le cation avec la vitesse électrophoretique la plus élevée s'accumulera près de la cathode et le reste du cation près de l'anode. Le meme schéma général s'appliquerait aux échangeurs d'ions contenant des cations fixes. Les deux ions calcium et phosphate s'accumuleraient alors à la cathode sur la base des différences dans les mobilités électrophorétiques de l'ion contraire.Si la vitesse de la formation d'apatité est contrôlée par la disponibilité de ces ions on devrait s'attendre à ce qu'elle se forme plus à la cathode qu'à l'anode. Aussi, le nouvel os résultant ne serait pas orienté et la resorption pourrait être prévue à l'anode. Deux difficultés sont associées à cette théorie. La première est que l'étape initiale dans l'osteogenese n'est pas la formation d'apatite mais plutôt le dépôt d'une gangue organique par des cellules osseuses, et la seconde est que la résorption de l'os n'a pas encore été confirmée à l'anode. Ni la source des différences de potentiel observées dans l'os ni le mécanisme par lequel on peut induire l'osteogenese ne sont connus. Malgré cela, plusieurs essais ont été faits pour induire la croissance de l'os par des techniques électriques. Un des premiers essais pour amorcer la croissance de l'os par stimulation électrique fut fait par YASUDA et NOGUCHI en 1955. Ils utilisèrent une source de tension consistant en une batterie de 1,5 volt en série avec un resistor. Ils indiquent qu'ils ont fourni un courant DC -constant d'l ya pendant 3 semaines. On suppose que le chiffre de 1 pa est pour le circuit non chargé puisqu'aucune mention n'est faite pour contrôler le mécanisme régulateur de la batterie in vivo. Aucune mention n'est faite pour que la matière soit encapsulée ni du type d'électrode utilisées. Ils indiquèrent en outre que lorsque les intensités de courant variaient entre 1 ra et 100 pa, un cal osseux se formait en s'étendant à travers le perioste à partir du " pleà pâle". Ces deux chercheurs revendiquèrent qu'il se formait plus i cal à la cathode qu'à l'anode. Cependant aucune photo n'a été présentée pour appuyer chaque revendication. Ils indiquèrent aussi que si les intensités de courant dépaisrient 100 pa, il se formait un cal cartilagineux et si les intensités de courant dépaissaient 1 ma il en découlait une destruction d'os. Il est important de noter que ces chiffres pour des intensités de courant ainsi appelées intervenaient probablement seulement dans les mécanismes régulateurs de batterie non chargée, que les auteurs n'avaient pas selon toute probabilité connaissance de la quantité de polarisation d'électrode, que l'impédance locale enregistrée par ces électrodes déterminerait la sortie actuelle du courant de ces appareils, et que cette sortie varierait en fonction de la variation de l'impédance locale. En 1964, BASSET, PAWLUCK et BECKER rapportèrent une expérience semblable. Les mécanismes régulateurs de la batterie qu'ils utilisaient consistaient en une batterie de 1,4 V en série avec des resistors divers de sorte que le courant à travers ces resistors était de 1 fa , 10 Fa et 100 Fa lorsque le circuit n'était pas chargé. Les électrodes étaient en platine - iridium et les appareils étaient encapsulés d'abord dans de llepoxy et ensuite revêtus de caoutchouc silicié. Le courant n'était pas contrôlé in vivo et ainsi les auteurs n'avaient aucune idée solide de ce qu'étaient les caractéristiques de fonctionnement de ces appareils.Le courant était, cependant, contrôlé in situ pendant 30 minutes durant lesquelles on notait que les deux mécanismes régulateurs de batterie de 10 fa et de 100 stabilisaient leur production preès d'un mécanisme régulateur de 3 ra et d' 1 par à 1/2 pa près. Ils indiquèrent de façon qualitative la formation dos autour de toutes les électrodes actives et de contrôle avec plus d'os se formant près de la cathode active que près de l'anode active. Ce nouvel os était caractérisé commun jeune os trabeculaire, non orienté et les photomicrographies le justifiant étaient présentées. L'utilisation de micro courants pour idnure la croissance semblait indiquer un système avec une sensibilité de seuil très basse et ainsi un essai fut fait pour déclencher la croissance en utilisant le courant engendré par la réduction d'une lamelle en fil métallique. SMITH utilisa un fil en argent platine enrobé ins le membre d'une grenouille après avoir d'abord amputé une partie de celui-ci.Le couple Pt-Ag produisit une chute de tension de 0,2 v dans une solution de Ringer et provoqua, on le présume, qualque chose tout contre celui-ci dans l'avant bras de la grenouille.Il rapporte que de simples amputations ont comme résultat de regénérer partiellement le membre avec une fréquence d4 13%, une regeneration partielle avec une fréquence de 13% lorsqu'une lamelle ordinaire en argent était implantée, et une régénération partielle avec une fréquence de 87% lorsqu'une lamelle biletallique était implantée. Trois annéas plus tard, en 1970, WILSON fit une série d'ex périences semblables en utilisant une électrode en fil tressé ordinaire de cuivre-constantan pour induire la croissance longitudinale dans les tibias et les femurs de lapins adultes. Avec une électrode tressée en cuivre ordinaire ou en constantan ordinaire comme contrôle, il rapporta que tout augmente en longueur denviron 2% avec les électrodes de contrôle et légèrement audessus de 3% avec les électrodes de test, La croissance arrivait un peu plus vite lorsque une électrode de jauge plus dense était utilisée mais l'augmentation en croissance ne pouvait pas être reliée avec les augmentations dans la masse de l'électrode. Une croissance longitudinale était parfois accompagnée par un é paisslssement du cortex et par le remplissage de la cavité médullaire avec un os défectueux, Wilson ne rencontra aucun succès quand il essaya d'induire la croissance par stimulation électrique d'abord à cause des ruptures mécaniques. En 1968, MINKIN essaya d'induire la croissance à travers l'epiphyse. Deux trous sont percés sur chaque côté de l'épiphyse du fémur distal et un appareil DC capable de fournir 70 ua quand il est non chargé était implanté avec la cathode dans la méta physe et l'anode dans l'épiphyse. Un contrôle passif était utilisé dans l'os latéral. Des paramètres pour mesurer les changements comprenaient des difformités grossières, des dimensions physiques, la largeur de la métaphyse et une analyse de oemposition. L'auteur remarqua alors simplement une croissance osseuse à la fois à la cathode active et sur une échelle plus petite, dans le fémur de contrôle. La même année FRIEDENBERG essaya d'influencer la croissance is os dans les lapins prématurés. Son activeur était une source de tension DC actionnée par une batterie de 1,4 v en série avec l'un d'un nombre de resistors dont la valeur se situe entre 33 ohms et 39 kiloohms. Des électrodes en acier inoxydable revêtues de Teflon étaient implantées dans l'épiphyse et dans la métaphyse. Le courant était contrôlé in vivo grâce à un microampèremètre, FRIEDENBERG faisait varier les intensités de courant, la position de l'électrode, et la durée de l1expé- rience et il notait ensuite la réaction du tissu approprié. Les résultats montrent aucune croissance importante du corps et montrent une incidence élevée de destruction d'os près du pôle positif lorsqu'il est implanté dans l'épiphyse.En outre, il y avait une petite formation de nouvel os trabeculaire ou de nodules cartilagineux se produisant " au bord du tissu vasculaire de granulation entourant l'électrode négative. Aucune augmentation dans lavascularité n'était notée près de l'électrode négative. L'année suivante YARINGTON fit l'observation que l'augmentation du potentiel négatif DC associée avec la régénération normale de tissu pouvait accélérer le procédé réparateur. Par consé quent, il employa des mécanismes régulateurs de batterie, probablement en les faisant fonctionner avec un courant constant DC de 2-3 Ma pendant 14 jours, Il note une croissance au pôle négatif et une résorption au pôle positif. Il rapporte en outre un effet direct sur la mitose osteoblastique au voisinage du pôle négatif qui est perdu si des intensités de courant plus élevées sont utilisées. Par suite, O'CONNOR essaya de prendre l'avantage de l'observation faite par le groupe de BASSET rapportée ci-dessus, c'est-à-dire, qu'une quantité massive d'os endostéal est formée autour de la cathode, et accèlère la cicatrisation de la fracture des métacarpes du lapin en utilisant une technique semblable aux leurs. Il n'indiqua aucun résultat comparable à ceux revendiqués par BASSET.Cependant, lorsque O'CONNOR refit 11 expérience de BASSET plutôt que la sienne propre, il ne trouva pas la même conclusion générale que celle de BASSET. O'CONNOR observa que le type d'os qui se formait autour des électrodes électriquement actives était à peu près identique à celui formé sur les électrodes de contrôle; seule la quantité variait et la cathode n'avait pas toujours la plupart de l'os qui l'entourait. Dans deux mémoires publiés en 1969, LAVINE essaya d'unifier d'une certaine façon ces essais faits pour démontrer la croissance osseuse par stimulation électrique. Son exposé était que la variabilité dans les résultats rapportés, comme il est indiqué ci-dessus, était due à un nombre de facteurs comprenant des réactions à un corps étranger ( insertion d'électrode), des effets de chaleur locale, et des variations non contrôlées dans le courant. LAVINE proposa la solution qui comprenant l'utilisation d'une defectuosité corticale située entre les deux trous percés dans lesquels étaient placées les électrodes en platine d'un mécanisme régulateur d'une batterie. L'observation était faite à ce moment qu'un os qui se forme nouvellement était toujours ancré à l'os pré-existant.Dans l'expérience de LAVINE qui durait de 2 à 3 semaines, un courant DC était contrôlé par un microampèremètre. La revendication était ensuite faite que chacune des trois objections énoncées ci-dessus avaient été éliminées et qu'en outre le procédé de cicatrisation à l'intérieur de la défectuosité était " nettement augmentée". Les problèmes associés avec tous ces essais pour stimuler la croissance osseuse avec une source de tension DC sont tournés de différentes façons. Parmi ces problèmes se trouve le fait 'il y a une petite justification mathématique pour stimuler le système avec une source de tension DC. Un deuxième problème est que lorsque des changements d'impédance locale interviennent ins les structures tissulaires entourant les électrodes, la quantité de courant passant à travers l'os variera. Ces deux difficultés ont conduit les chercheurs à une observation commune que la réaction à une stimulation de tension DC est marginale et pas toujours apparente. L'invention décrite ici évite les difficu2t#s majeures expérimentées par d'autres chercheurs et comme telle, représente un départ radical à partir d'autres essais pour stimuler la croissance osseuse. La présente invention est constatée sur un modèle mathématique avec une base solide quantitative, et éli mine les difficultés associées avec une polarisation d'électrode DC en utilisant une onde avec un cycle de rendement court. Le courant maximum de sortie selon l'invention peut être controlé indépendamment de la variation dans l'impédance électrique locale du tissu. La réaction se caractérise par des augmentations dans le volume de l'os au voisinage d'une stimulation audelà de 50% après 2 à 3 semaines de stimulation et sera décrite ultérieurement dans les exemples qui suivent ci-dessous. SOMMAIRE DE L'INVENTION L'invention de cette application concerne une nouvelle méthode et un appareil par lesquels on applique à l'os un ensemble d'impulsions électriques plutôt qu'une tension de courant direct constant. Comme il est apparent à partir des résultats décrits en détails ci-dessous , il se produit une amélioration dans la croissance osseuse en utilisant ce système comparé à un courant direct constant. Dans le mode de réalisation spécifique décrit en détail ci-dessous, un circuit multivibrateur est mis dans une capsule faite dans une matière résistante à la corrosion qui est, à son tour, enduite d'un revêtement non réactif aux tissus et ensuite implantée près de l'os à stimuler. Deux électrodes isolées s'étendent à travers le revêtement et la matière encapsulante jusqu'au circuitmultivibrateur pour appliquer des impulsions à l'os. Les impulsions ont de préférence un cycle de rendement compris entre 1/10 % et 10% et une vitesse d'amorçage comprise entre 0,0005 Hz et 10 KHz, de préférence entre 0,01 HZ et 1 KHZ. De plus, l'invention de cette application contient un deuxième élément comprenant un substrat non toxique, non réactif aux tissus faits en une matière ou en des matières décrites ci dissous. Il est préférable d'utiliser une matière hydrophile, mais elle n'est pas exigée. De telles matières peuvent servir en tant que substrat mécanique dans lequel un os nouvellement formé, rapidement engendré, peut s'infiltrer et s'attacher lorsque ledit substrat mécanique est actionné par l'élément électrique de cette invention. La stimulation active de l'os n'exige pas nécessairement la présence d'un substrat passif et selon le choix du physicien qui participe à l'expérience, l'élément passif peut être omis d'une application indiquée.Dans l'alternative, le physicien peut opter pour l'utilisation dudit élément passif en accord avec le procédé chirurgical indiqué et la pathologie du patient. BREVE DESCRIPTION DES SCHEMAS La figure 1 montre un schéma électrique d'un circuit possible pour produire une série d'impulsions qui stimuleront in vivo la croissance osseuse. La figure 2 montre une coupe transversale d'une des nombreuses unités désignées capables d'être implantées et comprenant un circuit tel que celui indiqué dans la revendication 1. On se réfère maintenant à la figure 2 qui montre un appareil prothétique approprié pour une implantation qui comprend un petit circuit oscillateur électrique encapsulé tel que celui montré dans la figure 2 dont les caractéristiques de rendement ou de l'impulsion, vitesse d'amorçage, et courant de record) peuvent être fixes ou varier avant l'utilisation. Comme il a été discuté ci-dessus, l'oscillateur décrit dans la figure 1 peut, selon le choix du chercheur, être fabriqué avec des derivations électriques pour contrôler in vivo les caractéristiques opérationnelles.Ce système électronique peut être construit avec des mcro-transistors à courant établis selon l'invention, des résistors, des condensateurs, et des batteries ou des fragments de circuit intégré modifié en utilisant des techniques classiques de soudure ou de soudage à l'endroit précis. Deux électrodes motrices 20 et 22 s'étendent du circuit 24 pour appliquer les impulsions de débit à un os. Les électrodes sont de préférence consolidées mécaniquement contre l'environnement les entourant par fermeture dans des enveloppes convenablement rigides 28 et 30. Les électrodes 20 et 22 peuvent être fabriquées à partir de fil d'acier inoxydable ( type 316) à brins, de fil d'argent à brins, de fil d'argent pur, de fil de platineiridium ( 30/70 Pt-Ir, 10/90 Pt-Ir) , ou de fil de platine pur convenablement isolé par une matière biologiquement inerte telle que du Teflon de qualité médicale. Le câble contrôleur 32 de production peut être construit avec les mêmes matières. L'électrode et les matières du cable mentionnées dans cet exemple sont représentatifs de beaucoup d'électrodes possibles et de beaucoup de matières de câble et ne sont pas limitatifs de l'invention. La configuration de l'électrode peut supposer n'importe quel nombre de dessins possibles d'électrode. Parmi ces configurations possibles de l'électrode un multifilament isolé à son extrémité supérieure mais ne comprenant pas l'isolation de l'aire transversale à la pointe, des monofilaments conducteurs ont des multifilaments de longueurs diverses qui sont partiellement isolés dépendant de la quantité de tissu à stimuler selon le désir du physicien qui participe à l'expérience et des films conducteurs, des séries de travaux de maille, ou des plateaux de configurations géométriques différentes qui varient avec l'application décidée par le physicien. Quelques applications possibles et configurations d'électrode sont discutées dans les exemples suivants. Le circuit 24 est de préférence encapsulé dans ure matière résistante à la corrosion formant une couche interne 34, Voici des matières qui peuvent être utilisées pour encapsuler le circuit électrique et le protéger contre les effets corrosifs de l'envi i--t nt biologique : ce sont des acryliques tels que poly(butylacrylate), poly(méthyl méthacrylate), poly(éthyl méthacrylate), poly (n-butyl-méthacrylate), des résines époxy, des polyesters tels que Goodyear " Vitel Resin PElOO-X", des dérivés de la cellulose tels que l'acétate de cellulose, la cellulose d'éthyle, des polyamides tels que Nylon ( type 6/6), Versamide-100, 115, 900, -930, -940, des:pol-ymères et copolymères de styrène, poly(chlorure de vinyle) et copolymères, poly (éther butyl vinyle) Elvax 250, des fluoroplastiques tels que polytétrafluoroéthylène ( TFE), un copolymère éthylène-propylène fluorine (FEP), polyéthylène, polypropylène, de terpolymères d'éthylène propylènediene, LExan-lOO, résine de polycarbonate, et les résines de silicone de qualité médicale. Ces matières encapsulantes sont seulement quelques unes des nombreuses matières encapsulantes possibles. Aucune limitation de l'invention à ces matières encapsulantes particulières n'est voulue. Une couche 36 d'un revêtement non toxique, non réactif aux tissus par exemple, en HYDRON ( polymère de 2-hydroxyéthyl méthacrylate) est de préférence placée sur la couche 34 encapsulante. Les revêtements que l'on préfère utiliser le plus sont non toxiques, non réactifs aux tissus et biocompatibles.Des exemples typiques de ces revêtements sont ceux préparés à partir des monomères polymérisés suivant : le monomère hydrophilique qui est un acrylate ou méthacrylate hydroxy alkyle inférieur ou un alcoxy inférieur acrylate ouhnéthacryîate hydroxy/alkyle inférieur, par exemple le 2-hydroxyéthyl acrylate, le 2-hydroxyéthyl méthacrylate, le monoacrylate de diéthylène glycol, le monométhacrylate de éthylène glycol, le 2-hydroxypropyl acrylate, le 2-hydroxypropyl méthacrylate, le 3-hydroxy-propyl acrylate, le 3-hydroxypropylméthacrylate et Re monométhacrylate dipropylène glycol. Les monomères que l'on préfère pour préparer des polymères sont les acrylates hydroxyalkyle et les méthacrylates hydroxyalkyle, et encore plus de préférence les méthacrylates de 2-hydroxyéthyle. Les polymères produits à partir desdits monomères sont solubles dans des solvants organiques, par exemple solubles dans l'alcool, mais insolubles dans l'eau. Ils -peuvent être préparés par exemple comme on le montre dans le brevet SHEPHERD 3.618.213 dans l'exemple 36a, ou dans le brevet CHROMACEK 3.575.946. L'acrylate ou le m#thacrvlate d'hv D'autres monomères insaturés de façon éthylénique peuvent être utilisés avec les monomères ci-dessus pour constituer des gangues polymères hydrophiles. Ils comprennent les monomères neutres tels que l'acrylonitrile, la méthacrylonitrile l'acétate dekvinyle, les acrylates d'alkyle, les méthacrylates les acrylates et les méthacrylates d'alcoxy alkyle. D'autres monomères de vinyle portant des groupements fonctionnels ionisables peuvent être copolymérisés avec les acrylates ou les méthacrylates d'hy droxyaîkyle. Voici des exemples d'acrylates et de méthacrylates d'alkyle : l'acrylate de méthyle, l'acrylate d'éthyle, l'acrylate de butyle , l'acrylate de 2-éthylhexyle, le méthacrylate d'éthyle, l'acrylate de butyle, l'acrylate de 2-éthylhexyle, le méthacrylate de méthdyle et les méthacrylates de butyle.Voici des exemples d'acrylates et de méthacrylates d'alcoxy alkyle appropriés l'acrylate de méthoxyéthyle, le méthacrylate de méthoxyéthyle, l'acrylate d'éthoxyéthyle, le méthacrylate d'éthoxyéthyle, l1acry- late de propoxyéthyle, le méthacrylate de butoxy-éthyle, l'acrylate l'acrylate de méthoxypropyle, le méthacrylate d'éthoxypropyle, ces monomères sont utilisés dans une quantité qui est de préférence pas plus élevée que 50% ( et habituellement entre 0,5 et 20%), du mélange monomère D'autres monomères de vinyle portant des groupements fonctionnels ionisables peuvent être copolymérisés avec les acrylates ou les méthacrylates d'hydroxyalkyle. Ils comprennent des monomères du type acides) tels que l'acide acrylique l'acide méthacrylique, l'acide maléique, l'acide fumarique ou l'acide itaconique.Ces fragments acides sont seulement quelques uns des nombreux fragments acides possibles insaturés de façon éthylénique qui peuvent être utilisés. Aucune limitation de l'invent ion à ces monomères particuliers n'est voulue. Ils comprennent aussi des monomères de type basique tels que le méthacrylate de aminoéthyle, le méthacrylate de diméthyl aminoéthyle, le méthacrylate de monométhyl-aminoéthyle, métacrylate de t-butylaminoéthyl p-aminostyrène, o-aminostyrène, 2-amino4-vinyl-toluène, l'acrylate diéthylaminoéthyle, l'acryîate de diméthylaminoéthyle et l'acrylate de t-butylaminoéthyîe. Ces fragments basiques sont seulement quelques uns des nombreux fragments basiques possibles insaturés de faon éthylénique qui peuvent être utilisés. Aucune limitation de l'invention à ces monomères particuliers n'est voulue. Ces#monomè- res porteurs d'ions ne doivent pas être utilisés dans des quantités suffisantes pour rendre les acrylates ou les méthacrylates d'hydroxyalkyle solubles dans l'eau.D'autres revêtements moins applicables comprennent les silastiques de qualité médicale (siloxane de polydiméthyle du type caoutchouc) et caoutchouc de silicone, des polyuréthanes de qualité médicale, les qualités médicales de la cire d'abeille ( FISHER CHEMICAL W-24) et la paraffine (FISHER CHEMICAL P-l9). Le polymère est fréquemment réticulé faiblement, L'agent de réticulation peut être ajouté dans une quantité variant de 0,5% et 20%, habituellement pas au-delà de 2,0% Voici des exemples typiques d'agents de réticulation diacrylate d'éthylène glycol, diméthacrylate d'éthylène glycol, 1,4-butylène diméthacrylate de propylène glycol, dimétha crylate de dipropylène glycol, benzène divinyle et le dichromate d'ammonium. Un deuxième substituant à ce système prothétique est une zingue polymère artificielle qui peut servir comme un substrat alternativement à un os pré-existant dans lequel un os viable nouvellement enger.dré peut s'infiltrer et s'attacher. Des exem ples typiques de ces gangues sont des groupes de mousses telles que la mousse poly ( 2-hydroxyéthyl méthacrylate),l'ABS qui se dilate (acrylonitrile-butadiènestyrène terpolymère) poly propylène /qui peut se dilater , vinyle qui peut se dilater par exemple du chlorure de polyvinyle capable de se dilater, des mousses de polyuréthanne, des mousses de chdorure de polyvinyle réticulé, des mousses en copolymère éthylène-propylène, des mousses ionomères, des mousses en alcool de polyvinyl capables de se dilater ( par semple IVALON) et des mousses de silicone. De plus voici des exemples de groupes de matières possibles de substrat : des formes de carbone élémentaire, des gangues en métal poreux telles que du Vitallium poreux, des alliages po reux en titane pur et en titane-aluminium-vanadium, des oxydes de titane et d'aluminium combinés avec de l'oxyde de calcium (par exemple TiO2- CaO et Al203 -CaO), des composés de céramiqueépoxy ( par exemple Cerosium) et des composés en céramique-verre par exemple ceux formés à partir d'un système SiO2-P 205-Ca0- Na20). Ces matières sont destinées à illustrer des exemples de matières possibles de substrat et ne sont pas limitatifs de l'invention. La première contrainte sur ces matières de substrat comprend la taille et le dessin du pore interne. Afin que l'os grandisse dlns la structure poreuse de la gangue, les pores doivent être suffisamment larges pour assimiler les substituants organiques et non-organiques de l'os, les cellules osseuses de tailles diverses, et l'infiltration de vaisseaux sanguins. L'avantage de la vascularisation du substrat contraint le dessin d'une gangue avec des interconnexions suffisantes de pores comme pour permettre aux vaisseaux incarnés de s'anastomoser librement chacun l'un l'autre. La vascularisation adéquate du substrat est extrêmement importante pour fournir la nourriture au tissu incarné et du calcium et du phosphate pour la minéralisation de la gangue organique. Le premier avantagekde l'utilisation de ce composant substrat avec la partie électriquement active dudit système prosthétique se situe d'abord avec la vitesse avec laquelle l'infiltration du tissu peut arriver. Dans un implant complexe ( cerosium) de céramique typiquement passif on note par minute l'infiltration des vaisseaux sanguins pendant 20 jours dans des implants de substrat provoqués électriquement et cette infiltration sera rapportée dans les exemples suivants. L'avantage d'une réduction significative dans le temps exigé pour le tissu s'infiltre dans le substrat accouplé avec la faculté de mouler le substrat dans une variété de formes comprend un instrument orthopédique puissant. Un exemple représentatif de l'application totale du système utilisant les deux composants actif et passif est l'introduction d'une prothèse artificielle dans la hanche, faite en un substrat convenable comme il est résumé ci-dessus, dans la lumière centrale du fémur sous-jacent. La stimulation active de l'interface substrat fémur accèlerera l'ossification de ce raccordement et crèera une union structurellement viable. Les contraintes chirurgicales imposées sur un système prosthétique orthopédique donné par des considérations de tailles et de sécurité sont rencontrées et déposées par ladite invention; Le composant actif de ladite invention étant fabriqué de composants de circuit microminiaturisés, peut être fait aussi petit qu'il est bécessaire pour l'utilisation sur de tels patients dont la structure tissulaire attenante au point de l'application prosthétique n'assimilera pas un appareil plus grand qu'une taille donnée. Comme exemple, l'appareil peut être fabriqué assez petit pour s'attacher directement aux os longs de lapins de laboratoire sans interférer avec leur activité normale.Alternativement ladite invention telle qu'elle est incDrporée dans ce texte, n'a pas besoin d'être implantée près d'une cible chirurgicale ou effectivement à l'intérieur du sujet mais est assez flexible dans son mode opératoire pour fonctionner à l'extérieur du corps et fournir un signal prescrit le long des dites électrodes lorsqu'elles s'étendent de la source du signal à travers la peau du patient jusqu'à la cible chirurgicale. La durée de vie opérationnelle dudit appareil est variable st dépend du mode électronique basique utilisé pour le secteur du circuit. Le mode envisagé le plus communément par le texte comprenait une source de batterie fixe dans laquelle la durée de vie opérationnelle est en excès de 3 mois , durée de vie dépendant du nombre de sources de batterie utilisées, commeil sera illustré dans les exemples suivants. Une légère modification du secteur qui comprend l'utilisation de batteries en nickel admium disponibles dans le commerce et rechargeables( par exemple EVEREADY B-50) peut allonger la durée de vie opérationnelle dudit appareil aussi longtemps qu'elle est considérée comme nécessaire par le physicien.Des remarques faites ici envisageant deux formes de secteur de batterie, par exemple fixée et rechargeable sont premièrement dirigés vers des circuits qui doivent être im plantés de façon sous-cutanée. Si le physicien choisit d'utiliser un appareil qui restera å l'extérieur du corps ledit appareil peut être alimenté avec la puissance de sources de batterie qui peuvent facilement se rompre sur place. Le mode alternatif du secteur duditrappareil comprend l'utilisation d'un véhicule RF pour diffuser l'énergie jusqu a un récepteur approprié contenu à l'intérieur du circuit. Le transmetteur d'un tel système serait placé sur la personne du patient et fournirait de l'énergie à travers les couches intervenantes tissulaires jusqu'au récepteur sans altérer ce tissu. La gamme de transmission effective de ce transmetteur serait de quelques pieds au plus et ne constituerait pas un danger pour les systèmes de communication existants.Un mode opératoire illustrant l'utilisation de ce mode alternatif de secteur est énuméré dans les exemples suivants : Le deuxième substituant de ce système prosthétique est une mousse polymère telle que une mousse de poly(hydroxyéthyl métha ~ylate) de 1'ABS capable de se dilater ( un terpolymère acrylonitrile-butadiène-styrène) du polypropylène dilatab'e, du vinyle dilatable par exemple du chlorure de polyvinyle dilatable, des mousses de polyuréthanne des mousses de polystyrène des mousses réticulées de poly(chlorure de vinyle) , des mousses copolymères éthylène-propylène, des mousses ionomères, des mousses dilatables en alcool de polyvinyle ( par exemple de l'Ivalon) et des mousses de silicones. La mousse peut servir comme un substrat alternatif à l'os pré-existant sur lequel un os nouvellement engendré pouvait s'attacher. Dans ure autre expérience on préparè à l'opération une chienne batarde adulte pesant l6,5 kg, opération comprenant l'implantation dans les fémurs contra-latéraux d'un stimulateur actif et d'un contrôle interne qui sont revêtus d'un polymère hydrophile. En observant les procédés stériles pendant l'opération, chaque fémur était exposé et une incision était faite à travers le périoste, assez grande pour accepter l'unité de test. Deux trous étaient ensuite percés à travers le cortex pour que des électrodes conductrices puissent y pénétrer. Les unités sont fixées en place avec une soudure chirurgicale et les endroits sont ensuite fermés, En suivant le procédé, on administre de façon intramusculaire 100 cc de bicylline (1.200.000 unités). Les unités sont laissées sur place pendant 2 semaines pendant lesquelles les caractéristiques de débit de l'appareil actif étaient contrôlées chaque jour. A la fin de cette expérience les os étaient excisés et fixés dans une solution de formaline à 10% pendant 10 jours. Les spécimens étaient préparés pour l'examen histologique d'abord en les décalcifiant et ensuite en les colorant avec des réactifs appropriés ( par exemple de 1'éosine et de lthemaxyline), Une analyse des coupes indiquait la présence d'un grand nombre des trabécules recouvrant des ostéoblastes qui apparaissent de façon intramédulaire et sous périostale. Les trabécules médulaires sont plus denses dans la région limitée par les deux électrodes conductrices, Une image histologique semblable se développe sur la surface extra corticale à l'opposé de la région où l'appareil actif est placé. Des sections semblables de chaque fémur étaient reproduites graphiquement et un planimètre était utilisé pour mesurer l'aire totale des trabecules nouvellement formées. Une augmentation d'environ 50% du volume de l'os nouvellement engendré était notée dans le fémur stimulé par l'appareil actif sur le fémur de contrôle. On pratique trois expériences semblables à celles-ci en utilisant une source d'essais DC comme appareil actif. Les résultats de deux de ces expériences n'indiquent que des accroissements marginaux dans la réaction tissulaire, Des résultats de la troisième expérience indiquent une augmentation significative dans le volume osseux sur le contrôle contra-latéral. Onpratique une série de 11 expériences semblables en utilisant 2 côtes plutot que deux fémurs. On notait autrefois des accroissements du volume de l'os au voisinage de la stimulation plus grands que 100% sur les côtes de contr Ele , on notait des accroissements entre 30et100%, et on notait des accroissements supérieurs à 30% dans l'équilibre des expériences. Dans une autre expérience qui utilise un chien adulte de l9 Kg on implantait de façon sous cutanée sous le périoste un volume d'un HYDRON de type polymère biomédical qui était stimulé électriquement pendant 20 jours. Un trouvait qu'un polymère biomédical d'HYDRON s'était infiltré par de nombreuses capillarités.Unerecherche d' histologique révèle la présence/ostéobastes recouvrant les trabécules qui se formaient à travers la structure interne poreuse du polymère de substrat. Dans un autre exemple on implantait une enveloppe de polymère biomédical d'HYDRON dans une chienne adulte de 18 Kg. Deux électrodes plates en fil métallique acier inoxydable de 10 mailles de type 316) sont fixés sur les surfaces opposées de ladite enveloppe. Après 24 jours de stimulation électrique l'enveloppe était soumise à l'analyse histologique et on trouvait qu'elle contenait de grandes airesprévues avec des chondrosites et des chondroblastes typiques de cartilages hyalin. Dans un autre exemple comprenant un chien jeune de lo kg deux électrodes plates sont fixées sur les surfaces opposées des fémurs contra-latéraux. Un fémur était stimulé de façon électrique pendant 3 semaines tandis que le deuxième servait comme contrôle. Des observations grossières indiquaient un mouvement significatif d'ostéoblastes/clastes dans le fémur stimulé de façon active. Dans un autre exemple une section d'os était enlevée du cortex de fémur contra-latéraux chez un chien jeune de 9 kg. Tandis qu'on minimise le traumatisme du périoste sousjacent les sections corticales excisées étaient remplacées par deux sections semblables en un polymère biomédical~ d'HYDRON; l'une d'elles était stimulée de façon active pendant 4 semaines. A la fin de l'expérience le substrat est examiné pour ce qui concerne le degré de vascularisation et l'activité osseuse. L'analyse des deux sections de substrat indiquait une activité ostéogénique substantielle avec quelque minéralisations du polymère de substrat activé par les électrodes électriquement actives. Dans une autre expérience les fémurs contra-latéraux d'un chien d'age mur de 22 kg étaient soumis à un coupe de torsions mécanique résultant dans la fracture des deux tiges le long d'un plan coupé à environ 450 par rapport à l'axe longitudinal de ces os longs. Ces fractures étaient réduites de façon convenable et les deux tiges étaient équipées d'électrodes qui s'étendaient à travers la lésion. Une paire d'électrodes servaient comme contrôles tandis que l'autre stimulait le fémur pendant 24 jours. A la fin de l'expérience les tiges étaient exisées et préparées à l'examen histologique la fracture de tige de contrôle était caractérisée par un cal fibreux organisé. La tige stimulée activement a révélé une union osseuse presque complète à l'endroit de la fracture. Dans une eutre expérience une étude chronique de 8 mois était pratiquée en utilisant un chien adulte de 26 kg. Les deux têtes fémorales étaient fracturées et remplacées par une prothèse dans la hanche contenant un bord faite acier inoxydable revêtu d'un polymère biomédical d'HYDRON. La tige de la prothèse était introduite dans la lumière de chaque fémur et le bord était utilisé pour draper l'interface en métal poreux de l'os. Un bord était muni de deux électrodes en acier inoxydable tressées et revêtues de Teflon qui étaient électriquement inactives. A la fin de l'expérience on trouve que l'interface en métal poreux de l'os de la prothèse sitmulée électriquement est mecani- quement supérieure à la prothèse de contrôle , On peut bien sur sans s'éloigner du but de l'invention apporter bien des variations et des modifications du mode de réalisation décrit ci-dessus.L'appareil et la méthode de cette invention peut être utilisé 10) pour induire une croissance rapide osseuse ou l'os n est pas plus fonctionnel qu'une structure portant une charge, une structure supportant un organe ou une fermeture de cavité 20) pour induire le mouvement dans l'os et ainsi changer sa géométrie grossière 30) pour provoquer un dépôt rapide osseux dans des régions où un os existant avant n'existe pas depuis longtemps 4 ) pour provoquer le dépôt rapide osseux dans des régions où un support mécanique accru est exigé et 50) Pour provoquer le dépôt rapide osseux sur une structure préexistante, dans un tel cas comme pour changer le volume de cette structure Dans chacun de ces exemples, le composant actif ( électro nique# de ce système prothétique peut, si on le désire être implanté de façon extracorporelle, sous-cutanée ou dans les tissus profonds attenant à un os de cible. En outre, l'invention peut être utilisée dans des situations qui exigent le durcissement d'une interface en métal de l'os et dans le domaine de l'orthodontie où, avec un système classique de consolidation à un mouvement rapide des dents est désiré REVENDICATIONS 1 - Méthode pour stimuler in vivo la croissance osseuse et qui comprend les étapes de production d'une série d'impulsions électriques et d'application de ladite série d'impulsions électriques à un os à l'intérieur d'une vertèbre vivante. 2 - Méthode selon la revendication 1, caractérisée par le fait que ladite étape de production comprend l'étape d'application d'énergie électrique à un circuit oscillateur ayant des bornes d'entrée de sortie pour ladite série d'impulsions électriques et qui comprend l'étape ultérieure de placement dudit circuit oscillateur in vivo attenant à l'os à stimuler. 3 - Méthode selon la revendication 2 comprenant l'étape ultérieure d'enlèvement dudit circuit oscillateur implanté. 4 - Méthode selon la revendication 1, caractérisée par le fait que le rapport entre la durée de temps d'une impulsion et le temps entre les impulsions adjacentes varie entre 1 et 1000 et 1 et 10. 5 - Méthode selon la revendication 1, caractérisée par le fait que ladite étape de production comprend l'état d'application d'énergie électrique à un circuit oscillateur monté à l'extérieur d'une vertèbre et comprenant l'étape ultérieure de moyens d'implantation pour relier ledit circuit oscillateur audit os à stimuler. 6 - Méthode selon la revendication 1, caractérisée par le fait que ladite série d'impulsion à une vitesse d'amorçage comprise entre 0,0005 Hertz et 10 K Hertz. 7 - Méthode selon la revendication 1, caractérisée en ce que ladite série d'impulsions a une fréquence comprise entre 0,01 Hz et 1 KHertz. 8 - Méthode selon la revendication 2, comprenant l'étape ultérieure encapsulant ledit circuit osci1lateur#avec une matière résistante à la corrosioabt enduisant la matière résistas à corrosion avec un revêtement non toxique et non réactif pour les tissus. 9 - Méthode selon la revendication 8, caractérisée p le fait que ledit revêtement est choisi dans le groupe comprenant des polymères hydrophiles insolubles dans l'eau, polymères d'hydroxy alkyl acrylate d'alkyle inférieur, d'hydroxy méthacrylates d'alcoxy inférieur d'alkyle inférieur, de vinyl-pyrrolidone, d'acrylamide substituées d'alkyle inférieur, de méthacrylamides substituées d'alkyle inférieur, de N,Hydroxy acrylamides d'al- kyle inférieur, de N,Hydroxy méthacrylamides d'alkyle inférieur, et d'alcool de polyvinyle. 10 - Méthode selon la revendication 9, caractérisée en ce que le polymère est un polymère faiblement réticulé de 2hydroxy-éthylméthacrylate. 11 - Méthode selon la revendication 2, comprenant l'étape ultérieure de transmission d'énergie électro-magnétique à partir d'une source extérieure au corps et au circuit oscillateur implanté. 120 - Méthode selon la revendication 1, caractérisée en ce que ladite étape de production comprend l'étape d'application d'une tension de courant direct à un multivibrateurastable pour provoquer la production de ladite série d'impulsions par ledit multivibrateur. 13 - Méthode selon la revendication 1, caractérisée par le fait que ladite étape de production comprend l'étape de production d'une série d'impulsions électriques. 14 - Méthode selon la revendication 1, comprenant l'étape ultérieure d'implantation d'un substrat non toxique attenant audit os de sorte que l'os viable se formera sur ledit substrat. 15 - Appareil pour stimuler in vivo la croissance de l'os et qui comprend des moyens pour produire une série d'impulsions électriques, et des moyens pour appliquer ladite série à un os à l'intérieur d'une vertèbre vivante, 16 - Appareil selon la revendication 15, caractérisé par le fait que lesdits moyens de production comprennent un circuit oscillateur électrique et lesdits moyens d'application comprennent deux électrodes reliées à la sortie dudit circuit oscillateur. 17 - Appareil selon la revendication 16, caractérisé en ce que ledit circuit oscillateur comprend un multivibrateur astable et des moyens pour apportene tension de courant direct audit multivibrateur 18 - Appareil selon la revendication 16, pour stimuler in vivo la croissance de l'os et qui comprend en outre une couche de matière résistante à la corrosion encapsulant ledit circuit et qui comprend aussi un revêtement d'une matière non toxique, non réactive pour les tissus autour de ladite couche. 19 - Appareil selon la revendication 16, caractérisé par le fait que lesdites électrodes sont isolées de façon substantielle sur toute leur longueur, en exposant des parties des électrodes pour appliquer lesdites impulsions audit os et auxdites électrodes et qui s'étendent dudit circuit à travers ladite couche et ledit revêtement pour appliquer lesdites impulsions à un os. 20 - Appareil selon la revendication 19, comprenant en outre une enveloppe substantiellement rigide autour de chaque dite électrode. 21 - Appareil selon la revendication 18, caractérisé par le fait que ledit revêtement est choisi parmi le groupe comprenant les acrylates d'hydroxy alkyle inférieur, les méthacrylates d'hydroxy alkyle inférieur, les acrylates d'hydroxy alcoxy inférieur d'alkyle inférieur, et les méthacrylates d'hydroxy alcoxy d'alkyle inférieur, la vinyl-pyrrolidone, les acrylamides substituées d'alkyle inférieur, les méthacrylamides substituées d'alkyle inférieur, les N-hydroxy-méthacrylamides d'alkyle inférieur, les N-acrylamides substituées d'alkyle inférieur et l'alcool de polyvinyle. 22 - Appareil pour stimuler in vivo la croissance de l'os et qui comprend : - un circuit oscillateur électrique, - une couche en matière résistante à la corrosion encapsulant ledit circuit et un revêtement en une matière non toxique, non réactive pour les tissus autour de ladite couche. 23 - Appareil selon la revendication 22, caractérisé par le fait que ledit circuit oscillateur comprend des moyens pour produire une série d'impulsions électriques et comprenant en outre deux électrodes isolées s'étendant dudit circuit à travers ladite couche et ledit revêtement pour appliquer lesdites impulsions à un os. 24 - Appareil selon la revendication 23, comprenant en outre une enveloppe substantiellement rigide autour de chaque dite électrode. 25 - Appareil selon la revendication 23, caractérisé par le fait que ledit circuit comprend une source de courant direct accouplée auxdites électrodes. 26 - Appareil selon la revendication 23, caractérisé en ce que ledit circuit oscillateur comprend un multivibrateur astable et des moyens pour fournir une tension de courant direct audit multivibrateur. 27 - Méthode selon la revendication 21, caractérisée en ce que ledit revêtement est choisi parmi le groupe comprenant des polymères d'acrylates d'hydroxy alkyle inférieur, des méthacrylates d'hydroxy alkyle inférieur, d'acrylates d'hydroxy alcoxy inférieur d'alkyle inférieur, des méthacrylates d'hydroxy alcoxy inférieur d'alkyle inférieur, des polymères de vinyl-pyrrolidone, d'acrylamides substituées d'alkyle inférieur, de méthacrylamides substituées d'alkyle inférieur, de N-hydroxy méthacrylamides d'alkyle inférieur, de N-hydroxy acrylamides d'alkyle inférieur, et d'alcool de polyvinyle. 28 - Méthode de stimulation in vivo de la croissance de l'os comprenant les étapes d'implantation d'un substrat non toxique dans le corps d'une vertèbre vivante et d'application d'un signal électrique audit substrat implanté pour provoquer la formation d'os viable sur ledit substrat. 29 - Méthode selon la revendication 28, caractérisée par ladite le fait que / étape d'application comprend l'étape d'application d'une série d'impulsions électriques. 30 - Méthode selon la revendication 28, caractérisée en ce que ladite étape d'implantation comprend l'étape d'implantation d'un substrat en matière hydrophile.