Descellement total des ATH cimentées

Descellement total des ATH cimentées

Le processus de descellement d’une ATH cimentée débute par le descellement de l’interface ciment-implant (Jasty et al., 1992; Jasty et al., 1991; Mahler et al., 1995). Ce descellement se produit lorsque les contraintes à l’interface atteignent la résistance en tension et en cisaillement en statique ou en fatigue de l’interface ciment-implant (Verdonschot et Huiskes, 1997). Suite au descellement de l’interface ciment-implant, le frottement entre l’implant et le ciment crée des débris de ciment (Verdonschot et Huiskes, 1998). Des fissures radiales et circonférentielles se créent à l’interface ciment-implant causés par le chargement répétitif auquel le ciment est soumis (Jasty et al., 1991 ). Ces fissures détériorent le ciment à cette interface et créent aussi des débris de ciment qui immigrent vers l’interface ciment-os en se faisant un chemin à travers les fissures radiales qui sepropagent jusqu’à l’interface ciment-os. Une fois que les débris de ciment atteignent l’interface ciment-os, une réaction biologique de l’os aux particules de ciment se produit. Des tissus mous se développent à l’interface ciment os suite à cette réaction et l’os se résorbe graduellement (Jasty et al., 1991).

Phénomène du « stress shielding »

La résorption de l’os est également causée par l’altération de la distribution des contraintes dans l’os par l’insertion d’un implant métallique. Ce phénomène est communément appelé « stress shielding ». Étant donné que la rigidité de l’implant est supérieure à celle de l’os ou du ciment, la charge passe majoritairement par l’implant métallique et est transférée seulement dans la partie distale de 1′ A TH. La rigidité d’une composante dépend de son module de Young et de sa géométrie. La figure 2 illustre le phénomène du « stress shielding ». L’os étant un matériau vivant qui se régénère en fonction des sollicitations auxquelles il est soumis, ce dernier se régénère davantage lorsqu’il est sollicité et se résorbe s’il est moins sollicité dans certaines régions. Par conséquent, lorsque la distribution des contraintes à travers 1 ‘os est altérée par l’utilisation d’un implant métallique l’os est moins sollicité dans certaines régions et fini par se résorber.

Cette résorption se produit généralement dans la partie proximale et dans la partie distale (Mohler et al., 1995). Également, des analyses par éléments finis (Baroud et Willmann, 2001; Gross et Abel, 2001; Huiskes, 1990), démontrent que l’altération de la distribution des contraintes dans l’os se produit principalement dans la partie proximale du fémur.

Description des plans anatomiques

Les descriptions anatomiques sont faites par rapport à la position anatomique de référence. Cette dernière est lorsque le patient est vu de face, les paumes de main tournées vers l’avant et les pouces dirigés vers l’extérieur. Trois plans sont nécessaires pour effectuer les descriptions, soit le plan frontal, sagittal et transversal (figure 5). Une description de chacun d’eux suit.

Plan frontal Ce dernier sépare le corps en deux parties, soit l’avant et l’arrière. Tout ce qui est en avant de ce plan est ventral ou antérieur et tout ce qui est en arrière est dorsal ou postérieur.

Plan sagittal Il s’agit d’un plan antéro-postérieur, l’axe médian du corps est symbolisé par la colonne vertébrale. Une. coupe sagittale qui passe par cet axe est dite sagittale médiane, lorsqu’elle s’éloigne grandement elle est dite latérale.

Plan transversal Ce plan divise le corps en deux parties, soit la partie du haut et celle du bas. Les deux parties sont appelées crâniales pour le haut et caudales pour le bas. Également, les termes proximal et distal sont deux termes qui reviennent souvent lors de ce projet. Le premier signifie que l’on est près de l’origine d’une structure ou du point d’attache d’un membre du tronc et le second que l’on est loin.

Anatomie fonctionnelle

L’activité de la marche est une succession d’appuis monopodes. Lors de la marche, le bassin est en porte-à-faux et le poids du corps tend à faire basculer le bassin à l’opposé de la hanche portante. En position d’appui monopode, le bassin ne bascule que de 5° puisque les muscles abducteurs diminuent la rotation de ce dernier (Castaing, 1979). Cet équilibre est aidé par le fascia glutéal, ainsi que par les trois muscles qui s’y rattachent soit le muscle tenseur du fascia lata, le moyen fessier et le grand fessier. Lorsque ce système est regardé d’un point de vue mécanique, on peut le comparer à une balance dont le fémur est la colonne portante, le bassin est le fléau et l’articulation de la hanche le pivot. Les extrémités de cette balance sont soumises à deux forces, soit le poids du corps d’un côté et de celle des abducteurs de l’autre côté. La forme du bassin et du fémur ainsi que le passage du centre de gravité légèrement audelà du plan sagittal, font en sorte que les bras de levier de chacune de ces deux forces ne sont pas égaux. La conséquence de cette inégalité fait en sorte que le poids ou force de contact supporté par la tête fémorale est supérieur à deux fois le poids du corps. En effet, à l’aide d’implants télémétriques Bergmann et al. (2001) mesurent la force de contact lors de l’activité de la marche et la monter des escaliers sur des sujets ayant subiune arthroplastie totale de la hanche. Durant la marche, la force moyenne est de 2.38 fois le poids du corps. Lors de la monter des marches, la force de contact moyenne est de 2.51 fois le poids du corps (Bergmann et al., 2001). Lorsqu’un diagramme du corps libre (DCL) est fait pour la partie proximale du fémur (voir figure 15), il inclut l’os proximal du fémur, la force de contact que subit la tête fémorale et la force des abducteurs. Comme on le verra plus tard le chargement utilisé lors de l’activité de la marche est basé sur le DCL de la partie proximale du fémur.

Traitements de l’arthrose avec opération

L’ostéotomie est une intervention chirurgicale qui consiste à réaligner ou à corriger une articulation déformée en excisant du tissu osseux et en réorientant les os pour que le transfert de poids porte sur les régions saines de l’articulation (www.arthrite.ca, 2004). Ce type d’opération demeure une solution temporaire puisque l’arthrose est propice à se développer aux régions saines de l’articulation. Le temps de réhabilitation est beaucoup plus long que celui d’une ATH et les résultats obtenus avec l’ostéotomie sont moins prévisibles que ceux obtenus avec une ATH. Donc, le remplacement total de la hanche par un implant métallique est effectué plus fréquemment.

L’arthroplastie totale de la hanche (ATH) consiste à remplacer l’articulation défectueuse par un implant métallique du côté du fémur et un réceptacle en métal du côté de l’acétabulum. Plus précisément, l’implant est composé de la tige fémorale et de la tête fémorale. Pour certains implants, la tige et la tête fémorale forment une seule pièce et pour d’autres il s’agit d’un système modulaire qui est assemblé lors de l’opération. Du côté du bassin, le réceptacle est composé de deux pièces, la première qui est en métal se fixe sur l’acétabulum et la seconde en polyéthylène se fixe sur celle en métal.

Implants cimentés versus non cimentés

Selon Herberts et Malchau (2000) qui analysent 160 000 cas du registre suédois, les implants non cimentés ont un taux de révision de 13 % comparativement à 7.1% pour lesimplants cimentés sur une période de suivi de 19 ans. Harris (1995), recommande de cimenter toutes les pièces fémorales lors d’une arthroplastie totale de la hanche et ce indépendamment de l’ âge, du poids et du sexe du patient. Selon ce chirurgien orthopédiste, les techniques améliorées de cimentation (ième génération) prolongent la durée de vie de l’ATH et réduisent considérablement l’ostéolyse. Les travaux de D’Lima et al. ( 1998), développent une technique de comparaison multifactorielle entre les implants cimentés et non cimentés et à l’aide de cette technique les implants cimentés sont favorables aux implants non cimentées.

D’un autre côté, Laupacis et al. (2002) effectuent le suivi de 250 patients, 124 avec implant cimenté et 126 avec implant non cimenté sur une période d’environ six ans. Dans les deux types de fixation, l’implant utilisé est en alliage de titane. Le nombre de révision pour les cas cimentés est plus grand, avec treize révisions, que celui des cas non cimentés avec six révisions. Ces auteurs expliquent ce résultat, contraire à ce que l’ on retrouve à la littérature, par le fait que l’utilisation d’un implant en alliage titane n’est pas un choix approprié pour les arthroplasties totales de la hanche cimentées.

Types de travaux pour étudier les ATH

On retrouve dans la littérature différents auteurs qui travaillent à améliorer la durée de vie des ATH (Ahmed et al., 1982a; Ahmed et al., 1982b; Baroud et Willmann, 2001; Bergmann, 2001; Chang et al., 1998; Cristofolini, 1997; Davies et Harris, 1993; D’Lima et al., 1998; Gross et Abel, 2001; Harris, 1995; Huiskes, 1990; Jasty et al., 1992; Jasty et al., 1991; Kleemann et al., 2003; Laupacis et al., 2002; Lennon et Prendergast, 2001; Li et al., 2004; Lu et McKellop, 1997; Mann et al., 1991; Merz et al., 1996; Mohler et al., 1995; Nufio et Amabili, 2002; Stolk et al., 2002; Verdonschot et Huiskes, 1996, 1997, 1998; Waide et al., 2004; Yerby et al., 2000). Certains en effectuant un  suivi clinique sur des patients in-vivo ou ex-vivo. À l’aide de ces suivis, il est en outre possible de comparer les différentes techniques de cimentation, s’il s’avère bénéfique d’utiliser un implant avec collet ou de déterminer les performances cliniques de différents implants.

Certaines études reproduisent in-vitro, les conditions in-vivo d’une ATH pour étudier, entre autres, l’effet du fini de surface de l’implant métallique sur la propagation des fissures dans la couche de ciment ou pour déterminer la résistance en cisaillement et en tension de l’interface ciment-implant. Également, l’intégrité du ciment et la répartition des contraintes à travers la couche de ciment sont étudiées pour un chargement statique et en fatigue en utilisant la méthode numérique des éléments finis. Les travaux pour améliorer la durée de vie ou comprendre le mécanisme des A TH se font selon trois méthodes, soit cliniquement (in vivo ou ex vivo), expérimentalement (in vitro) et numériquement. Un résumé de quelques articles intéressants qui étudient les ATH suit. Ces articles sont classés selon la méthode utilisée pour effectuer l’étude.

Reconstruction du modèle 3D solide du fémur proximal

Lorsque la segmentation 2D est terminée, le logiciel Slice-0-matic (Tomovision) permet d’obtenir deux modèles 3D (externe et interne) dont la surface de chacun d’eux est représentée par des facettes triangulaires appelée modèle 3D polyédrique (voir figure 25a). Également, il est possible d’obtenir une série de points attachés à des courbes représentant l’objet (voir figure 25b). Les logiciels de modélisation 3D paramétrique disponibles à l’ÉTS permettent d’importer les modèles polyédriques qu’à des fins de visualisation seulement, donc des étapes supplémentaires sont nécessaires pour obtenir un modèle 3D solide. Les points et les courbes peuvent être importés dans la majoritédes logiciels de modélisation 3D. Par contre, pour obtenir un modèle 3D solide, des étapes supplémentaires à l’intérieur du logiciel sont nécessaires.On retrouve dans la littérature deux approches intéressantes pour obtenir un modèle 3D solide du fémur proximal, l’une à partir du modèle polyédrique et l’autre avec les courbes. Ces deux approches sont présentées à travers le résumé de trois articles qui en font l’utilisation. Afin de réduire l’information nécessaire pour représenter visuellement un modèle 3D d’un objet quelconque, Park et Kim (1996) développent de nouveaux algorithmes qui utilisent des courbes splines cubiques pour lisser une série de points appartenant à des contours d’un objet.

Ensuite, des surfaces 3D bi-cubiques, ayant une continuité de C2 ,sont créées à l’aide des courbes splines cubiques. L’un des objets reconstruits par ces auteurs est la partie proximale d’un fémur. Viceconti et al. (1998), développent une méthode pour obtenir le modèle 3D solide d’un fémur synthétique commercial. Le modèle polyédrique 3D du fémur synthétique est importé dans un logiciel de modélisation 3D (EMS-PP). Dans ce logiciel, chaque facettetriangulaire du modèle polyédrique est représentée par une entité surfacique. Trois plans(A, B, C) sont définis sur le fémur comme à la figure 26a. Entre chacun de ces plans, d’autres plans sont créés (figure 26b). L’intersection de chacun de ces plans et les facettes triangulaires donnent une courbe multi-segmentée. La manière dont ces plans (A, B, C) sont définis permet d’obtenir un seul contour par intersection. Ensuite, unecourbe de type « Non Uniform Rational B-Splines » (NURBS) est ajustée à chacune des courbes multi-segmentées. Finalement, une surface est balayée à travers chacune descourbes NURBS pour obtenir la coquille externe et interne du fémur.

Le modèle 3D solide du fémur est obtenu à l’aide de cette coquille. Cheung et al. (2004), étudient le comportement des clous médullaires à l’intérieur du fémur. La première partie de leur étude consiste à reconstruire un modèle 3D du fémur. Pour ce faire, les auteurs effectuent un lissage à l’ aide de courbe spline pour chaque série de points appartenant à un même contour et ce pour chacune des tranches. Ensuite, l’ empilement de ces courbes splines est importé dans un logiciel commercial de modélisation 3D paramétrique (SolidWorks). À l’intérieur de ce logiciel, chacune des courbes splines est utilisée pour générer une coquille représentant les surfaces externes et internes de l’os. Cette coquille est représentée à l’aide ·de surfaces de type NURBS. À l’aide de cette coquille, un modèle solide du fémur est obtenu. En dernier lieu, le modèle solide est exporté dans le format IGES (Initial Graphies Exchange Specification) pour être importé dans un logiciel commercial d’éléments finis (EF).

Table des matières

SOMMAIRE
ABSTRACT
REMERCIEMENTS
TABLE DES MATIÈRES
LISTE DES TABLEAUX
LISTE DES FIGURES
INTRODUCTION
Descellement total des A TH cimentées
Phénomène du « stress shielding »
Problématique
Motivation du projet
Objectif général
Structure du rapport
CHAPITRE 1 REVUE DES CONNAISSANCES ET DE LA LITTÉRATURE 
1.1 Description des plans anatomiques 
1.2 Anatomie de la hanche 
1.2.1 Anatomie descriptive
1.2.1.1 Anatomie du fémur
1.2.1.2 Muscles de la hanche
1.2.2 Anatomie fonctionnelle
1.3 Arthrose
1.3.1 Traitements de l’arthrose sans opération
1.3.2 Traitements de l ‘arthrose avec opération
1.4 Modes de fixation de l’implant 
1.4.1 Implants cimentés versus non cimentés
1.5 Matériaux pour les implants 
1.6 Types de travaux pour étudier les ATH
1.6.1 Études cliniques
1.6.2 Études expérimentales
1.6.3 Analyses numériques
1.6.4 Résumé
1.7 Objectifs spécifiques
CHAPITRE 2 MÉTHODOLOGIE
2.1 Prise des images CT -scan
2.2 Segmentation 2D des images CT-scan
2.3 Reconstruction du modèle 3D solide du fémur proximal 
2.3.1 Résumé de la reconstruction du modèle 3D du fémur
2.3.2 Création de la coquille externe et interne du fémur en format IGES
2.3.3 Précision de la coquille externe et interne du fémur proximal
2.4 Extraction des propriétés mécaniques de l’os
2.4.1 Résumé de l’extraction des propriétés mécaniques de l’os
2.4.2 Calibration des images CT -scan
2.4.3 Différence entre la densité effective et apparente
2.4.4 Détermination des densités apparentes personnalisés
2.4.5 Détermination des propriétés mécaniques personnalisées
2.5 Reconstruction du modèle EF du fémur personnalisé ayant subi une ATH
2.5.1 Description de la méthode des EF
2.5.2 Reconstruction du modèle éléments finis
2.5.2.1 Résumé des paramètres pour la reconstruction du modèle EF
2.6 Système de coordonnées (SDC)
2.6.1 SDC de Bergmann et al (2001)
2.6.2 SDC de Lennon et Prendergast (2001)
2.6.3 Analyse des deux SDC
2.6.3.1 Résultats de la comparaison des SDC
2.6.4 Analyse sur le positionnement de l’axeZ
2.6.4.1 Résultats sur le positionnement de 1′ axe Z
2.7 Création du modèle 3D solide de l’implant
2.8 Reconstruction 3D de 1′ A TH personnalisée
2.9 Préparation du modèle 3D avant le transfert des fichiers vers ANSYS
2.10 Importation du modèle 3D vers le logiciel ANSYS
2.11 Propriétés mécaniques des matériaux
2.12 Chargement et conditions frontières 
2.12.1 Éléments utilisés dans le modèle EF
2.12.2 Modélisation de l’interface ciment-implant
2.12.3 Contraintes résiduelles
2.13 Étude de convergence du maillage pour l’analyse linéaire
2.13.1 Résultats de l’étude de convergence du maillage
2.14 Validation du modèle 3D du fémur proximal ayant subi une ATH 
2.14.1 Résultats de la validation
2.14.1.1 Coefficient de corrélation pour les déformations principales
2.14.1.2 Grandeurs des déformations principales
2.14.1.3 Direction des déformations principales
2.14.2  Discussion de la validation du modèle EF du fémur
2.15 Étude de convergence du maillage (analyses non-linéaires) 
2.15.1 Résultats de l’étude de convergence du maillage (analyses nonlinéaire )
2.15.2 Discussion de 1′ étude de convergence du maillage (analyses nonlinéaires)
2.16 Plan des analyses finales
CHAPITRE 3 RÉSULTATS DES ANALYSES NUMÉRIQUES 
3.1 Contraintes résiduelles du côté médial
3.1.1 Contraintes résiduelles radiales
3.1.2 Contraintes résiduelles circonférentielles
3.1.3 Contraintes résiduelles de Von Mises
3.2 Contraintes résiduelles du côté latéral
3.2.1 Contraintes résiduelles radiales
3.2.2 Contraintes résiduelles circonférentielles
3.2.3 Contraintes résiduelles de Von Mises
3.3 Chargement en flexion (simplification de la marche)
3.3.1 Contraintes dues au chargement en flexion du côté médial
3.3.1.1 Contraintes radiales dues au chargement en flexion
3.3.1.2 Contraintes circonférentielles dues au chargement en flexion
3.3.1.3 Contraintes de Von Mises dues au chargement en flexion
3.3.2 Contraintes dues au chargement en flexion du côté latéral
3.3.2.1 Contraintes radiales dues au chargement en flexion
3.3.2.2 Contraintes circonférentielles dues au chargement en flexion
3.3.2.3 Contraintes de Von Mises dues au chargement en flexion
3.4 Chargement en torsion
3.4.1 Contraintes due au chargement en torsion du côté médial
3.4.1.1 Contraintes radiales dues au chargement en torsion
3.4.1.2 Contrainte circonférentielles dues au chargement en torsion
3.4.1.3 Contraintes de Von Mises dues au chargement en torsion
3.4.2 Côté latéral dues au chargement en torsion
3.4.2.1 Contraintes radiales dues au chargement en torsion
3.4.2.2 Contraintes circonférentielles dues au chargement en torsion
3.4.2.3 Contraintes de Von Mises dues au chargement en torsion
CHAPITRE 4 DISCUSSIONS ET INTERPRÉTATION DES RÉSULTATS 
CONCLUSION
RECOMMANDATIONS
ANNEXES
1 : Code Matlab pour le fichier HOUNSFIELD.M
2: Code Matlab pour le fichier REGION.M
3 : Résultats de la différence des SDC en fonction de l’emplacement du point proximal
4: Mise en plan de l’implant Mueller Curved (JRI Ltée)
5 : Justification de l’utilisation du plan d’antéversion
6 : Analyse de sensibilité des résultats en fonction du facteur FKN pour les éléments de contact à l’interface ciment-implant
7 : Code APDL (Ansys) pour les analyses linéaires
8 : Analyse de sensibilité des déformations principales
9: Code APDL (ANSYS) pour effectuer les analyses non-linéaires 
BIBLIOGRAPHIE

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