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ANATOMIE FONCTIONNELLE [30]
L’articulation de la hanche est une énarthrose très emboitée, solide et mobile. Elle constitue le sommet d’un cône irrégulier de circumduction, résultante de trois mouvements élémentaires selon trois axes [26].
Dans l’axe transversal :
situé dans un plan frontal, il permet les mouvements de flexion et d’extension.
La flexion : elle rapproche la face antérieure de la cuisse à la face antérieure du tronc. L’amplitude de la flexion active dépend de la position du genou : si le genou est étendu, la flexion est de 90° alors que si le genou est fléchi, elle avoisine 120°. La flexion passive dépasse toujours 120°.
Les principaux muscles fléchisseurs sont : le psoas iliaque, les muscles accessoires sont : le sartorious, le droit du fémur et le tenseur du fascia lata.
L’extension : elle porte le membre inférieur en arrière du plan frontal. L’amplitude de l’extension active dépend de la position du genou : si le genou est étendu, elle est de 20° alors que si le genou est fléchi, elle est de 10°. L’extension passive peut atteindre 30° : c’est l’hyper-extension.
Le principal muscle extenseur est le grand fessier. Les muscles accessoires sont les autres muscles fessiers et les ischio-jambiers.
Dans l’axe antéro-postérieur :
situé dans un plan sagittal, il permet l’abduction et l’adduction.
L’abduction : elle porte le membre inférieur en dehors et l’éloigne du plan de symétrie du corps : 40 à 60° d’amplitude. Les principaux muscles abducteurs sont essentiellement le moyen fessier mais également le petit fessier, le grand fessier et le tenseur du fascia lata.
L’adduction : elle porte le membre inférieur en dedans et le rapproche du plan de symétrie du corps. Son amplitude est inférieure à 30°.Les principaux muscles adducteurs sont : le grand adducteur, le long adducteur, le petit adducteur et le gracile.
Dans l’axe vertical :
il se confond avec l’axe longitudinal du membre inférieur permettant les mouvements de rotation.
La rotation externe : elle porte la jambe en dedans quand elle est fléchie à 90° sur la cuisse. Son amplitude est de 40 à 60°.Les principaux muscles rotateurs externes sont : le piriforme, l’obturateur interne et le carré fémoral.
La rotation interne : elle porte la jambe en dehors quand elle est fléchie à 90° sur la cuisse. Son amplitude est de 30 à 40°. Les principaux muscles rotateurs internes sont : le moyen fessier et le petit fessier mais également le tenseur du fascia lata.
BIOMECANIQUE DE LA HANCHE NORMALE [31 ,45]
Lorsque le corps est en station debout avec appui monopodal ; situation qui se répète au cours de la marche avec une succession d’appuis monopodaux alternés. Il se met en équilibre sur la tête fémorale. Il s’agit de l’équilibre harmonieux existant entre trois protagonistes à savoir les formes, les structures et les forces s’exerçant sur elle.
Eléments de l’équilibre
Les formes : elles sont représentées par la tête fémorale et l’acétabulum qui sont solidarisés par le ligament rond, la capsule et les muscles ;
Les structures : la synoviale, le cartilage et l’os spongieux jouent le rôle de lubrifiant, de transmetteur, de répartiteur et d’amortisseur des contraintes et de renforcement des piliers ;
Les forces : elles sont de deux ordres : musculaire et pondérale :
les forces musculaires : les muscles de la flexion, de la rotation externe et de l’abduction prédominent sur les muscles de l’extension, de la rotation interne et de l’adduction ;
les forces pondérales : il s’agit du poids du corps s’exerçant sur la hanche.
En station bipodale, le bassin est horizontal et le poids du corps coïncide avec son centre de gravité avec tension égale entre abducteurs et adducteurs. Par contre en station unipodale, le bassin a tendance à se basculer du coté déchargé. L’équilibre est maintenu par la contraction du muscle moyen fessier (Figure 10).
Modèle géométrique de Pauwels (Figure 11)
On est en présence d’un système équilibré, c’est-à-dire que la somme des moments de force est nulle et que la résultante passe par l’intersection des deux forces précédentes. On est aussi en face d’une hanche équilibrée et le même vecteur résultant passe aussi par le centre de la hanche.
Ainsi on a déterminé par calcul les deux forces agissant sur le système la direction du vecteur résultant. Son module est déterminé :
soit par une analyse géométrique sachant que R2 = (G+M) 2 d’où :
R2= G2+M2+2GM CosGM
R2 = G2+M2+2GM SinM horizontal.
Sachant que G est le poids partiel et M la résultante musculaire.
soit par une analyse vectorielle sachant que la somme des moments est nulle dans tout le système. Cette étude aboutit à la schématisation : c’est la balance de Pauwels.
Il est important d’étudier le comportement des surfaces articulaires vis-à-vis des forces appliquées sur elles. C’est dire l’importance des muscles et notamment du moyen fessier dans la chirurgie prothétique de la hanche.
Bombelli [31] a attiré l’attention sur l’obliquité du toit qui crée une composante de cisaillement avec augmentation des frictions, de l’incongruence et tendance à la subluxation externe. L’horizontalisation du toit est une condition nécessaire à l’équilibre de la hanche. De plus, il a donné à la conception vectorielle, une assise plus proche de la réalité biologique en l’intégrant dans l’espace à trois dimensions en particulier dans le plan sagittal et en tenant compte des variations de la résultante sous l’effet du facteur dynamique pendant la marche. Cette conception doit encore être élargie par la prise en compte des sollicitations qui s’exercent sur la hanche en position assise. La poussée acétabulaire sur la face antérieure de la tête fémorale crée une force de rétroversion qui s’associe à la force de varisation pondérale en position verticale. Tout l’ensemble structural ostéo-articulaire est sous la dépendance étroite de son équipement neurotrophique et de la circulation intra-osseuse. Ce rôle trophique des parties molles invisible à la radiographie ne doit pas faire oublier leur rôle mécanique comme :
le phénomène de poutre composite des haubans musculaires dont la contraction renforce la rigidité de l’os ;
la pression intra-osseuse du tissu vasculo-médullaire augmente la solidité de la charpente trabéculaire de l’os spongieux ;
le film synovial de l’interface protège les surfaces articulaires.
Les facteurs mécaniques et les facteurs biologiques sont intriqués, indissociables et interdépendants. Une conception abstraite et purement mathématique de la biomécanique ne peut avoir qu’une valeur approximative et indicative car elle reste trop éloignée de la réalité biologique.
BIOMECANIQUE D’UNE HANCHE AVEC UNE PROTHESE
Les premiers principes de l’arthroplastie totale de hanche sont établis par Charnley [8]. Ces principes sont :
la nécessité d’une prothèse totale unissant une tête métallique avec une cupule en polyéthylène de haute densité ;
la fixation dans l’os par du ciment acrylique ;
le design de la prothèse fémorale avec une queue courbe cervico-diaphysaire ;
le principe de la «low friction» grâce à une tête métallique de petit diamètre de 22 mm tournant sur un bloc de polyéthylène.
Depuis ce prototype, encore un des meilleurs modèles, on a pu assister à l’éclosion d’une infinité de modèles.
Cependant aucune de ces propositions n’a modifié le principe basé sur une réplique purement morphologique du modèle humain. Une prothèse idéale doit satisfaire à trois impératifs :
elle doit reproduire la forme générale de la hanche ;
elle doit reconstituer sa fonction et tout particulièrement celle du cartilage qui est le tissu noble de l’articulation ;
elle doit avoir une tolérance biologique parfaite.
Les ostéo-nécroses aseptiques de la tête fémorale [24,27]
Elles peuvent être d’origine post traumatique (fracture du col fémoral, du cotyle ou une luxation de hanche) ou secondaire à une hémoglobinopathie (drépanocytose homozygote ou hétérozygote), un hypercorticisme, un alcoolisme, maladie des caissons.
Autres indications :
luxation congénitale de la hanche ;
post-épiphysiolyse fémorale supérieure ;
ankylose de la hanche ;
ostéo-chondromatose synoviale, chondrocalcinose ;
autres situations : synovite villo-nodulaire, tumeur maligne ou bénigne de la hanche.
LES IMPLANTS
Ils sont constitués par des implants acétabulaires et fémoraux qui diffèrent selon leur constitution et leur mode de fixation.
Les implants acétabulaires
Les cupules non cimentées (Figure 12) :
On distingue 3 types :
les cupules vissées : comportent un pas de vis leur permettant une stabilité primaire par vissage direct. Elles possèdent un filetage auto-taraudant à leur face externe et un insert en polyéthylène destiné à être encliqueté dans la coque ;
les cupules impactées (en «press-fit»): leur principe de fixation primaire repose sur l’encastrement en force d’une cupule légèrement surdimensionnée. Elles sont constituées d’un insert en polyéthylène encliqueté dans une coque métallique périphérique.
les cupules à double mobilité (Figure 13) : elles se distinguent des autres cupules par la mobilité de l’insert en polyéthylène dans la cupule. Leur stabilité primaire repose sur un ancrage périphérique assuré le plus souvent par un vissage dans l’ilion.
Les cupules cimentées :
le scellement se fait par cimentage ce qui offre une fixation primaire immédiate. On décrit :
les cupules cimentées en polyéthylène, monoblocs ou inserts dits en «sandwich» constitués d’une cupule en métal ou en céramique insérée dans un noyau en polyéthylène ;
les cupules cimentées en céramique.
Les implants fémoraux (Figure 14) :
ils sont formés de tige et tête.
Ils ont un mode de fixation primaire reposant sur le blocage diaphysaire par effet de coin et assurent également un remplissage métaphysaire suffisant pour réaliser lors de l’implantation, un blocage de type « press-fit » [19].
Les tailles doivent tenir compte des variantes du fémur, les angles du col, faisant respecter l’anatomie de hanche garantie de la stabilité articulaire.
Les tiges peuvent être anatomiques ou modulaires.
Les têtes sont de taille variable en fonction des dimensions de la cupule et du fabricant.
La planification numérique dite «moderne» :
il s’agit d’une planification à l’aide d’une radiographie numérique ou mieux un scanner (TDM).
L’examen scannographique utilise différents logiciels (Hip Plan de la société Symbios, HipEOS de la société EOS imaging® et mediCAD de la société mediCAD Hectec GmbH®). Les données extraites de cet examen scannographique sont transférées sur un ordinateur qui va faire les différentes mesures (Figure 19). Ainsi, elle permet :
– une réduction des risques per et post-opératoires ;
– une traçabilité complète (dossier patient) ;
– une meilleure sélection des implants ;
– une simulation du positionnement optimal ;
– une analyse comparative pré et post-opératoires.
MATERIEL D’ETUDE
Cadre d’étude
Notre étude s’est déroulée dans le service d’Orthopédie-Traumatologie de l’hôpital Aristide Le DANTEC. C’est l’un des quatre hôpitaux de référence dans la prise en charge des pathologies orthopédiques et traumatologiques du Sénégal voire de la sous région.
Le service hospitalo-universitaire d’Orthopédie-Traumatologie avec ses 49 lits d’hospitalisation, prend en charge les pathologies orthopédiques et traumatologiques de l’adulte .Le personnel médical permanent est constitué de trois Professeurs Titulaires, un Maitre de Conférences Agrégé, un Maitre Assistant, un Assistant Chef de Clinique et de trois Assistants Hospitaliers.
Cette structure hospitalière comporte des unités d’hospitalisation, des salles d’opération chirurgicale et de plâtre ainsi qu’une unité de Réadaptation et de Rééducation fonctionnelle.
Les activités quotidiennes comprennent les consultations, les interventions chirurgicales en d’urgence et en programme réglé, les activités de soins en unités d’hospitalisation, un volet ambulatoire et soins externes.
Patients d’étude
Il s’agissait d’une étude rétrospective sur 127 dossiers d’ATH de première intention implantées entre le 1er Novembre 2013 et le 31 Décembre 2015. Nous avons retenu 58 patients ayant eu une arthroplastie totale de hanche. Il s’agissait d’une série bi-opérateur.
Ont été retenus dans notre étude, les patients ayant :
une ATH de première intention non cimentée ou hybride;
une hanche controlatérale supposée saine ;
une radiographie du bassin de face post-opératoire réalisée dans les mêmes conditions que la pré-opératoire (taille réelle) ;
une planification opératoire dans le dossier.
N’ont pas été retenu dans notre étude, les patients ayant :
une coxarthrose bilatérale ;
une ATH controlatérale ;
une reconstruction acétabulaire ;
une reprise d’une ATH ;
un dossier incomplet.
Il s’agissait de 26 femmes et de 32 hommes avec un âge moyen de 37,72 ans (extrêmes : 18 et 87 ans). Le côté gauche était atteint dans 28 cas et le côté droit dans 30 cas. Les étiologies sont consignées dans le Tableau I.
Recueil des données
Le dossier médical de chaque patient a été analysé, ce qui a permis avoir les données de la planification opératoire (réalisée lors du staff de programmation opératoire), le type de prothèse (modèle et type de fixation) et les différents paramètres (latéralité, hauteur, offset fémoral, longueur du membre et l’inclinaison de la cupule).
Types de données recueillies
– taille des implants prévus : cupule et tige ;
– intervention chirurgicale : décubitus latéral sous rachianesthésie, voie d’abord de Moore ;
– opérateurs : deux chirurgiens très expérimentés ;
– taille des implants définitifs : cupule et tige ;
– mesure des différents paramètres (Figure 21).
Les mesures ont été réalisées par le même observateur indépendant de façon manuelle.
Conformation des implants
le diamètre global de la cupule est suivi dans 60,35%.Ce résultat est satisfaisant, comparé à la bonne corrélation des implants acétabulaires qui est de 62% quelque soit le mode fixation pour Knigt et Atwater [35].
La prédictibilité exacte de la cupule est de 73,03% pour les prothèses hybrides. Nous trouvons une similitude avec celle de Miashiro et al [39] qui de 78,6%.
Elle est de 50% pour les prothèses non cimentées, moins bonne car Debarge et al [12] retrouvent une prévision de 62 % pour les cupules non cimentées.
Nous avons une conformation globale exacte de 72,41% pour la tige. Si l’on compare le résultat de notre série avec les séries de Della Valle et al [14] et Miashiro et al [39] qui ont successivement de 75%et 76,7%, nos résultats sont superposables aux leurs.
Nos résultats globaux sont satisfaisants et comparables à ceux de ces auteurs par l’utilisation la planification dite «classique» basée sur les mensurations radiographiques sur les clichés standards.
Certains auteurs utilisent la planification dite «moderne» comme :
-Gamble et al [28] avec une corrélation de 80% pour la cupule et 85% pour la tige ;
-Inoue et al [33] avec 92% et 65% successivement pour la cupule et la tige ;
-Castelain [6] avec 94% pour la cupule et 90% pour la tige.
Dans notre étude, la conformation exacte est de 60,35% pour les cupules et de 72, 41% pour les tiges. Leurs résultats sont meilleurs que les nôtres. La concordance entre la taille planifiée sur calque et la taille posée est parfois inférieure à 50 % en utilisant des radiographies standards [6], cela tient à plusieurs facteurs comme une erreur d’agrandissement de la radiographie, un fémur en rotation externe qui minimise le diamètre du canal et une courbe d’apprentissage qui permet d’améliorer les mensurations.
La numérisation des mensurations n’est pas synonyme d’une meilleure conformation. La preuve, Steinberg et al [44] trouvent une prédictibilité à 50.7 % pour la cupule et 47% pour la tige avec la planification numérique.
Comparaison des résultats anatomiques
L’inclinaison des cupules : radiologiquement, elle était en moyenne de 53,90° (extrême : 40° et70°), alors que selon Delaunay [13] celle-ci doit être normalement comprise entre 45 et 55°. Une verticalisation importante peut être à l’origine d’une instabilité avec luxation alors qu’une horizontalisation peut entrainer un allongement de membre. Avec ces limites de tolérance, on peut considérer que les cupules de notre série sont globalement bien orientées.
Le recentrage global de la tête : il s’était produit une médialisation de 0,23 mm, une ascension de 3,04 mm, l’offset a augmenté de 2,68 mm et un raccourcissement de 1,95 mm. La bonne architecture est nécessaire pour la bonne fonction de l’articulation. Il faut mettre le centre de rotation de la hanche à sa place ou le médialiser légèrement pour améliorer la couverture de la cupule et restaurer l’offset fémoral dont le rôle dans la marche et la longévité des implants a été démontré [37].
Les cupules qui semblaient être ascensionnées ou médialisées n’avaient aucun signe de descellement radiographique. La comparaison des centres de rotation de la hanche prothétique et de la hanche saine montrait une variation de position du centre de rotation de l’implant. Ce défaut de position ne représentait pas une différence significative par rapport à la hanche saine.
Selon Lardanchet [36], les résultats sont meilleurs pour un offset augmenté de 0 à 5 mm tandis qu’ils sont moins bons pour un offset diminué ou a contrario augmenté de plus de 8 mm. Il a été établi que l’augmentation de l’offset fémoral diminuait le taux de luxation [7,38], réduisait l’incidence des boiteries, l’utilisation de cannes et augmentait la force du moyen fessier comme l’amplitude en abduction [1, 3,18].
Nous n’avons pas retrouvé de véritable cas dans notre étude si on considère qu’une ILMI devient gênante si elle dépasse 10mm d’après Farizon et al [25]. Selon Giles et Taylor [29], une inégalité de longueur des membres inferieurs supérieur à 10mm aura un retentissement sur la statique vertébrale. La prévention de ces ILMI passe par un bon planning opératoire mais également par certains artifices réalisés durant l’intervention. Lors des essais per-opératoires, le positionnement identique des membres inférieurs permet de vérifier de façon approximative s’il existe ou non un allongement ou un raccourcissement. La technique est néanmoins peu précise et ne permet de contrôler que de façon grossière la différence de longueur [25].
Dans la série de Sarr [43], on relève une médialisation de 1,05 mm, une ascension de 9,49 mm, l’offset a augmenté de 0,66 mm et une ILMI de type d’allongement de 3,09 mm.
Le recentrage de la tête selon le type de prothèse : on notait une latéralisation de 1,09mm, une ascension de 1mm de la cupule, un offset diminué de 0,25 mm et un raccourcissement de 1,84 mm au niveau des prothèses non cimentées. Les cupules sont ascensionnées de 5,5 mm et médialisées de 2,27 mm avec un offset augmenté 2,68 mm et un raccourcissement de 1,42 mm pour les prothèses hybrides.
Ce résultat est similaire à celui de Cissé [11] qui trouve une latéralisation de 5, 30 mm, une ascension de 0,59 mm, un offset augmenté de 4,12 mm et un allongement négligeable de 0,23mm et à celui de Wahab [46] qui relève une médialisation de 2,57 mm, une ascension de 4,09 mm, un offset diminué de 1,94 mm et un allongement de1, 49 mm.
Le centrage de la tige : le centrage est de 86% superposable à celui deWahab [46] 85% et de Cissé [11] 82,4% mais meilleur à celui de Miashiro et al [39] 76,7% et 74% dans la série de Sarr [43].Ce résultat satisfaisant est directement corrélé à la qualité de la préparation par râpes du canal fémoral mais également à la technique chirurgicale d’implantation de la tige.
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Table des matières
PREMIERE PARTIE
ANATOMIE DE LA HANCHE
1. ANATOMIE DESCRIPTIVE
1.1. Surfaces articulaires
1.2. Moyens d’union
1.3. Rapports
1.4. Vascularisation et Innervation
2. ANATOMIE FONCTONNELLE
2.1. Axe transversal
2.2. Axe antéro-postérieur
2.3. Axe vertical
NOTION DE BIOMECANIQUE DE LA HANCHE
1. BIOMECANIQUE DE LA HANCHE NORMALE
1.1. Eléments de l’équilibre
1.2. Modèle géométrique de PAUWELS
2. BIOMECANIQUE D’UNE HANCHE AVEC UNE PROTHESE
ARTHROPLASTIE TOTALE DE HANCHE
1. INDICATIONS
1.1. La coxarthrose
1.2. Les ostéo-nécroses aseptiques de la tête fémorale
1.3. Autres indications
2. IMPLANTS
2.1. Implants acétabulaires
2.2. Implants fémoraux
2.3. Les couples de friction ou tribologie
3. PREPARATION DU PATIENT
3.1. Bilan pré-opératoire
3.2. Planification opératoire
DEUXIEME PARTIE
MATERIEL ET METHODE
1. MATERIEL D’ETUDE
1 .1. Cadre d’étude
1.2. Patients d’étude
2 : METHODOLOGIE
2 .1 . Recueil des données
2.2 .Types de données recueillies
2. 3. Analyse des données
RESULTATS
1. CONFORMATION DES IMPLANTS
1.1. Conformation globale
1.2. Conformation en fonction du type de prothèse
2. RÉSULTATS ANATOMIQUES
2.1. Inclinaison de la cupule
2.2. Recentrage de la tête
2.3. Centrage de la tige
3. RESTAURATION DES DIFFÉRENTS PARAMÈTRES
3.1. Restauration globale
3.2. Restauration en fonction du type de prothèse
DISCUSSION
1. CONFORMATION DES IMPLANTS
2. COMPARAISON DES RÉSULTATS ANATOMIQUES
3. RESTAURATION DES DIFFÉRENTS PARAMÈTRES
CONCLUSION
REFERENCES
ANNEXES
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