Positionnement des jauges d’extensométrie 

Positionnement des jauges d’extensométrie 

Données actuelles sur le dessin

Nous nous proposons de faire une synthèse des données bibliographiques actuelles concernant le dessin des tiges fémorales des prothèses de hanche cimentées.

La tête

- Modularité
Aujourd’hui, les tiges prothétiques sont modulaires, c’est à dire que plusieurs types de têtes de prothèse sont adaptables à une même tigece( qui permet d’élargir la gamme). Leur principal inconvénient est de rajouter une interface métal-métal au système prothétique, lieu de prédilection pour les réactions de corrosion (21, 91). Bien que le site soit favorable à de telles réactions, leur intensité est variable et fonction du couple métal-métal et de la forme de l’interface. Il en résulte une libération plus ou moins importante de particules de métal corrodé non passivables pro-inflammatoires, impliquées elles aussi dans le descellement aseptique des tiges fémorales .Chez l’homme, il semble qu’il y ait plus de repris e de tige prothétique pour descellement aseptique lors d’utilisation de prothèses modulaires (17).
- Importance de la taille
Des têtes de trop petite taille sont à l’origine de luxation de la prothèse (13). Des têtes trop grosses apportent une grande stabilité mais usent plus rapidement la cupule acétabulaire et génèrent une quantité plus importante de débrisde polyéthylène (13, 54). Il est donc nécessaire de trouver un compromis.
- Aspect de la surface
La tête de prothèse doit être parfaitement sphérique et polie, le moindre artefact est cause d’usure et génère des débris. A titre d’exemple, une rayure de 0,2 microns sur une tête métallique peut augmenter jusqu’à 6 fois l’usure (17).

Le col

La longueur et l’ orientation du col sont également deux éléments importants.En effet, un mauvais choix de longueur de col peut être à l’origine de complications postopératoires (6, 83):Un col trop court entraîne le relâchement des muscl es adducteurs de la hanche et des muscles fessiers, augmentant ainsi le risque de luxation.Un col trop long est, d’une part, à l’origine d’un port de membre anormal (rotation externe et abduction du membre), d’autre part responsable de forces de friction importantes à l’interface tête prothétique-cupule en polyéthylène, générant ainsi des produits d’usure responsables à long terme du descellement des impla nts. En outre, un col trop long augmente le bras de levier des forces s’exerçant su r la tête, et de fait accentue les contraintes en tension dans la région proximolatérale du ciment (40). Mais cette augmentation de contraintes ne semble pas significative (16, 25).Aujourd’hui, la modularité offerte par les prothèse de hanche en médecine vétérinaire, permet de disposer de plusieurs tailles de col et de cupules pour une même taille de tige fémorale.En ce qui concerne l’orientation du col, elle dépend de la position de l’implant dans le fût fémoral, donc du dessin et de la technique d’implantation (85).Un degré de torsion exagéré (rétrotorsion ou hyperantétorsion du col) peut avoir des conséquences biomécaniques et cliniques (83) :Une mauvaise orientation peut être à l’origine d’un port anormal du membre (rotation interne ou externe) et d’un risque élevé de luxation.Elle est aussi responsable de la formation prématurée de produits d’usure compromettant la durée de vie de l’implant.Chez le chien, il est recommandé d’implanter les tiges fémorales de prothèses totales de hanches en normoversion ou légère antéversion.

Le collet

Le collet ou collerette est un éperon qui se situesur la zone de transition entre le col et la tige. Il repose sur l’os cortical, au niveau du trait d’ostectomie. Aujourd’hui en médecine vétérinaire, toutes les prothèses en possèdent unSa. forme est variable d’une prothèse à l’autre. Sa principale vertu est de redistribuer les efforts à l’os cortical sur lequel il s’appuie et donc de diminuer les contraintes en partie proximale du ciment. Les effets bénéfiques du collet sur le manteau de ciment, en zone proximale, ont été démontrés à plusieurs reprises, lors d’études expérimentales utilisant des jauges d’extensométrie (40, 68) ou la méthode des éléments finis (24, 52). Sa forme, son inclinaison,l’importance du contact collet-corticale sont autant de facteurs qui influent sur la répartition plus ou moins harmonieuse des contraintes à l’os cortical.Lors de la pose d’une prothèse totale de hanche avec collet, il est recommandé, d’optimiser le contact collet-corticale pour trois raisons (18) :maximiser les effets de réduction de contraintes sur le ciment en zone proximale
minimiser les mouvements relatifs de l’implant, du ciment et de l’os dans cette zone, de manière à limiter la formation de produits d’usure et à terme un descellement limiter les phénomènes de subsidence, c’est à dire d’enfoncement progressif de la tige dans le fût fémoral.En orthopédie humaine où toutes les prothèses ne possèdent pas de collet, son importance, en terme de longévité de l’implant, n’ajamais été démontrée.

La tige prothétique

- Longueur de la tige
Elle a une influence sur la répartition des contraintes aux structures environnantes. En effet, plus cette dernière est longue, moins les contraintes sur le ciment sont importantes. Cependant, lorsque la longueur est excessive, la tige prothétique atteint ou traverse la zone la plus étroite de la diaphyse fémorale : l’isthme fémoral, réduisant ainsi la taille du manteau de ciment à ce niveau. D’autre part, compte tenu de la forme courbe du fémur du chien, il est difficile d’y implanter des prothèses longues et droites. En outre, ROHLMANN et coll. (79) ont montré que, pour des tiges de plus de 100mm, les effets de la longueur de tige sur la répartition des contraintes n’étaient que mineurs.
De manière à optimiser l’épaisseur du manteau de ciment autour de l’implant, il peut sembler intéressant de raccourcir les tiges prothétiques afin qu’elles restent ancrées au dessus de l’isthme dans la zone d’évasement du fémur. Maisceci augmente de façon importante les contraintes à l’extrêmité de la tige (25), ce qui pourrait s’avérer dangereux pour le devenir de l’implant.
- Diamètre de la tige
Il joue un rôle dans l’importance des contraintes s ubies par l’implant et leur redistribution au ciment (18). En effet, plus il est grand, plus il diminue ces contraintes (7, 41, cf.I.B.2.c). Un gros diamètre de tige semble être nu facteur de longévité de l’implant (49). Mais son augmentation exagérée se fait au détrimentde l’épaisseur du manteau de ciment. Ainsi un diamètre trop important pourrait potentiellement augmenter le taux de descellement aseptique (26). Des tiges de petit diamètre permettent une meilleure implantation en position centrée (85) dans un manteau de ciment épais (compte tenu de la morphologie fémorale du chien, les implants de gros calibres sont difficiles à positionner idéalement : sans angulation, torsion, ou varisation). Par contre, les tiges de petit diamètre sont susceptibles de se fracturer avec le temps à cause des contraintes excessives qu ’elles subissent (26). Il est donc nécessaire de trouver un compromis entre un diamètre de tige important et une épaisseur du manteau de ciment suffisante pour assurer une réduction maximale des contraintes dans le ciment et une longévité de l’implant. En médecine humaine, des udesét rétrospectives ont montré que les résultats cliniques étaient meilleurs lorsque l’épaisseur du manteau de ciment était comprise entre 2 (29, 41, 63) et 5mm (29, 41, 51).
- Forme de la tige
Les implants disponibles sont coniques. En effet, un diamètre décroissant de la tige prothétique du collet jusqu’à l’extrémité distale,permet à la prothèse de s’implanter dans une cavité fémorale proximale, similairement conique, tede diminuer les contraintes sur le ciment et l’os, à l’extrémité de la tige (7) où ils sont habituellement importants.
Les tiges peuvent être coniques à section circulaire (Ex : prothèse Biomécanique intégrée, prothèse Amplitude) ou à section rectangulaire. Une section rigoureus ement circulaire semble à proscrire car elle permet des m ouvements de rotation de la tige dans le manteau de ciment (65) d’où l’intérêt de cannelureslongitudinales (dispositif anti-rotatoire).
Lorsque la section est rectangulaire (Ex : prothèse Richards), des angles persistent dans la géométrie de la tige, ce qui offre une meilleure résistance à la rotation de l’implant (16). Cependant ces angles peuvent générer des contraintes importantes sur le manteau de ciment (1, 45), d’où la nécessité de les émousser pour limiter cet effet délétère.
Enfin certains implants ont une section proximale rectangulaire et distale circulaire.
- Aspect de la surface
Il est variable et sujet à caution. Son rôle est d’ augmenter la solidité de l’interface implant-ciment pour limiter les micromouvements de la tige.
Les surfaces mattes (ou encore rugueuses, sablées, grenaillées) grâce à leurs anfractuosités permettraient un meilleur scellement de l’implant dans le manteau de ciment que les surfaces polies (6, 41, 87). Mais, ceci a deux conséquences non négligeables :
l’augmentation de la solidité de l’interface implant-ciment peut être à l’origine de contraintes excessives sur le ciment et l’os et favoriser ou accélérer un descellement à l’interface ciment-os (36)
le moindre mouvement de la tige dans le manteau de ciment est abrasif et la polit. Ceci génère des débris de métal et de ciment ayant potentiellement un effet délétère (cf. I.B.1.b) (53, 65).
Il est possible d’utiliser des tiges préenduites d’une couche de 100 m de ciment acrylique afin d’optimiser la solidité de l’interface implant-ciment (87, 89) toujours au détriment de l’interface ciment-os (2, 36, 72).
La contamination du ciment par du sang ou de la graisse limite la solidité de l’interface, mais cet effet est moindre sur les tiges pré-enduites que sur les tiges non pré-enduites (89). Le bénéfice d’un tel revêtement sur le taux de descellment semble discutable (72).
Enfin d’autres préfèrent s’affranchir d’une solidité optimale de l’interface implant-ciment, et utiliser une tige polie pour limiter la production de débris en favorisant la subsidence de la prothèse (2, 65, 87) :
en 1988, FOWLER (35) en utilisant deux prothèses Exeter, l’une polie l’autre rugueuse, montre que l’incidence de lésions radiographiques de lyses endostées est réduite pour le groupe des tiges polies en 2002, COLLIS (20) compare deux séries de prothèses de même géométrie, il identifie 6 descellements aseptiques sur les tiges à surface ru gueuse et aucun sur les tiges polies.
Donc limiter la production de débris d’usure par l’utilisation d’une tige prothétique polie semble limiter le descellement.
Ici encore, la controverse reste largement ouverte quant au revêtement de la tige.

Les centreurs

Il s’agit de dispositifs situés à l’extrémité de al tige, visant à faciliter sa centralisation dans le fût fémoral et à maintenir une épaisseur minimale de manteau de ciment (8, 39, 84). Toutes les prothèses n’en possèdent pas. Ils sont souples (en plastique) ou rigides (en polyméthylmétacrylate). L’avantage des centreurs rigides est d’empêcher le contact entre l’extrémité de la tige et l’endoste, en luttant contre les forces engendrées par le mauvais positionnement de l’implant. Par contre, ils peuvent rendre la mise en place de la prothèse plus difficile et laisser pénétrer de l’air dans leur sillage lors de l’implantation de celle-ci dans le ciment.
Remarque : Le dessin est un facteur primordial de qualité de positionnement de l’implant et de sa survie à long terme mais ce n’est pas le seul : d’autres paramètres entrent en ligne de compte, notamment la technique de pose du ciment (pressurisation, utilisation d’un obturateur) et la préparation du fémur (qualité del’ostectomie, retrait de l’os spongieux sous trochantérien).

CONCLUSION

 La conception d’un implant prothétique représentedonc une somme de compromis. Compte tenu de ces données bibliographiques un nouvel implant fémoral de prothèse totale de hanche pour chien a été créé. tteCetige prothétique est originale à plusieurs titres :
1. par un retour à l’utilisation de l’acier inox comme biomatériau de constitution
2. par un dessin innovant.
Le but était de développer une prothèse facile à implanter, reconstruisant le mieux possible
l’extrémité proximale du fémur, de manière à limiter les vices de position (varus, bascule crânio-caudale de la tige, antétorsion de la prothèse), et leurs conséquences (en terme de survie de l’implant, d’usure et de complications).
Les études in vitro d’implant peuvent permettre d’évaluer si les choix techniques sont judicieux ou délétères, mais elles doivent à termeêtre confrontées aux résultatsin vivo qui peuvent surprendre et amener à revoir la conception de la prothèse.
L’étude expérimentale,in vitro, qui suit, vise à mettre en évidence l’influence du dessin sur la répartition des contraintes mécaniques sur l’os prothésé, afin d’en tirer les conséquences en terme de positionnement et de performance de l’implant. Il s’agit d’une étude comparative entre le prototype Amplitude et une prothèse déjà commercialisée : la prothèse Biomécanique.

MATERIEL ET METHODE

Le but est de comparer les déformations de deux montages composites prothèse-ciment-os, soumis à une force de compression axiale :
Montage A : fémur gauche – ciment – prototypeAmplitude.
Montage B : fémur droit – ciment – prothèseBiomécanique.
Les seules variables étant les prothèses, différantpar leur design et le biomatériau de constitution. Les quatre tailles du prototype Amplitude sont testées.

Description comparée des deux implants

Biomatériaux

La tige fémorale Biomécanique est en alliage de Titane, métal de faible densité (d = 4,5), alors que la tige fémoraleAmplitude est en Acier inoxydable, de densité plus élevée (d = 7,8). A tailles correspondantes, les prothèses Biomécanique sont donc plus légères que les prothèses Amplitude.

Dessin

Les têtes de prothèses

Les têtes des prothèsesBiomécanique et Amplitude sont de forme sphérique (cf. photos 4 et 5). Leur base est tronquée et percée d’un trou dans lequel se loge l’extrémité du col. Les têtes de la prothèseBiomécanique existent en trois diamètres différents : 12mm, 16mm et 19mm. Dans l’étude qui suit, seules des têtes de 16mm ont été utilisées. Les têtes de la prothèse Amplitude ont un diamètre unique de 13mm.

Le col

L’extrémité du col se loge dans le trou situé à al base de la tête. La profondeur de ce trou détermine la longueur du col.Pour la prothèse Amplitude, il existe trois longueurs de col quelle que soit la taille de la prothèse :
col 0 (col moyen) col +3 (col long)
col +6 (col extra long)
Pour la prothèse Biomécanique,il existe trois longueurs de col pour les têtes de16mm et de 19mm de diamètre, quatre longueurs de col pour les têtes de 12mm de diamètre:
tête de 12mm : col court (-2,5), col moyen (0), collong (+2,5), col extra long (+5)
tête de 16mm : col moyen (0), col long (+3), col extra long (+11)
tête de 19mm : col court (-3), col moyen (0), col ongl (+3)
Remarque : Pour la prothèse Amplitude et pour la prothèse Biomécaniqueavec tête de 16mm, l’augmentation de la longueur du col pour un col extralong est obtenue par l’ajout d’une jupe à la tête fémorale
L’angle entre le col et la tige fémorale (angle cervico-diaphysaire) est identique pour les deux prothèses : il est de 135°. Dans les expérimentations qui vont suivre, un col moyen (0) est utilisé pour les prothèsesAmplitude et pour les prothèses Biomécanique.

Table des matières

INTRODUCTION 
BIOMATERIAUX ET DESSIN DES IMPLANTS FEMORAUX DE PROTHESE TOTALE DE HANCHE : SYNTHESE BIBLIOGRAPHIQUE
I- Données actuelles sur le titane et l’acier inox 
I.A- Résistance à la corrosion
I.B- Qualités mécaniques
I.B.1- Résistance à l’usure
I.B.1.a- Généralités
I.B.1.b- Débris d’usure et descellement aseptique
I.B.1.b.a- Descellement à l’interface ciment-os
I.B.1.b.b- Descellement à l’interface implant-ciment
I.B.1.b.g- Incidence du descellement aseptique
I.B.2- Capacité à se déformer
I.B.2.a- Prérequis
I.B.2.a.a- Notions de contraintes et de déformation
I.B.2.a.b- Notion de transmission de contraintes
I.B.2.b- Module d’élasticité ou module de Young
I.B.2.b.a- Définition
I.B.2.b.b- Application aux prothèses en titane et en acier
I.B.2.c- Moment d’inertie ou second moment d’aire
I.C- Biocompatibilité
II- A propos du dessin des implants fémoraux de prothèses totales de hanche 
II.1- Rôles et importance du dessin
II.2- Données actuelles sur le dessin
II.2.a- La tête
II.2.a.a- Modularité
II.2.a.b- Importance de la taille
II.2.a.g- Aspect de la surface
II.2.b- Le col
II.2.c- Le collet
II.2.d- La tige
II.2.d.a- Longueur de la tige
II.2.d.b- Diamètre de la tige
II.2.d.g- Forme de la tige
II.2.d.d- Aspect de la surfac
II.2.e- Les centreurs
MATERIEL ET METHODE  MATERIEL
I- Les prothèses 
I.A- Organisation générale des tiges prothétiques Biomécanique et Amplitude
I.B- Description comparée des deux implants
I.B.1- Biomatériaux
I.B.2- Dessin
I.B.2.a- Les têtes de prothèse
I.B.2.b- Le col
I.B.2.c- La collerette ou collet
I.B.2.d- La tige prothétique
II- Sélection et conservation des fémurs
III- Les jauges d’extensométrie 
III.A- Description
III.B- Pont de WHEATSTONE
IV- La machine d’essai
METHODE 
I- Préparation des fémurs 
I.A- L’ostectomie
I.B- L’alésage de la cavité
II- Verticalisation des fémurs
III- Mise en place des prothèses
IV- Positionnement des jauges d’extensométrie 
IV.1- Collage
IV.2- Choix de l’emplacement
V- Branchement et recueil des données
VI- Tests de compression
VII- Analyse statistique 
RESULTATS

Télécharger le rapport complet