Soutenance mémoire
Caractéristiques mécaniques de l’os fémoral
1) Loi de Wolff : L’os du fémur est formé de cortex (ou os cortical) d’épaisseur non uniforme à l’extérieur, et d’os trabéculaire (ou spongieux) à l’intérieur. L’os cortical est dense, dur et résistant, contrairement au trabéculaire, qui, comme son nom l’indique, comporte des trabécules (travées osseuses irrégulières) (Voir Figure 1.4., p.6). Ces dernières suivent des directions formant des lignes de force provenant de la transmission des charges appliquées au fémur. En effet, selon la loi de Wolff, la croissance de l’os se produit en réaction aux forces subies, assurant ainsi une rigidité du tissu osseux. Le comportement mécanique est dit alors anisotrope. Ces caractéristiques sont propres à l’os trabéculaire métaboliquement plus actif que le cortical. L’os trabéculaire ne se trouve pas sur toute la longueur du fémur, contrairement à l’os cortical.
2) Données de la littérature : Selon la littérature, les caractéristiques mécaniques des fémurs varient d’un article à l’autre. D’une part, des études cherchent à se rapprocher le plus de la réalité en essayant de représenter fidèlement les propriétés du tissu osseux. Les rigidités des axes transversaux sont différentes et inférieures aux longitudinaux selon Kulkarni et Sathe (2008). L’os est dit orthotrope (cas particulier d’anisotropie), car il est dépendant de deux axes principaux. Sa densité est dépendante du sexe et de l’âge de la personne étudiée. À titre d’exemple, celle de l’homme est supérieure à celle de la femme. Or, cette dernière va présenter une diminution significative de la densité osseuse aux alentours des 50ans, provoquée par la ménopause, impliquant alors un risque d’ostéoporose (Ardawi et al., 2005). Dans les simulations numériques, Fraldi et al. (2010) et Pancanti, Bernakiewicz et Viceconti (2003) tendent à se rapprocher d’un modèle plus réaliste à travers la densité osseuse. Ce premier utilise l’ostéodensitométrie pour reproduire le plus fidèlement possible la géométrie 3D du fémur, ainsi que pour déterminer les modules élastiques adéquats (Rho, Hobatho et Ashman, 1995). Tandis que le second n’applique qu’une formule ayant pour variable une seule valeur de densité osseuse d’un individu sain pour chacun des types d’os (Voir Tableau 1.1, p.7).
Solutions
Pour pallier le problème du SS, des études sont menées sur l’amélioration des prothèses. Dans le cas du changement de son design, Abdullah et al. (2011) suggèrent un raccourcissement de la tige. En effet, les schémas de répartition des contraintes ne changent qu’en intensité en fonction des longueurs des tiges. Or, plus elle est courte, plus des concentrations de contraintes diminuent sur l’ensemble de l’os, amenant à une meilleure homogénéité du travail de l’os, donc à une diminution du risque de SS (Voir Figure 1.11, p.14). Fraldi et al. (2010) reprennent tout le design de la prothèse pour en définir une géométrie pouvant diminuer le risque de SS. En contrepartie, lorsque l’on veut garder la forme de la prothèse, le matériau qui la constitue peut être remplacé. Si ses propriétés mécaniques se rapprochent de celles de l’os, le SS peut diminuer selon Morscher (1984). Dans cette optique des chercheurs développent de nouveaux matériaux, tels que des composites offrant un meilleur compromis entre le SS et les micromouvements de la SP (Caouette et al., 2012; Caouette, Yahia et Bureau, 2011). Or, ces deux paramètres sont indissociables pour le développement, ou l’amélioration d’une prothèse optimale (Ruben, Fernandes et Folgado, 2012). Hedia et al. (2005) travaillent sur le changement de la rigidité de la prothèse en utilisant des matériaux bioactifs aux propriétés mécaniques différentes (collagène, hydoxyapatite, Bioglass). Cette voie de recherche est reprise par Khanoki et Pasini (2012) et Harrysson et al. (2008) qui se concentrent sur la fabrication d’implants de hanche avec matériau poreux, permettant ainsi de diminuer la rigidité du matériau.
Stabilité primaire
Suite à une opération chirurgicale, la prothèse doit être placée de façon à ce qu’elle soit stable dans le fémur, tout en présentant des micromouvements. On parle alors de SP. Ces éléments amènent ensuite à une croissance de l’os autour ou dans le fémur amenant à la stabilité secondaire. Alors que des médecins précautionnent le repos durant 30 à 40 jours après une ATH, d’autres suggèrent d’attendre plusieurs mois pour s’assurer que la phase de la SP soit finie. Durant cette période de réhabilitation, la posture du patient, ainsi que les gestes qu’il réalise dans l’exécution des tâches, sont inhabituels et mal assurés. Ils s’avèrent être donc plus critiques à la SP et donc engendrent davantage de risques de descellements (Fraldi et al., 2010; Pancanti, Bernakiewicz et Viceconti, 2003). Reimeringer et al. (2012) démontrent, via des simulations numériques, que la combinaison de la longueur, et de la forme en coupe transversale de la tige, jouent un rôle sur les micromouvements à l’interface os-prothèse. Les méthodes servant à mesurer expérimentalement ces déplacements à l’interface se développent.
À cet effet, Gortchacow et al. (2012) placent une centaine de capteurs sur la surface interne de l’os, en contact avec l’implant. Les tests n’ont été menés jusqu’à présent que sur des os cadavériques. Ruther et al. (2010), quant à eux, ont développé un système mécanique et acoustique servant à déterminer in vivo s’il y a un risque de descellement ou non de l’implant, mesurant ainsi indirectement la SP. Ceci se fait à travers des oscillateurs placés à l’intérieur de la prothèse, qui, excités par un champ magnétique, produisent des vibrations mesurables. Varini et al. (2010) travaillent sur une technique d’analyse intra-opérative, en mesurant des fréquences validant le positionnement de l’implant, afin d’assurer une SP optimale. Enfin, les épaulements (Voir Figure 1.12, p.15) sont remis en question pour assurer la SP, à travers des analyses numériques. Selon Baharuddin et Kadir (2010), ils ne servent qu’à prévenir un déplacement distal en cas de faille du maintien de la prothèse.
Les chargements imposés aux fémurs implantés varient également dans la littérature. Les scientifiques en privilégient deux, représentant la force au contact de l’articulation, ainsi que celles des abducteurs. Des études cherchent cependant à effectuer les analyses en représentant davantage de muscles tout en restant simplifiées par rapport à la réalité, comme c’est le cas de Heller et al. (2005). L’ensemble des données correspondant à celles de Bergmann, Graichen et Rohlmann (1993) (Voir ANNEXE II, page 89) sont souvent reprises (Pancanti, Bernakiewicz et Viceconti, 2003; Radcliffe et Taylor, 2007; Reimeringer et al., 2012). Elles relèvent les mouvements les plus fréquents de la vie quotidienne d’un patient venant de subir une ATH (en pourcentage de temps) : s’asseoir (44,3%), être debout (24,5%), marcher (10,2%), être allongé (5,8%) et monter les escaliers (0,4%). Une marche rapide (proche de 4km/h), mesurée à l’aide d’une prothèse instrumentée, ainsi qu’une montée d’escalier, représentent les deux activités engendrant les plus importantes forces sur la prothèse fémorale (Bergmann et al., 2001). Celles-ci se traduisent par des contraintes représentant respectivement 238% et 251% du poids de l’individu. Koyanagi et al. (2011) suggèrent également l’ajout de mouvements quotidien de la population asiatique (accroupissement, agenouillement) lorsqu’il s’agit d’un développement de prothèse en orient. De plus, la majorité des études supposent un contact os-prothèse sans frottement, afin de simplifier les modèles et donc les calculs. Ce choix est d’autant plus juste s’il est considéré que de l’os a crû dans la tige fémorale (Fraldi et al., 2010).
Méthode novatrice de fabrication additive
De nouvelles technologies de fabrication se développent et certaines peuvent être utilisées dans le domaine du médical, en particulier pour la fabrication d’un matériau moins rigide que le titane afin de diminuer le SS. Il existe notamment le Selective laser melting, ou bien l’EBM, qui est une méthode de fabrication additive ou stéréolithographie (poudre fondue par faisceaux d’électrons, strate par strate (Voir Figure 1.13,p.18)). En tant que procédé servant à la formation de l’alliage de titane Ti64Al4V poreux, il permet de concevoir, à partir de fichiers numériques issus de CAO, les formes des pièces désirées. Dans le cas du titane poreux, il est possible de faire varier les pores du métal, ces derniers servant à déterminer la rigidité du matériau, de même qu’un maintien naturel de l’implant en laissant croître l’os à l’intérieur de la structure. Étant un procédé de fabrication novateur, il n’existe actuellement sur le marché que très peu de prothèses en titane poreux obtenues par EBM. Nous en avons recensé deux en Europe, qui sont des implants cotyloïdiens fabriqués par Alder ortho et Lima Corporate.
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Table des matières
INTRODUCTION
CHAPITRE 1 REVUE DES CONNAISSANCES ET DE LA LITTÉRATURE
1.1 Anatomie du corps humain
1.1.1 Plans anatomiques
1.1.2 Appareil locomoteur
1.2 Hanche
1.2.1 Articulation coxo-fémorale
1.2.2 Fémur
1.2.2.1 Informations générales
1.2.2.2 Caractéristiques mécaniques de l’os fémoral
1.2.3 Pathologies de la hanche
1.3 Arthroplastie de la hanche et prothèses associées
1.3.1 Modèles existants
1.3.2 Techniques de maintien
1.4 Études pertinentes aux recherches
1.4.1 Phénomène du stress shielding
1.4.1.1 Origines
1.4.1.2 Zones critiques
1.4.1.3 Solutions
1.4.2 Stabilité primaire
1.4.3 Ostéo-intégration
1.4.4 Conditions limites
1.4.4.1 Système de coordonnées
1.4.4.2 Chargements
1.5 Méthode novatrice de fabrication additive
1.6 Conclusion
CHAPITRE 2 ÉNONCÉ DES OBJECTIFS SPÉCIFIQUES
CHAPITRE 3 ANALYSE D’UNE PROTHÈSE AVEC REVÊTEMENT EN TITANE POREUX
3.1 Données d’entrée aux études numériques
3.1.1 Définition du modèle
3.1.2 Propriétés des matériaux
3.2 Études numériques en condition ISO
3.2.1 Conditions limites
3.2.2 Maillage
3.2.3 Analyses
3.2.3.1 Contraintes de Von Mises
3.2.3.2 Déplacements de la prothèse
3.2.4 Conclusion
3.3 Études numériques en condition in vivo
3.3.1 Assemblage d’un fémur implanté
3.3.1.1 Choix du fémur
3.3.1.2 Étapes de construction
3.3.2 Propriétés de l’os
3.3.2.1 Conditions limites
3.3.2.2 Maillage
3.3.3 Analyses des contraintes et des déplacements dans la prothèse
3.3.3.1 Contraintes de Von Mises
3.3.3.2 Déplacements
3.3.3.3 Conclusion
3.3.4 Analyses dans l’os
3.4 Conclusion et comparaison des contextes ISO et in vivo
CHAPITRE 4 ANALYSE D’UNE PROTHÈSE À RIGIDITÉ VARIABLE
4.1 Notions utiles à l’étude
4.2 Méthodologie
4.3 Modèle numérique
4.3.1 Conditions limites
4.3.2 Propriétés des matériaux
4.3.3 Maillage
4.4 Comparaison du modèle numérique
4.5 Contraintes d’un os sain et avec implant
4.6 Contraintes de Von Mises
4.7 Étude du modèle de référence
4.7.1 Contraintes dans l’os trabéculaire
4.7.2 Contraintes dans l’os cortical
4.7.3 Comparaison des contraintes de l’os trabéculaire et de l’os cortical
4.7.4 Déplacements de l’implant
4.7.5 Déplacement dans l’os trabéculaire
4.7.6 Conclusion
4.8 Contraintes dans l’os lors d’une subdivision en trois sous-parties
4.8.1 Sous-partie 1
4.8.2 Sous-partie 2
4.8.3 Sous-partie 3
4.8.4 Conclusion
4.9 Contraintes dans l’os lors d’une subdivision en quatre sous-parties
4.9.1 Sous-parties 1 et 2
4.9.2 Sous-partie 3
4.9.3 Conclusion
4.10 Conclusion
CONCLUSION
RECOMMANDATIONS
ANNEXE I SYSTÈME DE COORDONNÉES DE L’ARTICULATION DE LA HANCHE DÉFINI PAR L’ISB
ANNEXE II SYSTÈME DE COORDONNÉES DE L’ARTICULATION DE LA HANCHE DÉFINI PAR BERGMANN, GRAICHEN ET
ROHLMANN (1993)
LISTE DE RÉFÉRENCES BIBLIOGRAPHIQUES
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