Arthroplastie totale de la hanche

Arthroplastie totale de la hanche

Arthroplastie totale de la hanche

La hanche est une articulation sphérique qui unit la cuisse au bassin (Figure 1.1 ). Elle est formée de l’os iliaque appartenant au bassin et du fémur, l’os de la cuisse. À la portion proximale du fémur se trouve la tête fémorale. Cette dernière, de forme sphérique, est recouverte de cartilage et est insérée dans la cavité cotyloïde de l’os iliaque, appelée acétabulum, également tapissée de cartilage. La tête fémorale encapsulée dans l’acétabulum devient le point de pivot de la cuisse et permet les mouvements circulaires qu’on lui cannait. Comme pour toute articulation mécanique où des mouvements répétitifs se succèdent, les surfaces mobiles de contact de la hanche s’usent et se dégradent. Avec le temps, les cartilages se rigidifient, les os se décalcifient, le tout entraînant des douleurs et limitant les mouvements. Dans les cas extrêmes, une arthroplastie totale de la hanche est nécessaire pour redonner une mobilité à l’articulation.
L’ATH est une intervention au cours de laquelle le chirurgien orthopédiste remplace les structures altérées par des prothèses pour recouvrer le mouvement de 1′ articulation. L’utilisation de prothèses non-cimentées est de plus en plus répandue, notamment pour les jeunes patients (Hardidge, Hooper et McMahon, 2003; Scheerlinck, Druyts et Casteleyn, 2004). Les étapes principales de cette chirurgie sont présentées.
Premièrement, la tête fémorale est sectionnée à la base du col fémoral. Ensuite, le canal fémoral et l’acétabulum sont alésés afin de façonner les cavités qui reçoivent les prothèses. Un ajustement par serrage est utilisé pour ancrer solidement la tige fémorale (Figure 1.2). Étant légèrement plus grosse que la cavité fémorale, la tige fémorale est impactée dans cette dernière et y reste coincée. Le même principe de fixation est généralement employé pour immobiliser la cupule métallique dans la cavité acétabulaire (Figure 1.2). La tête fémorale artificielle et l’insert de polyéthylène (Figure 1.2) complètent l’assemblage et glissent l’un sur l’autre au même titre que la tête fémorale anatomique et l’acétabulum.  Avant que l’insert de polyéthylène et la tête fémorale soient implantés, le chirurgien doit déterminer et valider leur taille. Pour ce faire, il peut utiliser des prothèses d’essai qui servent à évaluer l’amplitude de mouvement et la stabilité de l’articulation.
Les prothèses d’essai sont géométriquement identiques aux prothèses définitives pour reproduire leur comportement. Ainsi, plusieurs tailles de prothèses d’essai existent pour couvrir l’ensemble des prothèses définitives. Les prothèses d’essai sont utilisées à titre de gabarit; elles sont des outils chirurgicaux et ne sont jamais implantées définitivement dans le corps.
Pour sa part, l’amplitude de mouvement de la hanche est la mesure de l’arc généré par les positions extrêmes que la cuisse peut atteindre. Dans le cas d’une hanche prothétique, l’amplitude de mouvement de l’articulation est influencée par la géométrie de la prothèse. Ainsi, elle se quantifie par l’angle 8 (Figure 1.3), mesure de l’arc formé des positions extrêmes de la tige fémorale lorsqu’elle est en contact avec l’insert de polyéthylène. Lors de l’évaluation de l’amplitude de mouvement, le chirurgien insère une tête fémorale d’essai à l’extrémité de la tige fémorale, un insert d’essai (lE) dans la cupule métallique et remboîte l’articulation. Ensuite, le chirurgien manipule la cuisse de manière à déterminer l’amplitude de mouvement que permet l’articulation et à déceler toute instabilité qui pourrait mener à une dislocation. Advenant une amplitude de mouvement insuffisante ou une dislocation, les prothèses d’essai sont retirées et remplacées pardes prothèses d’essai de dimensions différentes ou de géométries différentes. Ce processus itératif est effectué jusqu’à ce que les composantes sélectionnées offrent une articulation stable et une amplitude de mouvement adéquate. Une fois les dimensions de la tête fémorale et de l’insert de polyéthylène validées, les prothèses d’essai sont retirées et les prothèses définitives sont implantées. Enfin, 1′ amplitude de mouvement et la stabilité de l ‘articulation sont évaluées une dernière fois avant de compléter la chirurgie.
L’ATH est une chirurgie bien maîtrisée qui donne d’excellents résultats; elle permet d’améliorer grandement les capacités fonctionnelles des patients, d’augmenter leur mobilité et de réduire significativement leur douleur (Boume et al., 2009; Daras et Macaulay, 2009). Cependant, on remarque depuis une quinzaine d’années une nette augmentation du nombre d’ATH réalisées. En 2006-2007, 24 253 ATH ont été pratiquées au Canada, soit 59% de plus qu’en 1996-1997 (ICIS, 2009). Cette augmentation est caractérisée par un remodelage du profil de la clientèle visée par l’ATH. Premièrement, le changement démographique observé dans les pays développés accroit le nombre de personnes âgées ayant recourt à une ATH (Eingartner, 2007). Deuxièmement, l’utilisation de prothèses plus performantes et de meilleures méthodes de fixation permet de pratiquer 1’ ATH chez de plus jeunes patients plus actifs (Allen, Ward et Haygood, 1995), alors que celle-ci était initialement destinée aux personnes âgées de faible niveau d’activité (Charnley, 1961). De plus, la proportion des ATH pratiquées chez des patients de moins de 65 ans, qui était de 32% en 1993, excédera 50% en 2011 (Kurtz et al., 2009).
D’autre part, les coûts annuels de santé reliés à l’ATH au Canada sont estimés à plus de 164 millions USD, et ce, en se basant sur le coût moyen d’une ATH (6766 USD ±119) (Antoniou et al., 2004). Ces coûts s’accroitront davantage, puisque l’augmentation du nombre d’ATH se poursuivra dans les années à venir (Birrell, Johnell et Silman, 1999). De plus, une plus grande utilisation de prothèses de nouvelles générations plus dispendieuses entrainera des coûts supplémentaires (Bozic et al., 2006). Conséquemment, l’ATH est une chirurgie d’avant-planqui représente un défi économique dans un contexte d’amélioration des procédures et d’optimisation des ressources.

Problématique

Lors d’une ATH, la quantité d’outils et d’équipements chirurgicaux employés est considérable. Hormis l’équipement chirurgical orthopédique habituel, tel que maillet, ciseau, scie et impacteur, une bonne partie de l’équipement est composée de prothèses d’essai. Tel que décrit à la section précédente, le chirurgien évalue l’amplitude de mouvement et la stabilité de l’articulation à l’aide d’IE de différentes dimensions. Puisque l’IE se loge dans la cupule métallique (Figure 1.4), le diamètre extérieur de l’IE doit s’adapter à la taille de la cupule métallique. À l’opposée, puisque l’IE reçoit la tête fémorale d’essai (Figure 1.4), le diamètre intérieur de l’IE doit s’ajuster à la taille de tête fémorale sélectionnée.
Les tailles de cupules métalliques les plus couramment utilisées varient de 36 mm à 72 mm
de diamètre par incrément de 2 mm. Quant aux têtes fémorales, les tailles les plus fréquentes
sont de 26, 28 et 32 mm de diamètre (ICIS, 2009).
Également, le chirurgien peut utiliser un IE qui possède une légère élévation limitant volontairement l’amplitude de mouvement dans le but de stabiliser l’articulation. Cette élévation, appelée lèvre, peut être de 10° ou 20° d’inclinaison.
En combinant toutes les dimensions et géométries possibles, on obtient plus de 1531 IE différents. Durant une chirurgie, l’orthopédiste doit avoir à sa disposition la totalité des IE. Conséquemment, trois cabarets d’lE, dont les dimensions approximatives sont de 50 cm x 30 cm x 20 cm, sont disposés autour de la table de chirurgie et occupent une place considérable.
De plus, tous les outils chirurgicaux déployés durant l’ATH doivent être nettoyés et stérilisés. Bien qu’une infime partie des IE soit utilisée par le chirurgien, l’ensemble des trois cabarets doit être nettoyé et stérilisé. Considérant les coûts reliés à la préparation, au nettoyage, à la stérilisation et à l’entreposage des IE, une économie serait réalisée en réduisant le nombre d’lE utilisés lors des ATH. Également, une quantité réduite d’IE limiterait les manipulations d’instruments chirurgicaux, diminuant ainsi les risques d’infection. Bien que le taux d’incidence d’infection suite à une ATH soit d’environ 1,5% (Esposito et Leone, 2008), l’infection est la complication la plus redoutée de cette procédure (Kaltsas, 2004). En effet, les complications d’une infection sont plus dévastatrices quecelles d’un descellement aseptique2, complication la plus fréquente suite à une ATH (Masterson, Masri et Duncan, 1998). De plus, une ATH suivie d’une infection est 3 à 4 fois plus dispendieuse qu’une ATH sans infection étant donné les soins prodigués pour traiter l’infection (Dreghorn et Hamblen, 1989; Whitehouse et al., 2002).

Solution proposée

Pour diminuer le nombre d’IE utilisés lors d’une ATH, le concept d’un insert d’essai à diamètre variable (IEDV) a été proposé par Mathieu Dansereau. Cet IEDV a la particularité de changer de dimensions et de s’adapter aux multiples tailles de cupules métalliques et de têtes fémorales. L’objectif consiste à remplacer l’ensemble des IE par un seul IEDV. L’IEDV, dont le concept a été breveté (W0/2009/023971A1), représente à ce jour l’unique produit visant à réduire le nombre d’IE.Ce chapitre présente la solution proposée antérieurement.
Une approche typique en ingénierie a été utilisée; les besoins du client ont été identifiés et associés à des caractéristiques techniques propres à l’IEDV. La conception de l’IEDV a été orientée dans le but de minimiser les cinq attributs suivants (Dansereau, 2007):
• le nombre de pièces composant l’IEDV;
• le nombre de manipulations pour modifier les dimensions de l’IEDV;
• le déplacement de l’IEDV dans la cupule métallique;
• le temps pour désassembler l’IEDV;
• le nombre de manipulations pour le désassembler.
De plus, cinq contraintes de conception (Dansereau, 2007) ont été définies de manière à ce
que le produit développé réponde à cinq critères essentiels. Ainsi, l’IEDV devait absolument :
• s’adapter aux cupules métalliques de 48 à 68 mm de diamètre;
• recevoir les têtes fémorales de diamètres 26, 28 et 32 mm;
• offrir la possibilité d’ajouter une lèvre d’inclinaison de 10°;
• conserver les fonctions de base de l’insert d’essai conventionnel;
• être biocompatible.
La solution proposée est composée de deux sous-systèmes : un mécanisme de déploiement (Figure 1.6) qui s’adapte aux différentes tailles de cupules métalliques et de sièges interchangeables (Figure 1.6) pour recevoir différents diamètres de tête fémorale.

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Table des matières

INTRODUCTION
CHAPITRE 1 DÉFINITION DU PROJET
1.1 Arthroplastie totale de la hanche
1.2 Problématique
1.3 Solution proposée
1.3.1 Mécanisme de déploiement
1.3.2 Sièges interchangeables
1.3.3 Capacités de l’IEDV
1.4 Recommandations
1.5 Objectif principal et objectifs spécifiques
CHAPITRE 2 MÉTHODOLOGIE
2.1 Amélioration du concept proposé
2.1.1 Augmentation de la résistance mécanique
2.1.2 Modification du sélecteur de dimensions
2.1.3 Conception du mécanisme de blocage du siège
2.1.4 Fabrication du prototype géométrique
2.2 Évaluation de l’amplitude de mouvement
2.3 Évaluation de la résistance mécanique
2.3.1 Définition des conditions de chargement
2.3.2 Simulation numérique par éléments finis
2.3.3 Essais expérimentaux
CHAPITRE 3 RÉSULTATS
3.1 Amélioration du concept proposé
3.1.1 Augmentation de la résistance mécanique
3.1.2 Modification du sélecteur de dimension
3.1.3 Mécanisme de blocage du siège
3.1.4 Évaluation du prototype géométrique
3.2 Évaluation de 1′ amplitude de mouvement
3.3 Évaluation de la résistance mécanique
3.3.1 Validation de la simulation numérique
3.3.2 Évaluation de la résistance mécanique par simulation numérique
CHAPITRE 4 DISCUSSION
4.1 Amélioration du concept proposé
4.2 Évaluation de l’amplitude de mouvement
4.3 Évaluation de la résistance mécanique
CONCLUSION

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