Soutenance mémoire
Les prothèses totales de hanche, leur descellement et le polyéthylène
Matériaux de support mécanique
Les matériaux de support sont des alliages choisis pour leur biocompatibilité et leur résistance aux efforts répétés. En effet, l’articulation de la hanche doit supporter 3 à 5 fois le poids du corps humain en utilisation normale, 7 à 8 fois lors de la course, du lever d’une chaise ou d’une descente rapide d’escalier 41. Les matériaux de support constituent : la tige implantée dans la diaphyse fémorale, la tête fémorale de substitution prothétique et la cupule prothétique incluse dans l’acétabulum. La pose d’une prothèse totale de hanche s’accompagne d’un phénomène dénommé le Stress Shielding (mot à mot : effet de bouclier contre la contrainte) consistant en un report des contraintes subies habituellement par l’os sur les composants de la prothèse. Ce shunt de l’os s’accompagne à long terme de son remaniement autour de l’implant, conduisant par exemple à une ostéopénie visible sur les radiographies de suivi postopératoire, comme celles de l’étude de Bugbee et al. 11.
Les prothèses actuelles sont imaginées afin de limiter le phénomène de Stress Shielding. Ellison et al. 20 ont testé une prothèse dont la tige, le Composant Fémoral Prothétique Poreux à Tête Mallory (Biomet, Warsaw, Indiana, Etats Unis), provoque moins de remodelage osseux qu’observé habituellement. L’implant allie un revêtement particulier, une technique de pose et les caractéristiques élastiques du titane afin de prévenir le Stress Shielding. En effet le titane dont le module d’élasticité ou module de Young* est plus faible que celui de l’acier-inox ou du chrome-cobalt (Demangel19), présente un différentiel de rigidité entre l’os et l’implant moins important, ce qui réduit le transfert de contraintes entre l’os et la tige. Dans notre étude nous avions choisi des implants en acier-inox. Le choix de nos implants en acier-inox plutôt qu’en titane résultait de notre volonté d’utiliser des implants dans le même matériau que la prothèse qui était en développement parallèlement à notre étude. Cette prothèse révolutionnaire devait avoir un joint étanche aux particules et était en inox chirurgical.
Matériaux d’ancrage
Les matériaux d’ancrage doivent permettre une implantation stable de la face extérieure de la cupule dans l’acétabulum et de la tige dans le fût diaphysaire fémoral. C’est le traitement de surface de la cupule et de la tige qui en permet l’obtention. Ces matériaux sont très divers. Nous allons citer les plus employés actuellement et qui sont retenus pour notre étude. Un premier type est celui du micro-ancrage35 aboutissant à une fixation mécanique de l’implant qui présente à sa surface de micro-irrégularités formant des anfractuosités dans lesquelles se fait la repousse osseuse. Le procédé d’obtention du micro-ancrage qui nous intéresse est celui consistant à projeter par la technique du « Plasma Spraying » ou torche à plasma, des grains de titane sur le matériau support initialement lisse. L’implant ainsi obtenu est nommé, depuis les études de Welsh et al. 47, implant à « revêtement poreux ». Le diamètre des « pores » correspond à la taille des anfractuosités obtenues. Bobyn et al. 7,8 démontrent que la taille optimale de ces pores est de 50 à 400μm. Dans notre étude l’extrémité proximale de tous nos cylindres tests est recouverte d’un revêtement dont les pores sont de 100 à 300 μm, ce qui doit favoriser la formation de l’ancrage et d’un joint entre la cavité articulaire et l’os.
Sur certaines prothèses il est possible d’ajouter à ce revêtement une couche supplémentaire constituée d’un ostéoconducteur : substance favorisant par liaisons chimiques, la multiplication des ostéoblastes dans les anfractuosités du revêtement poreux. L’ancrage est alors de type physico-chimique et dénommé bioactif. Le biomatériau ostéoconducteur le plus couramment utilisé est l’hydroxyapatite (HA) de la famille des céramiques de phosphate de calcium. Jarcho et al. 22 montrèrent que l’hydroxyapatite et l’os sont d’une structure chimique voisine. Selon Ducheyne et al. 18 la repousse osseuse se fait d’abord par envahissement de l’HA puis par son remplacement par de l’os lamellaire. Selon le Professeur Massin, ce remplacement se produit en moyenne en quatre ans sur les prothèses totales de hanche.
Le revêtement est obtenu en projetant l’HA en couche sur le support métallique toujours grâce à une « torche à plasma » : l’HA est mise en suspension dans un gaz ionisé à très haute température et circule à grande vitesse (vitesse proche de celle du son). Ce type de revêtement a été rajouté sur nos implants tests au niveau du joint osseux. Enfin, l’ancrage prothèse-os peut être obtenu selon un procédé de macro-ancrage : la prothèse est entourée d’un « ciment » assurant sa fixation sur l’os. Le plus utilisé étant un « ciment » acrylique, le polyméthylmétacrylate. Nous utiliserons dans notre étude, ce type de ciment pour ancrer tous nos implants sur les deux tiers distaux de tous les cylindres et au niveau proximal seulement en ce qui concerne les cylindres entourés de joints dit acryliques.
Matériaux de contact
Les matériaux de contact, dans les conditions normales de fonctionnement d’une prothèse totale de hanche sont ceux constituant la tête et la face interne de la cupule prothétique. C’est le frottement de ce couple de contact qui produit les particules dans la cavité articulaire. Ces matériaux de contact sont aussi très variés selon le type de prothèse. Pour certains patients, jeunes et très actifs, on implante des prothèses alumine-alumine, dont l’insert en fond de cupule et la tête fémorale sont en céramique d’alumine. L’intérêt de ces prothèses réside dans le coefficient de friction céramique-céramique très bas (0,06 après une phase de rodage contre 0,1 pour le couple acier-polyéthylène). Mais ce type de prothèse est très onéreux, et du fait d’une technique d’implantation particulière, il ne convient qu’à des cas présentant une dysplasie ou une destruction acétabulaire peu importante et aucune ostéoporose (Bizot et al. 6). Le couple qui nous intéresse dans notre étude est celui formé par une tête en métal et un insert en polyéthylène couvrant l’intérieur de la cupule métallique. L’avantage de ce type de prothèse est sa longue durée de vie dans le cas d’une utilisation modérée, si l’insert est d’épaisseur suffisamment importante et si la tête est convenablement petite et lisse, et la possibilité de l’implanter dans un os déformé ou délabré. Elle est communément utilisée chez les patients âgés.
Polyéthylène, physico-chimie et utilisation pour les PTH
Les polyéthylènes sont obtenus par polymérisation d’un monomère hydrocarbure, l’éthylène (CH2=CH2) : la polymérisation de n (CH2=CH2) donne naissance à un polymère de formule générique (-CH2-CH2-)n . Cette formule est caractéristique de tout polyéthylène, mais chacun d’eux présente un degré de polymérisation n différent et possède donc des caractéristiques physico-chimiques et mécaniques différentes, ce qui les rend utilisables dans des domaines très variés. Ce fut John Charnley14 en 1960 qui proposa le polyéthylène comme composant de la cupule prothétique cotyloïdienne en face interne, composant du « couple » de frottement tête-cupule. Il prenait ainsi la relève du Teflon qui donnait lieu à une usure rapide et importante. Philippe Massin32 a détaillé les propriétés physico-chimiques du polyéthylène déterminant ses propriétés mécaniques et les raisons de son utilité en orthopédie. La première propriété physico-chimique déterminante et mesurable est la masse moléculaire : en orthopédie, le polyéthylène utilisé a une masse moléculaire de 4 millions d’UMA, Unité de Masse Atomique (la masse atomique du noyau d’éthylène étant de 28 UMA et la masse moléculaire d’un polymère étant obtenue en multipliant la masse atomique du monomère par n ; le degré de polymérisation du polyéthylène en orthopédie est donc de l’ordre de 142 900).
Expérimentalement, la masse moléculaire d’un matériau peut être mesurée, sur un matériau brut, avant usinage et stérilisation, par la viscosité intrinsèque de solutions diluées. L’intérêt étant de mesurer la variation de la masse moléculaire entre le matériau brut et le spécimen implanté afin d’évaluer l’altération physico-chimique éventuelle subie par ce dernier. Sur spécimen, la mesure de la masse moléculaire du polyéthylène ne peut être relativement fiable que par spectroscopie à infrarouge.
La deuxième propriété physico-chimique déterminante est la cristallinité : c’est-à-dire le pourcentage de phase cristalline contenue dans le polymère après le refroidissement qui suit la polymérisation. La phase cristalline est un état de super structure très organisée (comme celle des cristaux de sels) comparée à la phase amorphe, état de faible densité peu organisé (comme celle du caoutchouc). Elle est mesurable notamment par une méthode de mesure de l’énergie absorbée, ou par mesure de la densité mais uniquement sur du polyéthylène n’ayant subi aucune dégradation. En orthopédie, le polyéthylène utilisé possède une cristallinité de 45 à 50%. Sa superstructure apparait comme un assemblage de sphérolites (polymères constitués par des molécules liées en une « chaîne d’arpenteur » en assemblage « froissé »).
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Table des matières
Liste des tableaux
Liste des figures
Liste des photographies
Liste des annexes
Liste des abréviations
Introduction
Chapitre 1 : Etude Bibliographique :
Les prothèses totales de hanche, leur descellement et le polyéthylène
1.1. Constitution des prothèses totales de hanche et choix des matériaux pour notre étude
1.2. Polyéthylène, physico-chimie et utilisation pour les prothèses totales de hanche
1.3. Polyéthylène et descellement
1.4. Conclusion
Chapitre 2 : Matériel et Méthode
2.1. Matériel
2.2. Méthode
Chapitre 3 : Résultats
3.1. Analyse radiologique
3.2. Analyse histologique
3.3. Conclusion
Chapitre 4 : Discussion
4.1. Méthodologie
4.2. Analyse des résultats
4.3. Objectifs
Conclusion
Bibliographie
Annexes
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