Rapport Projet de Fin d Etude

Transcription

1 Rapport Projet de Fin d Etude 24/02/2012 Sujet : Biomécanique de la prothèse d épaule et calculs en éléments finis Etudiants : CHERY Johann / DIAKITE Julien Tuteurs : Pr. Luc FAVARD / René LEROY

2 1

3 Etude biomécanique de la prothèse d épaule et calculs en éléments finis 2

4 Remerciements Nous tenons tout d abord à remercier le Professeur Luc FAVARD, Chirurgien orthopédique du CHU Trousseau de Tours, étant l instigateur de ce sujet, il a pu nous définir clairement nos objectifs et nous apporter l aide nécessaire lorsque nous en avions besoin. Particulièrement au niveau de toutes les connaissances chirurgicales et anatomiques dont nous ne disposions pas. Nous remercions aussi Monsieur René LEROY, Maître de conférences de l Ecole Polytechnique Universitaire de Tours, le tuteur et responsable de ce projet qui nous a conseillé au sein de nos démarches. Et enfin, nous sommes reconnaissants envers Monsieur Florent CHALON, Maître de conférences de l Ecole Polytechnique Universitaire de Tours, pour nous avoir guidés sur l étude en éléments finis d un système complexe. Ses connaissances nous ont apportées un gain de temps considérable et une fiabilité dans nos résultats. 3

5 Résumé Ce Projet de Fin d Etude est basé sur la biomécanique de la prothèse d épaule. Il a été observé un phénomène d encoche sur la prothèse d épaule totale inverse utilisée couramment. En position basse du bras, une partie de l implant rentre en contact avec l omoplate et donc créer au fil du temps une détérioration de l os. Il a alors été trouvé de nouvelles solutions pour palier à ce problème. Le but est donc d étudier ces nouvelles prothèses évitant ce risque mais dont on doit vérifier le comportement mécanique afin de s assurer qu elles n entraînent pas de nouveaux désagréments. Nous allons comparer les trois nouvelles prothèses à l ancienne, étant donné que celle-ci ne présentait pas d autre problème que celui de l encoche. Cette comparaison est réalisé sur le mouvement d abduction du bras à 30,60 et 90. Pour ce faire, nous avons modélisé nos prothèses sous Catia avant de les importer sous Ansys Workbench afin d étudier leurs résistances mécaniques grâce à des calculs en éléments finis. Des contraintes sont observées localement mais reste insuffisante pour porter préjudice à l ensemble de l articulation prothétique de l épaule. Mots clés : Epaule, éléments finis, biomécanique, prothèse, encoche Summary This project is based on a biomechanical study of the shoulder prosthesis. It was observed a phenomenon of notch on the reversed total shoulder arthroplasty. When arm is down a part of the implant touch the scapula therefore a notch could appear over time. New solutions are founded to avoid this problem. So the aim is to study these new prosthesis which avoid this hazard but we have to check their mechanical behavior in order to be sure there is no new inconvenience. We will compare the new prosthesis to the older because this one did not produce any trouble except the notch. This comparison is made on abduction movement to 30, 60 and 90. We have modeled our new prosthesis with the Catia software then import them on Ansys Workbench to study their mechanical resistance with a finite element model. Stresses are observed but they remain too weak to deteriorate the prosthesis or the shoulder. Keywords: Shoulder, finite element, biomechanics, prosthesis, notch 4

6 Glossaire Encoche : Entaille provoquée dans l os lors de la mise en contact avec la prothèse. Humérus : Os du bras. Glène : Partie de l omoplate en contact avec la tête humérale pour permettre l articulation de l épaule. Deltoïde : Un des muscles principaux pour permettre le mouvement du bras Coiffe des rotateurs : Ensemble des tendons de muscles situé au niveau de l articulation de l épaule permettant sa tenue et sa fonctionnalité. Glénosphère : Partie sphérique de la prothèse implantée dans l omoplate ou remplaçant la tête humérale. Tige Diaphysaire : Partie de la prothèse implantée dans l humérus du patient. Cupule : Partie de la prothèse fixée sur la tige diaphysaire et accueillant la glénosphère. Le contact entre la cupule et la glénosphère reproduit l articulation de l épaule. Descellement : Désolidarisation de la prothèse et de l os Arrachement : Fragilisation puis rupture de la prothèse et/ou fracture osseuse. Prothèse anatomique : Elle reproduit la même anatomie que l articulation humaine. Elle est utilisée pour remplacer la tête de l humérus chez des patients porteurs d une arthrose gléno-humérale ou victimes de fracture et dont les tendons de la coiffe des rotateurs sont encore sains. Prothèse inverse : Celle-ci ne respecte plus l anatomie humaine car la glénosphère ne remplace plus la tête humérale mais vient se fixer dans l omoplate. La tête humérale coupée est remplacée par la cupule. Elle est indiquée chez les patients plus âgés, de plus de 65 ans qui ont l association d une arthrose gléno-humérale et d une rupture de la coiffe des rotateurs. 5

7 Sommaire Résumé 4 Glossaire 5 Introduction 8 I. Rappels anatomiques sur l épaule humaine 9 a. Notre épaule et ses muscles 9 b. Notre épaule et ses os 10 II. Les prothèses d épaule 11 a. Historique 11 i. Avant Grammont 11 ii. Prothèse de Grammont 12 iii. Après Grammont 13 b. Problèmes liés aux implants 14 i. Risques généraux 14 ii. Risques spécifiques 14 III. Les nouvelles prothèses d épaule inversées 16 a. 1 ère méthode : Décentrée 16 b. 2 ème méthode : Latéralisée 17 c. 3 ème méthode : Latéralisé avec greffe osseuse 17 IV. Les sollicitations à étudier 19 a. Les différents mouvements du bras 19 b. Détermination des efforts 21 V. Modélisation 3D (sous CATIA) 24 a. Modifications 24 b. Assemblage 25 VI. Analyse en éléments finis (sous ANSYS Workbench) 27 a. Matériel et Méthode 27 b. Exploitation des résultats 32 VII. Conclusion 39 VIII. Annexes 40 IX. Bibliographie 45 6

8 Table des illustrations Figure 1 : muscles de l épaule vue de face 9 Figure 2 : muscles de l épaule vue de face et de dos 9 Figure 3 : os et tendons de l épaule 10 Figure 4 : muscles de la coiffe des rotateurs 10 Figure 5 : première prothèse d épaule par Jules Emile Pean en Figure 6 : prothèse d épaule Mark 1 et Mark 3 de Neer 11 Figure 7 : prothèse Neer 2 12 Figure 8 : premier dessins de prothèse d épaule 12 Figure 9 : glénosphère 2/3 de sphère par Grammont 13 Figure 10 : Prothèse de Grammont, Delta 3 13 Figure 11 : classification des encoches 15 Figure 12 : usure du polyéthylène lors d un conflit inférieur 15 Figure 13 : dessin d une glénosphère décentrée 16 Figure 14 : dessin d une glénosphère latéralisée 17 Figure 15 : dessin d une glénosphère latéralisée avec greffe osseuse 18 Figure 16 : principe de la latéralisation osseuse 18 Figure 17 : différents plans de l Homme 19 Figure 18 : mouvement d abduction du bras vue de dos 20 Figure 19 : graphique de trois modèles représentant la force appliquée à l articulation en fonction de la position du bras 21 Figure 20 : direction de la force 22 Figure 21 : à Figure 22 : à Figure 23 : à Figure 24 : surface de la glénosphère en contact suivant la position du bras 23 Figure 25 : assemblage + vue éclatée de la prothèse décentrée 25 Figure 26 : assemblage + vue éclatée de la prothèse latéralisée 25 Figure 27 : assemblage + vue éclatée de la prothèse latéralisée avec greffe 26 Figure 28 : assemblage importé sous Ansys 27 Figure 29 : création des 3 systèmes de coordonnées 27 Figure 30 : définition du premier contact 28 Figure 31 : définition du deuxième contact 28 Figure 32 : définition du troisième contact 29 Figure 33 : génération du maillage 29 Figure 34 : insertion des forces suivant chaque système de coordonnées 30 Figure 35 : sélection des surfaces définit comme support fixe 31 Figure 36 : caractéristiques mécanique de l Os et du Cr-Co 31 Figure 37 : caractéristiques de l Os humain 31 Figure 38 : schéma montrant les zones de concentration de contrainte 32 Figure 39 : support vis en un bloc 32 Figure 40 : support vis modélisé avec une vraie vis 32 Figure 41 : graphe comparant les résultats obtenus dans chaque support vis 35 Figure 42 : vue éclaté de la prothèse latéralisé modélisé avec une vraie vis 38 7

9 Introduction Durant notre cinquième et dernière année, nous avons à réaliser l un des projets le plus important de notre cursus étudiant, le Projet de Fin d Etude. En effet, il s agit d un travail en autonomie quasi complète précédent notre insertion imminente dans le monde professionnel. Ayant choisit l option Biomécanique et Design Sensoriel, notre choix s est porté vers un sujet correspondant. Nous avons donc opté pour le sujet «Etude biomécanique des prothèses d épaule» avec comme encadrants M. René Leroy et le Pr. Luc Favard, éminent chirurgien orthopédique du CHU Trousseau de Chambray les Tours. Notre étude consiste à reprendre les travaux effectués par Oliver Tillement [1] (Ecole Polytechnique de l Université de Tours, promotion 2008). Depuis, les prothèses d épaule inversées ont été modifiées suite à d importants problèmes d encoche sur l omoplate. Nous évoquerons, tout d abord, l anatomie de l épaule humaine ainsi que l histoire des prothèses afin de situer le sujet dans son contexte. Puis nous analyserons les nouveaux types de prothèses utilisées afin d en vérifier leurs validités. Pour cela, nous devrons déterminer l évolution des contraintes à l aide d une conception 3D et d une modélisation en éléments finis sous différentes sollicitations. Nous utiliserons respectivement les logiciels Catia et Ansys Workbench. Aux vus des résultats obtenus, nous pourrons conclure quant au fait que ces nouvelles prothèses d épaule évitent les problèmes d encoche et surtout qu elles n altèrent en rien leur résistance. Une comparaison des différentes solutions technologiques sera effectuée afin d en déterminer leurs faiblesses et leurs avantages. Il faut savoir que les Chirurgiens ont leurs habitudes et qu ils utilisent souvent la même prothèse d épaule. Cependant, chaque patient est différent et le choix de la meilleure prothèse résulte du meilleur compromis. 8

10 I. Rappels anatomiques de l épaule humaine Afin de situer, les différents termes utilisés durant ce rapport. Voici des représentations de l anatomie de notre épaule. a. Notre épaule et ses muscles Figure 1 : muscles de l'épaule vue de face Lors de l intervention par voie supéro-externe de l implant d une prothèse d épaule, le muscle deltoïde doit être sectionné pour atteindre l humérus. Figure 2 : muscles de l'épaule vue de face et de dos Lors de l intervention par voie delto-pectorale de l implant d une prothèse d épaule, c est le muscle Sous-scapulaire qui est sectionné pour atteindre l Humérus. 9

11 b. Notre épaule et ses os Figure 3 : os et tendons de l'épaule Quelque soit l intervention, la tête humérale est sectionnée afin d obtenir une surface plane. Dans le cas d une prothèse anatomique, cette partie est remplacée par un artefact artificiel. Pour les prothèses inversées, cette opération permet simplement de faciliter l implantation de la tige diaphysaire à l intérieur de l humérus. La sphère glénoïdienne est implantée dans la glène de l omoplate. La Coiffe des Rotateurs Elle est composée de la convergence des tendons de quatre muscles : Muscle sous-scapulaire Muscle infra-épineux Muscle petit rond Muscle supra-épineux Figure 4 : muscles de la coiffe des rotateurs Sa fonction principale est d assurer la coaptation fonctionnelle de l articulation et le centrage dynamique rotatoire de la tête humérale. En somme, c est elle qui maintient entièrement l articulation de l épaule et qui en assure son mouvement. 10

12 II. Les prothèses d épaule a. Historique Dans l histoire de la prothèse [2][3], Grammont est celui qui aura le plus laissé son empreinte et de loin c est pourquoi nous présenterons l avancé des prothèses en comparaison avec ses recherches. i. Avant Grammont Nous pouvons presque dire que l arthroplastie de l épaule est une tradition française car la première prothèse d épaule fut réalisée par Jules Emile Pean en 1893 à l hôpital International de Paris. Cette opération fut un succès. Lorsqu on retira la prothèse du patient, il avait récupéré une mobilité satisfaisante alors que quelques mois auparavant il était atteint d une tuberculose à l épaule. Figure 5 : première prothèse d'épaule posée par Jules Emile Pean en 1893 Elle était composée d une tige humérale en platinite reliée à un système de cardan articulé sur une tête en caoutchouc. Après une longue période sans nouvelles avancées, un nouveau grand nom apparu dans les années 1950, Charles S. Neer. Il conçoit une prothèse humérale en alliage cobalt-chrome comportant une tête prothétique très proche d une tête humérale anatomique associée à une tige humérale (avec mise en place sans ciment). Elle été conçue pour le traitement des fractures-luxations de la partie haute de l humérus. Neer reste la référence dans le monde entier en ce qui concerne la classification des fractures de l extrémité supérieure de l humérus. Sa première prothèse conçue fut la Neer I. Dans les années 60-70, Kessel et Neer s intéressèrent aux prothèses d épaule qui pourraient se passer de la coiffe des rotateurs. Ils profitent de l innovation du ciment acrylique de Charnley pour la fixation solide de la pièce glénoïdienne dans l omoplate. Cependant, l implant glénoïdien des prothèses de la série Mark (1 à 3) a tendance à s arracher sous la pression des forces de cisaillement, Neer abandonne donc vite ces prothèses. Figure 6 : prothèse d'épaule Mark 1 et Mark 3 de Neer A la suite de cet échec, Neer conçoit en 1973 la première prothèse d épaule totale constituée de deux implants, l un huméral en chrome-cobalt et l autre glénoïdien en polyéthylène, c est la prothèse Neer II. Des résultats plutôt convaincants on été rapportés à 11

13 long terme jusqu à 1995, ce pourquoi elle est toujours utilisée de par le monde. Elle correspond donc à la première génération de prothèse d épaule. Figure 7 : prothèse Neer 2 En parallèle, dans les années 70, de nombreuses prothèses sont imaginées mais toutes s exposent à des difficultés biomécaniques car toutes s éloignent de l anatomie normale de l épaule. ii. Prothèse de Grammont En 1985, Grammont vient révolutionner le monde de la prothèse d épaule grâce à son principe de médialisation et d abaissement du centre de rotation et sa prothèse inversée qui en découle. La médialisation du centre de rotation augmente le bras de levier deltoïdien et diminue les contraintes en cisaillement sauf au début de l élévation, d où la nécessité d un vissage en triangulation. De plus, la disposition inversée de la prothèse permet d appliquer les forces résultantes vers le centre de la sphère glénoïdienne, ce qui est favorable à sa tenue et à sa longévité. Figure 8 : premiers dessins de prothèse d'épaule La première prothèse de Grammont, en 1985, est composée de deux éléments : L implant glénoïdien est une glénoshpère de 2/3 de sphère qui s emboite préalablement préparée. La partie humérale est une trompette cimentée en polyéthylène dont la partie haute est évasée sur l équivalent d un tiers de la sphère. Cette prothèse semi contrainte restaure la stabilité de l articulation et permet au patient de lever le bras même avec une coiffe non fonctionnelle. 12

14 Figure 9 : glénosphère 2/3 de sphère par Grammont Cependant, la glénosphère de 2/3 de sphère met le centre de rotation légèrement en dehors du milieu de la glène, cela a pour conséquence d augmenter les contraintes de cisaillements et c est pourquoi Grammont à évoluer vers la conception de la Delta 3. Le deuxième modèle de prothèse de Grammont, la Delta 3, apparue en Plusieurs générations se sont suivies avec des améliorations sur la métaglène, le vissage en triangulation, la prothèse humérale, tige diaphysaire etc pour aboutir finalement à la prothèse Delta III troisième génération. Celle-ci est posée depuis plus de 20 ans et ses résultats sont donc bien connus. Toutes les séries montrent une récupération de l élévation active de l ordre de 120 à 130. Aucune autre technique ne permet actuellement un tel gain d amplitude dans le cas d une rupture massive de la coiffe des rotateurs. Figure 10 : prothèse de Grammont, Delta 3 Il est aujourd hui acquis et incontestable que le concept de M. Paul Grammont est valide et qu il a révolutionné la chirurgie prothétique de l épaule. Ceci dit, cette prothèse n est tout de même pas sans problème car il existe notamment des risques d encoche très important. Voir la partie concernée ci-dessous. iii. Après Grammont Dans la continuité des recherches de Grammont, quelques nouvelles prothèses apparurent dans les années La société TORNIER, par exemple, proposa une prothèse inversée respectant les concepts biomécaniques décrits par Grammont. La nouvelle amélioration est la possibilité de régler la tension du deltoïde à l aide de rehausseurs et de cupules en polyéthylène de différentes épaisseurs. Puis de nouvelles se rapprochant plus ou moins de la 13

15 DELTA et de la TORNIER apparaissent, notamment celles qui nous intéresserons dans ce sujet. b. Problèmes liés aux implants Tout d abord, nous allons présenter les risques généraux qui existent autour de l implantation d une prothèse d épaule. Ces complications chirurgicales potentielles sont variées mais rares. Certaines sont communes à toutes les interventions, d autres sont plus spécifiques. i. Risques généraux : Hématome Troubles de cicatrisation Troubles de la sensibilité par atteinte des petits nerfs sensitifs sous-cutanés Blessure d'une veine, d'une artère Elongation ou paralysie transitoire d'un nerf Infection superficielle ou profonde (grave et peu nécessiter une seconde intervention) Complication thromboembolique : phlébite et/ou embolie pulmonaire. ii. Risques spécifiques : Défaut de cicatrisation avec possible apparition d une nécrose cutanée Raideur (concerne plutôt les cas de fracture) Douleurs résiduelles Instabilité de la prothèse (liée à l état de la structure musculaire et tendineuse qui l entoure) Rupture secondaire de la coiffe des rotateurs Descellement Usure de la prothèse (durée de vie espérée de 15 à 20 ans) Arrachement Les autres complications mécaniques sont représentées par les fractures autour de la prothèse et par les ruptures d implants qui peuvent survenir soit spontanément (excès de contraintes) soit à la suite d'une chute. En générale, ces risques peuvent être diminués voir corrigés par des soins adéquats. 14

16 Enfin, il existe un autre risque majeur, celui sur lequel notre sujet est basé. Les problèmes d encoche qui surviennent lorsque l implant vient rentrer en contact avec l omoplate. Ces complications ont pour effet de détériorer prématurément l implant (au niveau de la cupule) et causer des douleurs et conséquences graves pour le patient. L apparition d une encoche est corrélée à une dégradation du résultat clinique qui à moyen et long terme semblent préoccupants. De plus, Les débris d usure du polyéthylène génèrent une réaction granulomateuse, responsable de l agrandissement de l encoche. Figure 11 : classification des encoches Figure 12 : usure du polyéthylène lors d un conflit inférieur Les encoches peuvent être plus ou moins importantes selon l avancement de l usure. Sur la figure 11, on observe bien les conséquences des encoches sur la cupule. Le couple de friction le plus équivalent au corps humain est acier polyéthylène, des recherches sont menées actuellement mais aucune autre paire n a pour le moment été trouvée. La prévalence de cette encoche varie de manière importante en fonction des séries de 40 % à 94 % [4] et son impact sur les résultats fonctionnels reste encore discuté. Malgré tout, certaines études publiées avec un recul suffisant et en particulier celle du Pr. Favard et Pr. Guery font état d une dégradation nette des résultats fonctionnels entre 5 et 6 ans. Si l apparition d une encoche n entraîne pas de manière systématique un descellement glénoïdien, elle en est parfois directement responsable et il apparaît indispensable de tenter d en limiter l apparition. L hypothèse de descellements de l implant glénoïdien comme origine de douleurs chez certains patients est donc à priori à prendre en compte. Pour pallier à l apparition de ces encoches, on utilise dorénavant des prothèses d épaule inversées quelque peu modifiées. 15

17 III. Les nouvelles prothèses d épaule inversées Pour résoudre ces problèmes d encoche, de nouvelles prothèses sont dorénavant utilisées. Nous allons ici étudier trois d entre elles. 1 ère méthode : Décentrée Il s agit d un implant avec glénosphère décentrée. Le but est d abaisser le centre de la sphère glénoïdale afin de protéger la partie inférieure de l omoplate du conflit avec la cupule. On retrouve une position de l humérus plus proche de l anatomie ce qui engendre une amélioration du bras de levier du deltoïde. En général, le comportement mécanique est donc comparable avec les implants déjà existants en apportant toutefois un bénéfice théorique clair par rapport au conflit inférieur. Figure 13 : dessin d'une glénosphère décentrée Remarque : la méthode de translation distale de la sphère glénoïdienne permet un positionnement adéquat de l embase. Risque : Il y a un risque notable d encoche supérieur lorsque le bras est en position haute. 16

18 2 ème méthode : Latéralisée Cette fois, la glénosphère est latéralisée c'est-à-dire que l on décale son centre de rotation vers l extérieur. Grâce à ce concept, l implant ne peut plus arriver en contact avec l omoplate. La latéralisation du centre de rotation permet d améliorer très nettement les rotations en retardant le conflit avec le col de la scapula. Figure 14 : dessin d'une glénosphère latéralisée Risque : Le choix d une glène latéralisée impliquant une latéralisation du centre de rotation a pour conséquence un excès de contraintes sur l embase glénoïdienne et une diminution du bras de levier du deltoïde. 3 ème méthode : Latéralisée avec greffe osseuse Cette 3 ème méthode reprend la seconde à la différence que dans ce cas la latéralisation est obtenue grâce à une rondelle osseuse ajoutée entre la glène et la glénosphère. Celle-ci est prélevée auparavant sur la tête humérale. La longueur du plot est augmentée en conséquence. La réhabitation osseuse sur celui-ci est donc plus importante et permet une meilleure consolidation de l ensemble et ainsi évite les contraintes d arrachements de la solution précédente. 17

19 Figure 15 : dessin d'une glénosphère latéralisée avec greffe osseuse Il semble selon les auteurs que l on retrouve, avec cette technique, un peu moins de 20 % d encoches à deux ans [5]. Figure 16 : principe de la latéralisation osseuse Remarque : Cette méthode est très utilisée notamment par le Pr. Favard. Risque : La latéralisation que cela induit est probablement bénéfique à l action des rotateurs externes, mais diminue d autant le bras de levier du deltoïde, ce qui n est pas sans conséquences mécaniques sur la force nécessaire à l abduction. De plus, Une seconde intervention s avèrerait très compliquée du fait de la reconstruction osseuse. 18

20 IV. Les sollicitations à étudier a. Les différents mouvements du bras Les différents mouvements du bras possibles peuvent être décrits dans 3 plans. Figure 17 : différents plans de l'homme l Adduction / Abduction : L'abduction est l'élévation du bras dans le plan frontal (plan B). Elle est due à la contraction simultanée du deltoïde principalement et du supra-épineux. Ce dernier "plaque" la tête contre la glène, évitant l'ascension de la tête humérale. L'amplitude maximale est de 180 (verticale) et résulte de la mobilisation combinée de la gléno-humérale et scapulo-thoracique, cette dernière fournissant le tiers de l'amplitude totale ( ). L'adduction se fait grâce aux muscles rhomboïdes 1, grand rond, grand dorsal et grand pectoral. Elle est de 60 maximum. L adduction est la principale cause d encoche sur les prothèses classiques inversées l Antéflexion / Extension : Caractérise le mouvement du bras dans le plan Sagittal (plan A). L'antéflexion ou élévation antérieure (ou encore antépulsion) nécessite les muscles deltoïde, coracobrachial et grand pectoral puis le trapèze et grand dentelé pour atteindre 180. L'extension est réalisée par les muscles petits et grand ronds, deltoïde (faisceau postérieur) et grand dorsal. La latéralisation du centre de rotation permet d améliorer très nettement cette mobilité. Par exemple, une latéralisation de 10 mm donne un gain de 20 de flexion. 1 Muscle thoracique dorsal, pair, plat, situé entre le rachis et la scapula 19

21 La Flexion-Horizontale / Extension-Horizontale : Caractérise le mouvement du bras dans le plan Transverse (plan C). La latéralisation du centre de rotation permet là aussi d améliorer ce geste. La Rotation Interne / Rotation Externe : La rotation interne a une course de 60 lorsque la main est placée devant le tronc et de 120, la main derrière le tronc. Elle résulte de l'action des muscles : grand dorsal, grand rond, sous-scapulaire et grand pectoral. Elle peut être évaluée par la position de la main par rapport à une vertèbre. La rotation externe atteint 60 environ et est due aux muscles infra-épineux et petit rond. Dans le cas de notre projet nous étudierons les mouvements d adduction/abduction dans le plan frontal. Et nous nous limiterons à analyser trois positions, 30, 60 et 90. Figure 18 : mouvement d'abduction du bras vue de dos 20

22 b. Détermination des efforts Il va nous falloir définir un certain nombre d hypothèses pour avoir une analyse suffisamment représentative de la réalité. Nous ne cherchons pas pour autant à réaliser une modélisation parfaite d une épaule humaine, cela serait bien trop compliqué et source d erreurs. Notre but véritable est de comparer les nouvelles prothèses et la «normale» dans des conditions similaires et observer si de nouveaux risques apparaissent. Tout d abord commençons par la norme des efforts appliqués sur la glénosphère. Sur les conseils du Pr Favard, nous avons, pour simplifier les calculs, considéré que l effort en compression subit par le bras est principalement dû au muscle deltoïde car c est ce muscle qui permet de lever le bras en abduction. Au cours de nos recherches et en lisant la thèse de Philippe Clavert, nous avons trouvé trois modèles mathématiques représentant l effort total nécessaire dans l épaule en fonction de l angle d abduction du bras. Figure 19 : graphique de trois modèles représentant la force appliquée à l'articulation en fonction de la position du bras Nous avons opté pour le modèle le plus contraignant pour se placer dans le cas le plus défavorable lors de nos analyses, soit le modèle TERRIER [6]. Intéressons nous maintenant au sens et à la direction de cet effort. Le deltoïde produit une force de compression s appliquant sur la surface de la glénosphère pour permettre l élévation du bras dans le plan frontal. Quant à la direction de l effort, elle n est pas tout à fait en coïncidence avec l axe humérale (voir schéma ci-dessous). Cependant, nous n avons pu trouver la valeur exacte de ce décalage pour chaque position (environ 5 pour la position 30 par exemple). Cette approximation n est pas gênante pour notre comparaison des différentes prothèses si, là encore, elles sont étudiées dans les mêmes conditions. 21

23 Nous avons donc, pour chaque prothèse, considéré que l effort était appliqué suivant l axe huméral à 30, 60 et 90 par rapport au plan sagittal. Figure 20 : Direction de la force La dernière hypothèse de travail concerne la surface d application de la force sur la glénosphère. Nos modélisations Catia permettent d observer, pour les différentes positions, la zone de contact entre la cupule et la glénosphère soit la zone où l effort s applique sur la glénosphère. Figure 21 : à 30 Figure 22 : à 60 Figure 23 : à 90 22

24 Remarque : Comme dit précédemment, on observe bien un risque d encoche supérieure sur la position à 90 de la prothèse décentrée. Ce problème n apparait pas sur les deux autres. Grâce à ces observations, nous avons choisi de découper la glénosphère en quatre parties. Schématiquement, nous pouvons donc résumer la situation de la manière suivante : Figure 24 : surface de la glénosphère en contact suivant la position du bras Surface observée Surface choisie pour l étude en éléments finis Nous avons donc défini de cette manière la surface d application de l effort pour chaque position. Pour cela, il sera nécessaire sous Catia, de modéliser les glénosphères en 4 parties afin de retrouver ces géométries sous Ansys. Ainsi l application des efforts sera plus précise et nous nous rapprocherons donc plus des conditions réelles anatomiques. 23

25 V. Modélisation 3D (sous Catia) a. Modifications Nous avons repris les fichiers Catia d Oliver Tillement pour y appliquer nos modifications. Pièce Modifications Apportées Pourquoi? Tige Diaphysaire Géométrie de la partie en contact avec la cupule Se rapprocher de la réalité Cupule Géométrie de la partie en contact avec la tige diaphysaire Se rapprocher de la réalité Glénosphère 2 Support Vis Omoplate Décentrée Alésage intérieur Alésage de la vis de sécurité Latéralisée Position du centre d inertie Latéralisée avec greffe Aucun changement Géométrie du plot Angle des vis Diamètre du support (pour la décentrée uniquement) Angle d insertion des vis Pièce principalement reconçue pour répondre à nos nouvelles exigences Se rapprocher de la réalité Pour correspondre à l angle modifié des vis du support Greffe Osseuse Nouvelle pièce pour la latéralisation avec greffe Simuler la réhabitation osseuse 2 Voir Annexes page 42 pour les différentes mises en plan. 24

26 b. Assemblages Avec ces pièces modifiées, nous avons pu réaliser les différents assemblages suivants pour chacune de nos prothèses. Assemblage de la prothèse décentrée Figure 25: assemblage + vue éclatée de la prothèse décentrée La glénosphère ne subit pas de modifications importantes en elle-même mais elle est décalée vers le bas. Cette méthode permet d éliminer le risque d encoche inférieure car la zone d encoche est protégée par le décalage. Cependant, on peut observer dans ce cas un risque d encoche supérieure. Certes, ce problème est un peu moins grave car la zone d encoche est moins sollicitée mais cela peut tout de même se révéler gênant. Assemblage de la prothèse latéralisée Figure 26 : assemblage + vue éclatée de la prothèse latéralisée Cette fois, nous voyons bien que la glénosphère a été modifiée. Nous avons prolongé sa demi-sphère et donc le centre de gravité subit une latéralisation. Ainsi cela éloigne la tige 25

27 diaphysaire et évite l encoche inférieure. L inconvénient majeur vient du fait que le moment étant plus important, le risque d arrachement l est aussi. Assemblage de la prothèse latéralisée avec greffe. Figure 27 : assemblage + vue éclatée de la prothèse latéralisée avec greffe Dans ce cas, la glénosphère n est pas modifiée, la latéralisation se fait par l ajout d une rondelle osseuse entre celle-ci et le support vis. On retrouve donc les mêmes effets que pour la latéralisée, encoche inférieure évitée mais moment plus important. Cependant, le fait de greffer une rondelle osseuse permet une réhabitation de l os sur une bonne partie de la prothèse, la fixation du tout est donc améliorée et le risque d arrachement diminué. 26

28 VI. Analyse éléments finis (Ansys Workbench) a. Matériel et Méthode Maintenant que la modélisation est terminée et nos hypothèses posées, nous passons à l étude en Eléments Finis sous le logiciel Ansys Workbench. Nous avons choisi ce logiciel car nous avions déjà eu l occasion de travailler avec en 4 ème année contrairement à des logiciels comme Abaqus ou autres. L adaptation sur notre projet était donc simplifiée. Il est d abord important de préciser que nous n avons pas importé la totalité de la prothèse sous Ansys, nous n avons pas pris en compte la tige diaphysaire et la cupule afin de simplifier les calculs en appliquant directement les forces sur la glénosphère. Figure 28 : assemblage importé sous Ansys Passons maintenant à la démarche pour créer nos fichiers Ansys. Pour chaque type de prothèse, nous avons réalisé les points suivants : Définir trois systèmes de coordonnées qui nous permettront de contrôler la direction de la force appliquée pour chaque position du bras. Concrètement, ajouter trois nouveaux systèmes inclinés respectivement de 30, 60 et 90. Figure 29 : création des 3 systèmes de coordonnées Remarque : La rotation se fait sur l axe z sur cet exemple de la prothèse normale. 27

29 Redéfinir les contacts de notre assemblage. Lorsque l on ouvre un assemblage Catia sous Ansys Workbench, ce dernier crée les contacts qui lui semblent nécessaires pour maintenir l assemblage cependant ces choix ne sont pas toujours les plus judicieux. Il est donc important de les supprimer et d en recréer des nouveaux correspondant à nos attentes. Par exemple, sur la prothèse normale nous avons les contacts suivants : 1 er contact : Il s agit de mettre en contact la glénosphère sur le support vis Figure 30 : définition du premier contact 2 ième contact : cette deuxième connexion permet de mettre en contact le support vis sur l omoplate. Figure 31 : définition du deuxième contact 28

30 3 ième contact : cette dernière connexion permet de lier les vis du support vis avec les alésages prévus à cet effet dans l omoplate. Figure 32: définition du troisième contact Remarque : Nous avons défini tous les contacts comme «lié totalement» car lorsque la prothèse est en place, elle est supposée comme encastrée dans l épaule. Créer le maillage. Nous n avons pas pris de dispositions particulières pour celui-ci, nous avons simplement utilisé le maillage automatique d Ansys Workbench et parfois un raffinement complémentaire sur des points stratégiques du système (zones de concentration de contraintes). Figure 33 : génération du maillage 29

31 Importer trois forces, une pour chaque position du bras étant donné que les directions, les normes et les surfaces d application diffèrent. Remarques : Figure 34 : insertion des forces suivant chaque système de coordonnées - Plus l inclinaison du bras est importante, moins les contraintes de cisaillements sont élevées et plus l effort se rapproche de la compression pure. - Selon l étude voulue, il nous suffit d activer uniquement la force correspondante puis de résoudre les calculs. 30

32 Définir l omoplate comme support fixe, pour cela nous sélectionnons toutes les surfaces de l omoplate, exceptées celles en contact avec le support vis. Figure 35 : sélection des surfaces définit comme support fixe Définir les matériaux. Il nous a fallu définir deux nouveaux matériaux, l Os et le Chrome-Cobalt. De part les précédentes études réalisées ainsi que nos cours d Option Biomécanique, nous avons opté pour les valeurs suivantes : Figure 36 : caractéristiques mécanique de l Os et du Cr-Co Remarque : Pour l Os, nous n avons considéré que les caractéristiques de la partie corticale car il aurait été compliqué de définir des caractéristiques mécaniques différentes à l intérieur de notre omoplate, surtout à des profondeurs non régulières. Figure 37 : Caractéristiques de l Os humain 31

33 De plus, les contraintes appliquées sur les vis sont surtout situées proche de la surface de l omoplate, dans la partie corticale. Figure 38 : schéma montrant les zones de concentration de contrainte Importer les solutions voulues, en l occurrence la contrainte équivalente de Von- Mises et la Déformation élastique équivalente de Von-Mises. b. Exploitation des résultats Sur toutes nos études, nous avons obtenu des déformations que l on peut considérer comme négligeables, il est donc plus intéressant d observer les contraintes appliquées sur chaque prothèse. Les résultats sont observés au niveau de l accroche entre le support vis et l omoplate. En effet, il s agit du point «critique», c est à cet endroit que l on peut observer les risques les plus importants d arrachements, de descellements et/ou de vis cassées. Afin de contrôler la bonne modélisation des vis et du support en un bloc, nous avons étudié la prothèse latéralisée en remplaçant une des deux vis avec olivettes par une vraie vis. Ces vis peuvent être régler par le chirurgien en rotation lors de la pause. Nous devons donc vérifier si notre support vis en un seul bloc est viable. Figure 39 : support vis en un bloc Figure 40 : support vis modélisé avec une vraie vis Remarque : Les deux autres vis étant fixes, il n y a pas de soucis à les modéliser en un seul bloc. 32

34 Contrainte sur le Support Vis en fonction de la Position du bras Type de la prothèse Normale (MPa) 2,62 5,23 6,33 Commentaire A 30, c est la vis inférieure qui est le plus sollicité alors qu à 60 et 90, les contraintes sont concentrées sur deux zones en partie haute du support. On observe donc un déplacement de l intensité de la contrainte du bas du support vis vers le haut en suivant la position du bras. Ce schéma sera toujours retrouvé sur les différents cas ci-dessous. Quant à la valeur de la contrainte engendrée, elle augmente en fonction de la position du bras. Décentrée (MPa) 2,44 2,44 3,81 Commentaire Nous remarquons que la valeur de la contrainte est plus faible que précédemment. De plus, les zones de concentration de contraintes ne sont plus les mêmes à 60 et 90. Cette fois, elles sont directement appliquées sur la vis supérieure. Le risque de rupture de la vis est donc plus important notamment à 90. Ce danger reste tout de même très relatif étant donné que la résistance mécanique de la vis en Chrome-Cobalt est de l ordre de 700MPa 3. 3 Source : Cours d option biomécanique (Voir Annexe 6 page 44) 33

35 Latéralisée avec Greffe (MPa) 4,78 5,03 5,16 Commentaire Dans ce cas, les zones de concentration de contraintes sont concentrées uniquement sur les vis inférieure et extérieure. Il n y a en effet que très peu d effort sur le reste du support. Quant aux valeurs des contraintes, il y a peu de disparité en fonction de l angle du bras. Latéralisée (MPa) 4,55 4,35 3,79 Commentaire Pour cette prothèse, Les surfaces d application des contraintes migrent toujours du bas vers le haut tout en gardant des valeurs acceptables. Cependant, on remarque qu elles ont tendance à diminuer avec l amplitude du mouvement, contrairement aux autres cas. On peut penser que la latéralisation du centre de gravité aura surtout pour effet d augmenter le moment lors du début du mouvement car l effort de cisaillement est le plus important à 30. Un éventuel risque d arrachement peut donc être noté. Latéralisée avec vis (MPa) 4,64 4,10 3,87 Commentaire On obtient des valeurs et des zones de contrainte équivalente à la prothèse latéralisée ci-dessus, ce qui nous conforte dans notre modélisation du support et de ses vis en un seul bloc. 34

36 Contrainte (en MPa) Sujet : Etude biomécanique de la prothèse d épaule et calculs en éléments finis Conclusion sur le support vis Toutes les contraintes trouvées restent négligeables comparées à la limite élastique des vis en Chrome-Cobalt qui est de l ordre de 700MPa [7]. Le risque de casse est donc minime. A moins bien sûr que le patient provoque un effort inapproprié (soulever une charge importante, chocs, chutes ). Les nouvelles prothèses répondent donc correctement à leur fonction qui est d éviter le risque d encoche tout en ne provoquant pas de nouvelles contrariétés au patient. En effet, les contraintes maximales obtenues sur les nouveaux implants n atteignent pas celles de la prothèse de base. Des études de rupture de fatigue seraient complémentaires afin de connaitre la durée de vie théorique des vis. Remarque : Nous pouvons nous avancer de manière empirique en disant que ces vis ne casseront pas avant 3 mois. La durée nécessaire pour que l os réhabite le plot sera donc atteinte et la casse d une vis ne pourra pas entrainer un descellement de la prothèse. Comparaison des contraintes trouvées dans le support vis en fonction de la position angulaire du bras : Normale Décentrée Latéralisée avec greffe Latéralisée Latéralisé avec vis 6,33 4,78 5,23 5,03 5,16 4,55 4,64 4,35 4,1 3,81 3,79 3,87 2,62 2,44 2, Position angulaire du bras (en ) Figure 41 : graphe comparant les résultats obtenus dans chaque support vis La prothèse Normale représentée en rouge permet d observer rapidement que les nouvelles prothèses ne présentent pas de risques majeurs au niveau de la tenue mécanique. En effet, il n y a que pour les prothèses latéralisées et à 30 que l ont peut noter des contraintes supérieures, cela étant dû à la latéralisation du centre de gravité qui entraîne des contraintes de cisaillement plus importantes. Cependant, elles ne sont pas suffisantes pour dépasser le seuil de résistance du Chrome-Cobalt. 35

37 Contrainte sur l omoplate en fonction de la position du bras Type de la prothèse Normale (MPa) 1,12 1,87 2,26 Commentaire Sur l omoplate, nous pouvons aussi observer la même migration de l intensité de la contrainte du bas vers le haut en fonction de la position du bras et cela comme pour toutes les prothèses ci-dessous. De plus, la valeur de la contrainte reste très faible. La partie corticale de l os étant un matériau à la fois élastique et résistant mécaniquement (140MPa 4 ), ces contraintes n auront donc aucun effet. Décentrée (MPa) 1,04 1,22 1,63 Commentaire On observe des caractéristiques identiques à la prothèse normale, même déplacement des contraintes et même évolution de leurs normes. Cependant, les contraintes sont plus réparties sur l ensemble de la surface de contact avec le support vis. La norme de ces contraintes reste toujours très faible. Latéralisée avec Greffe (MPa) 1,71 1,80 1,84 Commentaire Les zones de concentration de contrainte sont semblables à la prothèse normale. Comme pour le support vis, les normes restent très faibles et très proche les une des autres. 4 Voir Annexe 6 page 44 36

38 Rondelle osseuse pour la latéralisée avec greffe (MPa) 2,04 2,15 2,21 Commentaire Là encore, nous observons le même déplacement de la contrainte en fonction de l angle étudié. Quelque soit la position, nous ne relevons pas de contraintes suffisament élevées pour porter atteinte à la résistance mécanique de la rondelle (140MPa). Les normes sont légérèrement plus forte que sur l omoplate mais restent aussi quasi similaires. Latéralisée (MPa) 1,94 1,86 1,80 Commentaire Pour la même raison que pour son support, il n y a que dans ce cas où la norme des contraintes diminue. On peut supposer que cela n arrive pas à la prothèse latéralisée avec greffe car le centre de gravité de sa glénosphère est aussi décalé mais reste en contact avec la surface osseuse. La position la plus «critique» est à 30. Latéralisée avec vis (MPa) 1,99 1,76 1,65 Commentaire Nos deux prothèses latéralisées sont pratiquement équivalentes. Cela nous conforte donc dans notre méthode de modélisation du support vis. 37

39 Conclusion sur l omoplate Sachant que la résistance mécanique de l os cortical est de 140MPa et que sa limite élastique en compression est de 200MPa 5, il n y a quasiment aucune inquiétude à avoir dans le maintien de l implant. En effet, il n y a aucun risque d altération de l omoplate et donc très peu de chance que cela entraine un descellement ou un arrachement de la prothèse. Une étude sur le long terme en fatigue des matériaux serait là aussi complémentaire et bénéfique pour confirmer nos observations. Validation du support vis modélisé en un seul bloc Nous n avons noté aucune différence remarquable au niveau des résultats entre l analyse sur la prothèse latéralisée avec le support modélisé avec une vraie vis et celui représenté en un seul bloc. De plus, la vis réelle importée avait un diamètre de 4mm inférieur au diamètre des vis de 4,5mm utilisées en chirurgie et modélisées pour le support vis monobloc. Nous étions donc dans un cas d autant plus contraignant. Figure 42 : vue éclaté de la prothèse latéralisé modélisé avec une vraie vis Notre modélisation du support avec ses 4 vis en un bloc était donc cohérente et viable. 5 Voir Figure 36 Page 31 38

40 VII. Conclusion Cette étude nous a été présentée par le Professeur Luc Favard, chirurgien orthopédique de l hôpital Trousseau sur le thème de la biomécanique de la prothèse d épaule. Sur les implants classiques, un phénomène d encoche a été découvert, suffisamment fréquent et important pour que des nouveaux types de prothèses soient développées pour palier à ce risque. Les objectifs de notre étude étaient donc d analyser ces nouvelles solutions afin d observer si elles n apportaient pas de nouveaux dangers en terme de résistance mécanique. A ce jour, trois méthodes principales sont utilisées. La décentralisation et la latéralisation avec et sans greffe de la glénosphère. Dans chacun de ce cas, le centre de gravité a été déplacé et il est donc légitime de se demander si cette modification principale n engendra pas de répercussions négatives sur la mécanique de la prothèse. Afin de répondre à cette problématique, nous avons dû modéliser dans un premier temps ces nouveaux modèles sous le logiciel de conception Catia. Nous sommes partis des précédentes études menées sur ce sujet notamment celle d Olivier Tillement, à ces fichiers nous avons apporté nos propres modifications afin de correspondre au mieux à ces nouveaux procédés. Ces modélisations nous ont permis de visualiser facilement que le problème d encoche inférieure avait disparu excepté pour la prothèse décentrée où une encoche supérieure survient. Cependant ce risque est moindre car cette zone est moins sollicitée. Dans un second temps, nous avons importé ces assemblages sous le logiciel d éléments finis Ansys Workbench pour permettre une analyse des différents efforts appliqués et des contraintes résultantes. Pour limiter l étude, nous n avons étudié que le mouvement d abduction du bras car c est ce geste qui sollicite le plus l articulation de l épaule. Ce mouvement a été étudié dans trois positions précises, 30, 60, 90. La difficulté dans cette partie a été de simuler les conditions anatomiques réelles dans l épaule. Nous avons donc décidé de nous en rapprocher au mieux, l important étant surtout de comparer les différentes prothèses dans des conditions identiques. Finalement, nous n avons constaté aucun problème majeur dans le comportement mécanique de ces prothèses lors du mouvement d abduction. Elles répondent donc correctement aux exigences voulues en évitant les encoches tout en n apportant pas de nouveaux risques. Ce Projet de Fin d Etude pourrait être approfondi en ajoutant d une part une meilleure définition des matériaux notamment pour l os avec ces différentes parties, corticale et spongieuses. Et d autre part, en le complétant par des essais répétés à long terme sur ces structures pour tester la fatigue et l usure des matériaux. De plus, la détermination d un meilleur couple de frottement dans l articulation prothétique est probablement une voie de recherche indispensable à ne pas négliger pour l avenir. 39

41 Annexes Annexe 1 : Expression fonctionnelle Analyse du besoin : diagramme type «bête à corne» Il faut ensuite valider le besoin en répondant aux questions suivantes : Pourquoi le besoin existe-t-il? Pour atténuer les douleurs quotidiennes et récupérer une mobilité usuelle Qu est-ce qui pourrait faire évoluer le besoin? Que les causes d implant de prothèse changent Quels sont les risques de voir disparaître le besoin? Que l homme devienne infaillible 40

42 Analyse fonctionnelle : Diagramme de type «Pieuvre» FP1 : Rendre sa mobilité fonctionnelle à l épaule du patient FC1 : Supporter des contraintes mécaniques importantes FC2 : S adapter aux dimensions de l anatomie humaine FC3 : Résister aux conditions internes du corps humain FC4 : Certifier des matériaux de qualité (masse, solidité, tolérances géométriques, ) FC5 : Respecter les normes en vigueur FC6 : Garantir une durée de vie maximale 41

43 Annexe 2 : mise en plan de la glénosphère Normale Annexe 3 : mise en plan de la glénosphère Décentrée 42

44 Annexe 4 : mise en plan de la glénosphère latéralisée avec greffe Annexe 5 : mise en plan de la glénosphère latéralisée 43

45 Annexe 6 : tableau récapitulatif des caractéristiques mécaniques de quelques Biomatériaux 44

46 Bibliographie [1] Tillement O., 2008, Prothèse d épaule inversée, étude cinématique, mouvement de flexion, Rapport de projet industriel, Ecole Polytechnique de l Université de Tours. [2] Anglin C., Wyss UP, Pichora DR, 2000, Mechanical testing of shoulder prostheses and recommendations for glenoid design, J. Shoulder Elbow Surg. [3] D.F. Gazielly, 2002, e-mémoires de l'académie Nationale de Chirurgie, 2002, 1 (1) : 26-33, Institut de la main, Clinique JOUVENET. [4] Petroff E., 2010, Principes de l utilisation de la prothèse inversée Bigliani-Flatow, Maîtrise Orthopédique n 199, Clinique de Flandre 300. [5] P. Boileau, N.Brassart, Y. Roussanne, G. Moineau, Ch. Trojani, 2009, Intérêt de la latéralisation osseuse dans la prothèse d épaule inversée : la technique BIO-RSA, Maîtrise Orthopédique n 181, Service de Chirurgie Orthopédique et Traumatologie du Sport. [6] Terrier A., Reist A., Merlini F., Farron A., 2008, Simulated joint and muscle forces in reversed and anatomic shoulder prostheses, J Bone Joint Surg Br. [7] Référence Internet