UNIVERSITE PAUL SABATIER - TOULOUSE III FACULTES DE MEDECINE Année 2000 T0U3 1542 THESE POUR LE DOCTORAT D ETAT EN MEDECINE MEDECINE SPECIALISEE CLINIQUE présentée et soutenue publiquement par Charles Besombes Interne des hôpitaux le 4 novembre 2000 CONCEPTION ET EVALUATION DES IMPLANTS FEMORAUX ETUDE PRELIMINAIRE DE 319 IMPLANTS «OMNICASE» DIRECTEUR DE THESE Monsieur le Professeur JEAN PUGET Monsieur le Professeur J. PUGET Monsieur le Professeur G.UTHEZA Monsieur le Professeur B. MAZIERES Monsieur le Professeur P BONNEVIALE Monsieur le Professeur Ph. CHIRON Monsieur le Docteur JL. TRICOIRE Monsieur JP. BOURALY JURY Président Assesseur Assesseur Assesseur Assesseur Suppléant Membre invité -1-
I- INTRODUCTION L utilisation récente de l implant Omnicase nécessite la confirmation des ses bons résultats sur une série de patient afin de valider les options techniques prisent. Après un rappel historique, nous décrirons les grandes caractéristiques des implants fémoraux utilisés, en différentiant leurs géométries, leurs matériaux, et leurs états de surface. Nous essayerons de dégager un consensus pour chacun des éléments précédents en décrivant les options techniques utilisées et leurs résultats. Nous montrerons que l implant Omnicase est de conception originale tout en restant consensuelle. L évaluation d un nouvel implant nécessite une bonne méthodologie. C est pourquoi nous décrirons les différents scores d évaluation fonctionnelle et radiologique d arthroplastie de hanche en proposant l utilisation d une fiche d évaluation qui permet la comparaison des résultats de l implant Omnicase à ceux de la littérature. Dans la dernière partie nous présenterons les résultats et l analyse d une étude prospective de 319 implants fémoraux Omnicase,montrant sa bonne tolérance entre un et cinq ans de recul. -1-
I Principes de conception d un implant fémoral I. Principes de conception d un implant fémoral. -2-
Après un rappel historique, nous allons reprendre les différentes caractéristiques des implants fémoraux en recherchant les éléments d un consensus permettant de valider les principes de conception de l implant fémoral Omnicase. I-1 Rappel historique Avant 1890, le traitement des arthropathies faisait appel à l arthrodèse, l amputation avec ou sans désarticulation, et surtout à l abstention thérapeutique. Suite à l avènement de l asepsie prôné par Pasteur, à partir de 1886, il permet une diminution sensible des risques infectieux. Depuis l apparition de l anesthésie à l éther (Docteur Collins et Docteur Jackson) en 1846 à Boston, il est possible d envisager l implantation de matériaux. Paradoxalement, le concept de prothèse totale de hanche a été rapidement imaginé, mais il n était pas adapté aux connaissances techniques de l époque. En Avril 1890, au Congrès international de chirurgie de Berlin, le Docteur Ph. Gluck (1) expose ses prototypes de prothèses articulaires en ivoire dans les suites de travaux expérimentaux et cliniques d utilisation de l ivoire comme matériel d ostéosynthèse. Les résultats, ainsi que ceux d'hey Groves en 1922 qui reprend le même principe, sont décevants. Smith Petersen (Boston) (2)en 1923 simplifie le principe de l arthroplastie en utilisant des cupules d interposition, au départ en verre puis en Pyrex et enfin en Vitallium (alliage chromecobalt). L apparition de ce dernier composant est le résultat d une collaboration avec Venable et Stuck (2), auteurs de la première étude sur la biocompatibilité des alliages. Les cupules en verre ou en pyrex, reconstituant une néo-articulation, devaient être retirées du fait de leurs mauvaise tolérance. Avec l utilisation du Vitallium, la compatibilité est bonne, aboutissant à la réalisation de véritables prothèses à deumeure.. Parallèlement, des modèles de prothèses totales, Wiles (1938, Londres) ou de prothèses fémorales (Bohlman, 1939 à Baltimore) et Moore (1940 chirurgien de l Hôpital psychiatrique de l état de Columbia, méga-prothèses) se développent mais les résultats initiaux ne sont pas bons. Il faut attendre l après-guerre avec Judet (1946) qui propose une prothèse fémorale en acrylique (méthylmétacrylate) (3, 4). Un grand nombre de ces prothèses sont posées avec un certain succès -3-
immédiat et leurs modèles sont repris par beaucoup avec diverses variations. Moore, dans le même temps, développe une prothèse fémorale (1950) et une voie d abord permettant des suites opératoires plus simples ; cette prothèse est encore utilisée de nos jours. Mac-Kee à partir de 1951 (Norwitch en Angleterre) expérimente l implantation de grandes vis d arthrodèse articulées, à cotyle retentif, le couple de frottement étant en métal/métal. En 1953, après une visite aux Etats-Unis, il utilise des tiges de Thompson (tige proche de celle de Moore mais non fenêtrée) toujours avec le même type de cotyle. Entre 1956 et 1960, 26 patients sont opérés, 15 sur 26 ont un bon résultat à 15 ans mais 10 se descellent précocement. Devant ces résultats, Mac-Kee opte pour la fixation par le ciment à partir de 1960, tant au niveau fémoral que cotyloïdien. En collaboration avec Watsan Farrar, il redessine la pièce fémorale avec un col plus étroit biconcave à partir de 1965. Toujours en Angleterre, le Professeur John Charnley (5) analysant les différents échecs des prothèses de Judet et des cupules de Smith-Petersen, conclut qu il est nécessaire de diminuer le couple de frottement et d augmenter la cohésion entre le matériel et l os. Pour les prothèses de Judet, ce serait l excès de frottement entre la pièce fémorale en polyméthylmétacrylate et le cotyle qui serait responsable de contraintes et d efforts de cisaillement entre la tige de la prothèse et l os responsable du descellement. Pour les cupules de Smith Petersen, c est la formation d ostéophytes due au mouvement de la cupule qui finissent par limiter la mobilité articulaire et entraîner les échecs à long terme. En 1959, après des études sur le coefficient de frottement des articulations normales, Charnley recherche un matériau biocompatible présentant un coefficient de friction le plus faible possible, dans le but de remplacer le cartilage articulaire. Il expérimente le polytétrafluoroéthylène ou Téflon qui remplit tous ces critères. Sa ressemblance macroscopique avec le cartilage est même troublante, blanc translucide, coupable au couteau. Il développe un cartilage articulaire synthétique à forme de double cupule recouvrant les surfaces de Téflon. Les résultats sont excellents immédiatement mais un grand nombre de nécroses ischémiques de têtes fémorales apparaissent comme dans les cupules de Smith-Petersen qu il attribue à la découpe de la tête et à la mise en force du Téflon. Alors que les expérimentation de Habouch(1951) (6) sont tombées dans l oubli. Il s intéresse aux prothèses de Moore et comme pour les prothèses de Judet constate qu elles se descellent sous l effet des contraintes mécaniques dues au frottement lorsque le cartilage articulaire est détruit. Il envisage alors d augmenter la cohésion entre os et implant en parallèle à l amélioration du couple -4-
de frottement, en s appuyant sur une étude expérimentale concernant la possibilité d utiliser l acrylique auto-durci en chirurgie orthopédique (Docteur Wiltse (7) publié en Juillet 1957); dans laquelle après 5 ans d expérimentation animale il propose l utilisation du polyméthylmétacrylate de méthyl (P.M.M.A.) afin de fixer in vivo des prothèses métalliques. En 1959 Charnley pose des prothèses de Moore cimentées. Les résultats (8) sont bien meilleurs à ceux obtenus avec la prothèse sans ciment. Il permet d adapter la forme de l implant à celle de la cavité osseuse. Un bénéfice inattendu du ciment est la diminution de l incidence des infections en post-opératoire ; Charnley l explique par la disparition des espaces «morts». Afin de diminuer le coefficient de friction et donc les forces de cisaillement au niveau de la tige, il interpose des cupules de Téflon (9).Devant l usure rapide du Téflon, il diminue la taille de la tête prothétique de 1 5/8ème de pouce (41 mm) à 7/8ème de pouce (22,25 mm) ayant utilisé successivement des têtes de 28 et 25 mm. En effet pour un même couple de frottement, le moment de friction est proportionnel à la surface de frottement. La diminution de la taille des têtes a un deuxième intérêt, elle permet d augmenter l épaisseur de Téflon dans le but d obtenir de meilleur résultat à long terme. Le choix du diamètre de 22 par Charnley a donc à l époque été guidé par la mauvaise qualité du matériau Téflon dont il disposait! Les résultats immédiats sont bons mais rapidement il existe une usure du Téflon libérant une quantité importante de débris mal tolérés. Il remplace le Téflon par du Polyéthylène de haut poids moléculaire présentant une friction cinq fois supérieure mais une résistance à l usure mille fois supérieure. Le concept de Low Friction Arthroplasty est né (10, 11). Cette prothèse dite de «Charnley» permet d entrer dans l aire de l arthroplastie moderne du fait de ses résultats fonctionnels et de sa longévité. I-2 Le descellement : diagnostic, mécanismes, et solutions L évolution à long terme des arthroplasties reste encore mal maîtrisée. En effet la liaison osimplant quel que soit le mode de fixation utilisé est inéluctablement vouée à la rupture, signant le descellement aseptique. La rapidité d apparition de cet échec est variable en fonction des individus (qualité du fémur, activité, poids...), de la tige (forme, matériau, état de surface...) et du couple de frottement. Avant d étudier les différentes solutions techniques proposées, il est nécessaire d appréhender le diagnostic et les mécanismes des descellements aseptiques. -5-
I-2-1 Diagnostic du descellement aseptique Il est radiologique et clinique. Il est dépisté par la surveillance soigneuse annuelle des patients porteurs d une arthroplastie. Sur le plan clinique, c est l apparition d une gêne fonctionnelle qui doit être le signal d alerte. Sur le plan radiologique de nombreux auteurs ont défini les signes d échecs (bassin de face, hanche face et profil) : apparition d un liseré et migration prothétique. Le liseré se signale par une image claire péri-prothétique de moindre densité radiologique soulignée par une image de condensation. Au fémur le siège est à précisé en utilisant la classification de Gruen qui détermine 14 zones : 7 de face, 7 de profil. Il convient d apprécier également l étendue, l épaisseur et l évolutivité d un liseré. Harris, en 1982 dans une étude publiée dans le Journal of Bone and Joint Surgery (JB-JS ) (12) portant sur des prothèses cimentées, conclut que le descellement est possible s il existe un liseré évolutif sur plus de 50 % du pourtour de l implant, est probable à 100 %, certain s il y a migration. D autres, J Berry (13) et R.S (14) montrent que la désolidarisation ciment/tige, le «debonding» anglo-saxon, n est pas toujours suivie d un descellement. Ils critiquent par ailleurs la classification de Gruen purement radiologique qui n est pas toujours corrélée à la réalité de la fixation. I-2-2 Mécanismes du descellement aseptique Le descellement selon Maloney et Engh (15) est caractérisé par une lyse osseuse péri-prothétique avec apparition d une interface fibreuse (inter-face ciment/os, implant/ciment, implant/os) secondaire à des facteurs biologiques et mécaniques. Les débris de matériaux constituant l arthroplastie sont à l origine de facteurs biologiques conduisant au descellement. Les contraintes en pression, torsion et de varisation sont responsables des facteurs mécanique du descellement. Ces facteurs mécaniques et biologiques sont indissociables dans l évolution naturelle de l arthroplastie vers le descellement. Nous envisagerons dans un premier temps les facteurs biologiques puis le rôle mécanique. -6-
I-2-2 -1 Facteurs biologiques - Nature des débris Charnley (16) est le premier à avoir expérimenté une ostéolyse à particules avec des cotyles en Téflon qu il confond au départ avec une ostéolyse infectieuse. Les débris d usure peuvent être de plusieurs types : - Ciment : Le ciment a été le premier élément incriminé dans le descellement aseptique (17). Les particules de polyméthylméthacrylate (P.M.M.A.) proviennent principalement de la tige par fragmentation au niveau des zones d hyper pression comme le calcar par fracture du manteau de ciment, par friction ciment-tige et ciment-os secondaire à la micro-mobilité (18). Dans une moindre mesure elles peuvent provenir du ciment autour de la cupule. Les premiers auteurs ont ainsi décrit la maladie du ciment secondairement devenue «la maladie des particules». -Particules de polyéthylène : Harris est le premier à décrire des cas d ostéolyse sur tige montrant des corps biréfringents dans les granulomes macrophagiques ou à cellules géantes. Ils seront secondairement identifiés comme des particules de polyéthylène. Ces travaux sont confirmés par Jasty (19), Maloney (20), Brown et Ring (21) qui montrent la présence de particules de polyéthylène autour de tiges non cimentées descellées. Dans un premier temps, du fait des limites techniques, seuls les débris supérieurs à 10 microns ont été identifiés, puis Shanbhag (22) et Maloney (15) ont montré l existence de particules beaucoup plus petites, inférieures à 1 micron. Il a été constaté sur une étude à long terme du comportement du couple métal-polyéthylène, que ce sont les débris de polyéthylène inférieur à 1 micron les plus impliqués dans la réaction inflammatoire responsable du descellement. En effet le taux de descellement est étroitement corellé à l usure du polyéthylène de la cupule (23). Schéma de Langlais : -7-
Schémas de Langlais - Débris métalliques : Ils proviennent de la tige essentiellement par friction métal-os ou métalciment du fait de la micro-mobilité (24) mais aussi au niveau des jonctions des prothèses modulaires par «Fretting corosion», de la cupule (fretting des vis de fixation), du couple de frottement articulaire avec l utilisation de couples de frottement métal-métal (prothèse de Mackee) mais aussi Titane-polyéthylène (prothèse capitale). - débris de céramique : ces particules sont particulièrement dangereuses du fait de leur dureté) et de leur petite taille (18). Elles forment alors un troisième élément au niveau du couple de frottement particulièrement néfaste du fait de leurs dureté Leur présence a été mise en évidence lors de l utilisation du couple alumine-alumine mais aussi par relargage des traitements de -8-
surface à l hydroxyapatite. Les particules de céramiques pourraient compromettre l utilisation de couples de frottement classique lors d une reprise. - Au total tous les bio-matériaux sont susceptibles de donner naissance à des particules. L abondance, la taille et la forme des particules sont des paramètres fondamentaux. En effet, de façon concomitante au descellement, on constate une accélération de l usure des différents biomatériaux (18). Tout se passe comme s il existait une «clairance» des débris qui progressivement se trouve dépassée aboutissant au descellement ; la taille est un élément déterminant : les particules de plus de 10 microns ne sont pas phagocytées ne donnent donc pas de granulomes inflammatoires ; elles s accumulent dans la néo-capsule articulaire entourées de cellules géantes et de tissu fibreux. Celles de moins de 1 micron sont phagocytées et sont responsables de réactions cellulaires aspecifiques. Les formes irrégulières, par exemple, les particules de Titane et d Hydroxyapatite, donnent des réactions plus intenses que les formes sphériques (25) (15). - Etude histologique de l interface fibreuse. Maloney et Engh, par une étude cadavérique ont mis en évidence que sur des tiges stables non décelées (avec et sans ciment), il existait une micro-mobilité de 13 microns en moyenne de type élastique (20, 24). Histologiquement, l os était en contact direct avec le ciment ou la prothése Parfois sur des zones limitées souvent métaphysaires, il existait un tissu d interposition fibreux qui était fin et sans réaction inflammatoire corellé radiologiquement à la présence d un liseré. De nombreuses études histologiques de l interface fibreuse entre implant et os, dont des arthroplasties descellées, montrent un tissu fibreux présentant des réactions inflammatoires à type de corps étrangers. L interface est le lieu de plusieurs types de modifications : l ostéolyse par granulomes macrophagiques, la plus fréquente, prolifération fibroblastique, plus rarement, hypersensibilité aux toxiques, variations liées à l âge, ostéoporose ou ostéopénie par médularisation (26). L ostéolyse péri-prothetique réduit progressivement les zones d ancrage responsables d une aggravation de la micro-mobilité jusqu à la macro-mobilité réalisant le descellement. L ostéolyse précède le descellement mécanique. -9-
- Granulomes macrophagiques : Radiologiquement ils forment des zones d ostéolyses endostées périphériques localisées à l interface os-bio-matériaux souvent métaphysaires proches des zones de production de débris, mais ils peuvent aussi être étagés faisant alors suite à une fracture du ciment. Le liquide péri-articulaire peut s infiltrer à distance de la jonction os-prothèse ou os-ciment sous l effet des pressions alternées auxquelles il est soumis. C est «l espace articulaire véritable». Selon Maloney (20), 60 % des ostéolyses se situent en zone de défect de ciment ou sur des zones de faible épaisseur révélant lors d autopsie des fractures de ciment infraradiologiques. D où le concept d obtenir pour le ciment un «manteau» régulier. Histologiquement il présente une prolifération macrophagique avec libération d enzymes et de médiateur cellulaire pro-inflammatoire à type de prostaglandines, interleukines, cytokines, tumeur nécrosis factors et de transforming grow factors. Ces granulomes sont, par interaction avec les ostéoclastes et les ostéoblastes, responsables de l ostéolyse. Howie (27) dans une étude expérimentale chez le rat confirme ces résultats. -Prolifération fibroblastique : elle est responsable d une ostéolyse péri-prothétique peu évolutive plus ou moins étendue. Radiologiquement, elle correspond à un liseré parallèle à la surface de l implant. Histologiquement, on retrouve une prolifération fibroblastique liée aux débris de matériau plus volumineux que pour la réaction macrophagique. Cette réaction semble se développer lorsqu il existe une production modérée de débris le long de la tige de manière diffuse. -Hypersensibilité et toxicité : par opposition aux réactions macrophagiques et fibroblastiques qui sont aspecifiques, l hypersensibilité fait intervenir une immunité humorale, lymphocytes B et lymphocytes T qui engendrent une réaction spécifique à un des constituants de la prothèse (28). De nombreuses études ont montré des réactions soit aux métaux en particulier le Chrome, Nickel, Cobalt (29) soit à des constituants du ciment (30). Les patchs-tests sont souvent positifs. Il peut exister une toxicité directe d un élément de la prothèse, soit des débris métalliques, soit de Polyéthylène de moins de un micron, qui sont phagocytés dans les macrophages et entraînent leur lyse libérant les facteurs de l ostéolyse. Ces types de réaction responsables de descellements précoces ne se présentent qu en cas de grand nombre de particules d usure ou sur un terrain exposé aux réactions immunologiques. -10-
I-2-2-2 Facteurs mécaniques : La présence de l arthroplastie modifie la répartition des contraintes au niveau de l os. Elles sont multidirectionnelles. Gruen sur une étude radiographique rétrospective au sujet de 389 tiges décrit (31) (32) : - Des contraintes en pression type I-a et I-b permettant l enfoncement de l implant dans le canal médullaire. Le type I-a correspond à la désolidarisation implant-ciment, le «Debonding» des anglo-saxons (31). Pour certains il correspond au stade de début du descellement (33) (34), pour d autres (14) comme Berry (13), il est inéluctable ; sur une étude portant sur 97 tiges de Charnley, tant que le liseré péri-prothétique en zone supéro-latérale (zone I de Gruen) est inférieur à 2 mm il ne montre pas de corrélation entre le «Debonding» et l altération fonctionnelle (douleur) et le descellement à long terme. Par contre s il existe un liseré supérolatéral supérieur à 2 mm associé à un «Debonding» le résultat sera médiocre à long terme. Il rappelle enfin que dans certains cas un liseré peut correspondre à un artefact radiologique (Mach effect) du fait de la variation de densité radiologique entre l os et la tige ce qui surestime probablement les cas de «Debonding». Le type II-b correspondant au véritable descellement par atteinte de l interface os-ciment. - Des contraintes de varisation. C est l effet potence secondaire au porte-à-faux du col entraînant une bascule en varus de l implant. Le type II (31) est une varisation dont l axe se situe à la partie moyenne de la tige souvent liée à une cimentation imparfaite, le type -11-
III est secondaire à l atteinte du Merckel, dans le type IV la fixation diaphysaire exclusive entraîne des contraintes en varus sur la tige responsable de fracture de fatigue avec pontage des contraintes osseuses responsables d ostéolyses métaphysaires. (stress-shielding). Ces contraintes de varisations sont majorées en cas de positionnement en varus de l implant fémoral. - Des contraintes en torsion. Elles n ont pas été décrites par Gruen. Elles sont liées au porte-àfaux du col et à l antéversion (18). Elles sont responsables de descellement pour des prothèses aux formes arrondies. Ces contraintes sont responsables d une micro mobilité entre l implant et l os comme Charnley le notait déjà en 1965 (35). Expérimentalement ou sur des pièces d autopsie, on retrouve une micro mobilité de type élastique même sur des tiges parfaitement stables (36) (24). Elle dépend outre -12-
des caractéristiques biomécaniques, de la morphologie et du positionnement des constituants de l arthroplastie. Dans les prothèses cimentées, elles s appliquent à travers le ciment qui ne joue qu un rôle d adaptateur transformant une prothèse standard en une sur mesure. Il permet la répartition homogène des contraintes. Ce type de force s exerce de la même façon sur les arthroplasties non cimentées. Elles doivent donc avoir une morphologie adaptée permettant une bonne répartition des contraintes sans l utilisation de ciment. L ensemble de ces contraintes est responsable des facteurs mécaniques du descellement. Elles dépendent dans tous les cas de la forme, des matériaux, de l état de surface et du mode de fixation utilisé dans les arthroplasties. Le descellement aseptique est donc multi-factoriel, secondaire à l association des facteurs biologiques et mécaniques responsables d une ostéolyse progressive entraînant la migration de l implant. Des études expérimentales confirment cette théorie, en montrant que la présence de particules d usure ne suffit pas à reproduire une résorption osseuse in-vitro. Les facteurs mécaniques à type de micro-mobilité mais aussi pression alternée du liquide synovial, participent aux processus d ostéolyse. Nous allons reprendre ses éléments en fonction du mode de fixation en les comparant aux résultats cliniques des grands types d arthroplasties connues. I-3 : Etude des implants fémoraux Nous allons étudié les grandes caractéristiques techniques en différenciant successivement la géométrie, les matériaux, l état de surface utilisé pour la réalisation des tiges prothétiques. Nous traiterons dans un premier temps les tiges cimentées puis dans un deuxième temps les tiges sans ciment. Le but n est pas d être exhaustif en réalisant un catalogue des prothèses utilisées mais plutôt de présenter les grands option techniques et leurs résultats afin de dégager les éléments d un consensus sur les implants fémoraux. Nous proposerons un classement en fonction de leur géométrie ainsi qu un organigramme chronologique. I-3-1 : Géométrie -13-
La géométrie d une tige peut être décrite par l étude de sa forme dans les différents plans : frontal, sagittal, horizontal. Afin de caractériser chaque tige, nous lui attribuerons deux lettres majuscules en fonction de chaque caractéristique dans chaque plan de l espace permettant de coder leurs grandes orientations géométriques. Une tige peut être droite ou courbe, plus ou moins remplissante que ce soit dans le plan frontal ou sagittal. Le caractère remplissant étant défini par la recherche volontaire d un contact osseux dans un des deux plans. Elle peut présenter une collerette et enfin une antéversion du col. La codification que nous adopterons sera la suivante - D F pour droite dans le plan frontal (zone diaphyso-métaphysaire, Charnley) - D S pour droite dans le plan sagittal (Charnley) - C F pour courbe dans le plan frontal (Charnley Muller) - C S pour courbe dans le plan sagittal ( Lubinus SP) - R F pour remplissante dans le plan frontal (Muller droite) -R S pour remplissante dans le plan sagittal -co F pour conique dans le plan frontal -co S pour conique dans le plan sagittal - H R pour rectangulaire dans le plan horizontal - C pour la présence d une collerette -A pour la présence d une antéversion du col. Au total on peut par exemple définir la prothèse type Charnley flat back par DF DS HR co F ce qui signifie qu elle est droite dans le plan frontal et sagittal, rectangulaire dans le plan horizontal, conique dans le plan frontal, mais qu elle n est pas remplissante ni en frontal ni en sagittal et qu elle ne présente pas de collerette et pas d antéversion. Une prothèse type Muller droite sera définie par DF DS RF HR cof ce qui signifie qu elle est droite dans le plan frontal et sagittal, remplissante dans le plan frontal, rectangulaire à la coupe et conique dans le plan frontal. Mais qu elle n est pas remplissante dans le plan sagittal et qu elle ne présente pas de collerette ni d antéversion du col. Nous allons grâce à cette codification définir un organigramme chronologique permettant de comprendre les grandes orientations techniques qui ont été proposées au fil des décennies. I-3-2 : Tiges cimentées -14-
I-3-2-1 : Tiges droite dans le plan frontal, droite dans le plan sagittal (DF DS) -Tiges de Charnley ( DF DS HR cof) La «Low Friction Arthroplasty» de John Charnley est née en 1962 après de nombreux travaux sur la fixation à l aide du ciment acrylique et sur les couples de friction. La prothèse initiale dites «Flat back ou L.F.A». pour Low Friction Arthroplasty peut se définir comme une prothèse DF DS HR cof c est à dire droite dans le plan frontal et sagittal à section rectangulaire et conique à décroissance progressive vers le bas. Par ailleurs elle est monobloc avec un angle cervicodiaphysaire de 125 et une tête de 22,25. Elle ne présente pas de collerette ni d antéversion du col. Les premiers résultats ont été publiés en 1972 dans le JB-JS British (10), il détaille les résultats de 379 PTH sur les 582 premières implantées réalisées à Wrightington de Novembre 1962 à Décembre 1965 avec un recul de 4 à 7 ans. Toutes les tiges étaient de type «flat-back», par contre il existait deux types de cupules en polyéthylène avec ou sans métal-back. Les résultats de la tige ont été excellents sans aucune reprise à ce délai de 4 à 7 ans. De très nombreuses autres études ont été réalisées validant les résultats initiaux de Charnley avec des reculs importants, qui montrent des taux de révision de 10 à 20 % à 20 ans et plus. Tableau n 1 série de tiges type flat back. Nombre De hanches étudiées Recul en années Descellements radiologiques Fracture de tige Descellements réopérés DaII (37) 488 12 4.7% 7% 6.5% Wroblewski(38) 193 18-26 29% Salvati (39) 100 10 10 % (40,7 %) 2% 2% Schulte-Johnston (40) 322 20 7 % (45 %) 0,60% 2% Kavanagh(41) 333 20 32% Clarac(42) 309 20 16% Stauffer (41) 333 15 32% 12.7 Older/Chanley (43) 307 21 8% 8.4% Herberts (44) 11880 17 14% -15-
Les éléments géométriques de la réussite de cette tige ont été analysés par de nombreux auteurs a posteriori. Ce sont, sa forme rectangulaire à la section qui permet une bonne stabilité en rotation, une tige droite dans le plan frontal de forme conique ce qui diminue les forces de cisaillement au niveau de l interface ciment tige et qui permet un recalage éventuel en cas de «debonding». Il n existait initialement que deux tailles de prothése adaptées aux petits canaux médullaires. Ces éléments sont bien sûrs associés à un matériel présentant une bonne biocompatibilité ainsi qu une bonne résistance, un état de surface lisse, un couple de frottement métal-polyéthylène à petite tête permettant de limiter les débris d usure. Les résultats sont excellents avec un recul exceptionnel, d autant plus que l on estime que plus d un million de ce type d arthroplasties et évolutions, a été posé justifiant le terme de «Gold Standard». Par exemple l étude portant sur le registre national suédois montre 14 % de reprise à 17 ans de recul sur un nombre très important de tiges (11880). Par ailleurs de nombreuses évolutions de la prothèse type Flat Back ont été proposées au cours des années afin d améliorer encore les résultats. Ce sont principalement les ruptures de tiges qui conduisent John Charnley à modifier l implant «Flat Back» original et à créer la gamme «évolution». -16-
Organigramme des implants cimentés -17-
Implant «Exeter» Charnley- Kerboul Mc Kee- Farrar Muller courbe Muller Droite ( à gauche le modèle «displasique») Lubinus SPII -18-
Les taux de fractures de la littérature sont de 0,23 % à 19 %. Pour augmenter la résistance à la fatigue, il augmente le volume et la section de la tige aboutissant au modèle «Round Back». A la section, cette tige a des formes ovalisées et présente une augmentation considérable de la rigidité de la tige. Par ailleurs à partir de 1975 des «flanges», ailerons antéro-postérieurs furent proposés pour améliorer la cimentation en augmentant sa pressurisation. Les résultats de cette évolution ont été présentés dans une étude comparant entre 1975 et 1986, 264 L.F.A. de première génération et 402 L.F.A. de deuxième, troisième et quatrième générations (45). Les résultats restent difficiles à interpréter mais deux éléments ont été mis en évidence. Le taux de fractures de tiges passe de 5,4 % dans la série «flat back» à 0,4 % pour les tiges évolution correspondant bien à la rigidification générale de l implant mais le taux de descellement aseptique de la tige passe respectivement de 0,7 % à 13,2 %. Ces mauvais résultats de la tige évolution par rapport à la tige Flat Back original sont difficiles à interpréter. D une part la forme arrondie avec la «Round-back» diminue la résistance en torsion, d autre part le changement de l état de surface, mat pour les tiges évolution et poli pour les tiges Flat Back, peuvent intervenir. Enfin les méthodes différentes de cimentation, première génération pour les tiges Flat Back et deuxième génération pour les tiges évolution, devraient plutôt être en faveur de l évolution. Au total, actuellement les élèves de l école de Charnley sont revenus avec la gamme «élite» aux formes proches de la tige type Flat Back originale. Cet implant a montré des taux de survie exceptionnels, coup de maître de la part de Sir J Charnley rendant toutes évolutions difficiles. -Tiges Wringhtington FC Frustro-conical (WFC) (DF DS HC cof cos) Cette tige a été développée par Kevin Hardinge à partir de 1981. Elle dérive de la tige originale de Charnley. Elle est droite dans le plan frontal et dans le plan sagittal mais présente à la section une forme cruciforme avec 4 dépressions améliorant la stabilité rotatoire. Elle est plus volumineuse que la tige de Charnley de géométrie conique dans le plan frontal et dans le plan sagittal (voir schéma WFC) afin d obtenir un meilleur centrage et une répartition plus régulière du ciment. Deux séries de prothèses ont été comparées par Hardinge comprenant 260 tiges de type Flat Back et 260 tiges (WFC) (46). Le taux de révision pour descellement aseptique fémoral est de 0 % à 5 ans, 1 % à 10 ans et 2 % à 15 ans pour la WFC et 0-19-
% à 5 ans, 2 % à 10 ans et 16 % à 15 ans pour la tige Flat Back. Hardinge explique ces meilleurs résultats par une amélioration de la stabilité ainsi qu un meilleur centrage avec une répartition du ciment plus homogène. La technique de cimentation est de deuxième génération pour la tige WFC rendant l interprétation des résultats aléatoire. Au total la stabilité rotatoire de l implant fémoral semble un élément fondamental pour assurer une longévité optimale. -Tiges de Charnley-Kerboul (DF, DS, cof,cos, HR) M. Kerboul à partir de 1965 utilise des implants de Mac Kee modifiés par Merle d Aubigné (tiges fémorales proches d une tige de Moore et Picot cotyloïdien plus court que la Mac Kee originale). Il constate que 10 % des cotyles se descellent. Il attribue ce descellement au coefficient de friction métal-métal sur des têtes de 41, diamètre qu il juge trop élevé. A partir de 1969 il utilise la prothèse de Charnley L.F.A. type Flat Back originale et constate après deux ans de recul que 8 % des tiges présentent un liseré clair à la convexité associé à une fracture transversale du ciment à la pointe c est à dire «un debonding». Analysant ces descellements par une étude mécanique, il montre que les prothèses cimentées sont soumises en charge à des contraintes verticales responsables de force de cisaillement sur l interface ciment-tige et ciment-os, et à des contraintes varisantes horizontales. Ces contraintes sont d autant plus importantes que la tige est longue, avec un angle cervico-diaphysaire fermé et implanté en varus dans le fémur. Il constate que le ciment acrylique supporte mal les contraintes en traction et en flexion par contre qu il résiste bien à la pression. Par ailleurs il avait constaté que le devenir des tiges était meilleur dans un canal médullaire étroit même s il avait été alésé et malgré une couche mince de ciment alors que dans un canal médullaire large, malgré une épaisse couche de ciment la détérioration était beaucoup plus fréquente. Kerboul modifia donc la tige afin de diminuer ces contraintes et proposa : d augmenter l angle cervico-diaphysaire de 125 à 130 réduisant ainsi les contraintes de pressions varisantes en zone supéro-médiale et inféro-latérale. d élargir et d épaissir la partie proximale afin d augmenter l angle de décroissance transformant les forces de cisaillement en composante horizontale de pression ( augmentation du Tapered des anglo-saxon ). de disposer d une gamme complète de prothèses homothétiques (8 modèles) permettant d adapter la taille de la prothèse au fémur afin d obtenir un ciment en couche mince. Le manteau de ciment pouvant devenir quasi-virtuel dans certaines zones rendant l implant beaucoup plus -20-
remplissant en zone métaphysaire mais sans contact avec les corticales. Par contre la géométrie générale reste la même avec une formule de type DF DS HR cof, cos c est à dire, droite dans le plan frontal et sagittal, rectangulaire à la coupe, conique dans le plan frontal et sagittal, ainsi qu un état de surface lisse et monobloc avec une tête de 22,25 mm. Les résultats sont excellents avec 1 à 3 % de descellement aseptique à 20 ans de recul (47). Comme pour les évolutions de la tige Flat Back (Charnley), Kerboul modifia notablement sa prothèse en réalisant les séries CMK2 et CMK3 aux formes plus arrondies et à l état de surface mat qui présentèrent des résultats inférieurs. Au total, les implants type Charnley-Kerboul sont actuellement revenus à des prothèses de forme proche de la MK1 afin d avoir une résistance aux forces de torsion optimale limitant les contraintes sur le ciment, réduisant les risques de descellement. -Tiges de Stanmore (DF, DS, HR, cof, C) La tige de Stanmore est un implant d origine anglaise (Londres), Scales débute son expérimentation en 1956. A partir de 1963, il utilise une prothèse monobloc à grosse tête, au départ avec un couple de frottement métal-métal puis il le remplace rapidement par un couple métal-polyéthylène. Cette prothèse est particulièrement intéressante car sa tige est proche de celle d une Charnley c est à dire de type droite dans le plan sagittal, droite dans le plan frontal, à section rectangulaire de volume légèrement moins important mais elle présente par contre une collerette. Nous avons retrouvé deux études, une étude (48) avec des résultats jusqu à 22 ans portant sur 135 patients où l on retrouve 2 % de descellement aseptique à 10 ans, 15 ans, 18 ans puis 9 % à 22 ans. Il faut savoir que sur ces études à très long terme la survie des patients est faible, dans ce cas présent seulement 22 patients sont vivants au recul maximum, ce qui limite leurs validité. Une autre série montre une étude comparative entre 213 tiges type Stanmore et 200 tiges Charnley type Flat Back (49). Aucune différence significative n a pu être mise en évidence à un recul maximum de 10 ans entre les deux tiges malgré un autre élément interférent qui est la présence d une tête de 29 mm sur ces tiges de Stanmore alors que les tiges type Flat Back présentaient une tête de 22,25. Une seule remarque est à noter, en effet les auteurs citent 14 patients présentant une double arthroplastie avec les deux types d implants, des liserés apparaissent plus précocement avec les prothèses de Stanmore qu avec les Charnley. Une étude -21-
radiologique sur 51 Charnley et 57 Stanmore ne montre pas de différence significative de migration qui sont pour la Charnley de 1,4 mm à un an et 2,6 mm à 7 ans et pour la Stanmore de 1,3 mm à un an et 2,8 mm à 7 ans. Au total la présence d une collerette ne peut pas être retenue comme un élément péjoratif mais plutôt comme un facteur neutre pour ce type d implants non remplissant en zone métaphysaire (pas auto blocage ). -Tiges Exeter (DF DS HR cof cos) Ling à partir de 1969 développe une tige droite dans le plan frontal et sagittal de section rectangulaire, sans collerette. Il avait en effet constaté un grand nombre de résorption du calcart avec des tiges type Mac Kee Farrar. L originalité de cette tige vient de sa forme doublement conique dans le plan frontal et sagittal afin, d après Ling, d obtenir une répartition homogène du ciment et un transfert optimum des contraintes. L état de surface est lisse par hasard, puisque, l acier inoxydable E.N. 58 J. n était disponible qu en finition polie (0,01 à 0,03 microns). Cette tige est monobloc avec une tête de 30 mm qui semble un bon compromis pour Ling entre la tête de 22 de Charnley et la tête de 41 de Mac Kee. L élément le plus important lui semble être l épaisseur de polyéthylène plus que la notion de «Low Friction». Les résultats de cette tige sont excellents (50) avec par exemple la série originale de 433 tiges à plus de 25 ans et seulement 2,4 % de reprises pour descellement aseptique. Il faut probablement leur ajouter les 3,5 % de rupture à 10 et 15 ans de recul qui représentent des équivalents de descellement. L évolution de cette tige se fait en 1976 vers la deuxième génération : sur le plan morphologique la section de la tige augmente pour accroître sa résistance afin d éviter les ruptures. Le nombre de tailles disponibles augmente afin de mieux adapter la prothèse au fémur. Il n existait en effet que deux tailles disponibles à l origine. Les résultats de la deuxième génération sont nettement moins bons comme le montre les grands registres nord européens, à 14 ans 83.8% de survie sur 2734 tiges mattes (44). Ling explique ces mauvais résultats par le changement de l état de surface qui est devenu mat dans la deuxième génération. Nous y reviendrons dans le chapitre sur les états de surface. -22-
Au total, les prothèses dites DF DS droite dans le plan frontal, droite dans le plan sagittal non remplissantes ont de très bons résultats à long terme. Leurs évolutions ont montré qu il fallait favoriser une importante résistance aux contraintes en torsion, avec des formes rectangulaires en coupe. La richesse des gammes de prothèses proposées permet de les adapter à la taille du fémur. Cette forme droite dans le plan frontal et sagittal faisant «confiance» au ciment, conique dans le plan frontal et ou sagittal, est une des solutions techniques éprouvée.la persistance de ce type de prothèses sur le marché le prouve. le plan sagittal (CF DS). I-3-2-2 : Tiges courbes dans le plan frontal, droites dans Les tiges courbes dans le plan frontal et droites dans le plan sagittal ont été très tôt utilisées. Elles représentent l autre grande famille originelle. La prothèse d origine est la prothèse de Mac Kee Farrar. A partir de 1960 Mac Kee adopte la fixation de la tige et du cotyle par du ciment après les résultats mitigés des prothèses sans ciment de type Thompson. Le couple de frottement reste métal-métal. Le cotyle est redessiné, il est non retentif à Picot et cimenté. La prothèse est courbe dans le plan frontal, droite dans le plan sagittal, de forme globalement rectangulaire en section(cf DS HR cof, C). Elle est monobloc avec une tête de 41 mm et un couple de frottement métal-métal. Le dessin de la tige sera définitif à partir de 1965 grâce à la collaboration de Watson Farrar. Les séries montrent des résultats mitigés comme la série publiée en 1986 sur 808 tiges avec un recul de 14 ans qui montrent 50 % de descellement radiologique et 8 % de fractures de tiges (51). L ensemble des auteurs montrent des taux importants de descellement cotyloïdien (52, 53). A partir de 1974 Mac Kee abandonne le couple de frottement métal-métal pour un métalpolyéthylène en conservant des têtes de grand diamètre (41 mm) ce qui donnera de mauvais résultats. J Muller développe un implant dit «Charnley-Muller»de forme courbe dans le plan frontal, droit dans le plan sagittal, de longueur réduite, à section globalement rectangulaire, conique dans le plan frontal et à collerette (CF DS HR cf C ), évoquant une forme de «banane». L état de surface est de type mat et même à picot. Les résultats à long terme sont médiocres. Hoogland,T (54) en 1981 retrouve 18% de révision. Dunn (55, 56) en 1982 sur 189 implants retrouve 28% de -23-
descellements radiologiques et 8% de reprises avec 5 à 9 de ans un recul. Hoffman (57) CW retrouve 37% de décèlement à 15 ans de recul. Les résultats de ces séries à long terme sont parfois étonnants, Wessinphage (58) ne retrouve aucune reprise à 15 ans sur 544 implants! Au total l ensemble des auteurs confirme la fréquence des positionnements en varus significativement corrélé au descellement de ce type d implant. Ces malpositions sont responsables en association à la géométrie de l implant, d un moment varisant dit effet potence, majoré par rapport à un implant droit dans le plan frontal. I-3-2-3 Tiges remplissantes dans le plan frontal ( RF) Poussé par l expérience de la tige Charnley-Muller et de son positionnement fréquent en varus, Muller propose une tige droite dans le plan frontal et sagittal, conique et remplissante dans le plan frontal, et sans collerette (DF, DS, RF, cof, HR ). Son caractère remplissant permet un contact osseux direct entre l implant sur les versants latéral et médial, définissant la tige dite «Muller autobloquante» ou «Muller droite». Le profil mince délimite deux colonnes de ciment une antérieure et une postérieure solides qui bloquent bien les rotations. Les détracteurs considèrent que le manteau de ciment est fragilisé aux niveaux des zones de contacts os/implant. Il est en effet discontinu ce qui va à l encontre des théories en faveur d un manteau de ciment uniforme de 2 mm d épaisseur minimale. Alors qu un nombre très important de ce type de prothèses ont été posées, la littérature est pauvre. Brémant (59) dans une étude très bien documentée retrouve sur 110 implants, un taux de survie pour le fémur de 98.3% à10 ans et note seulement 6 valgus et 2 varus. Le caractère autobloquant permet donc un bon positionnement de la tige quasi systématique, évitant les fréquents positionnements en varus et valgus des tiges de Charnley-Muller. Dans le registre national Suédois le taux de survie à 15 ans est de 81,2% sur 1274 implants alors qu il était de plus de 90% à 10 ans (44). La survie semble diminuer de manière plus importante après 10 ans, date à laquelle elle devient inférieure aux implants type Charnley. -24-
Courbe du registre suédois (1998) : Mais si l on considère les implants cimentés avec des techniques de deuxièmes générations ( 1581 implants entre 1987et 1996 ), la survie à 9ans (97.2%) est nettement meilleure permettant d espérer de meilleurs résultats à long terme. L état de surface mat limite probablement aussi les résultats à long terme. Les implants dits «Muller droit» actuellement commercialisés présente une surface lisse! Au total les tiges remplissantes dans le plan frontal donnent des résultats à moyen terme de bon niveau mais qui s altèrent après 10 ans. Les changements des états de surface et des techniques de cimentation devraient les améliorer mais il faudra encore attendre quelques années pour en avoir la preuve. I-3-2-4 Tiges courbes dans le plan sagittal ( CS ) Le plus connu est l implant Lubinus SP. Il fait suite au Lubinus IP (droit dans le plan sagittal) depuis 1978. Il est droit dans le plan frontal avec une courbure dans le plan sagittal, doublement conique mais non remplissant, il présente une antéversion du col et une collerette ( DF CS cof cos C A). La courbure, haute à concavité antérieure dans le plan sagittal, permet théoriquement à -25-
l implant de s adapter à la courbure physiologique de l extrémité supérieure du fémur. L antéversion du col permet de rendre l implant le plus «anatomique» possible. Les résultats à long terme montrent une survie supérieure aux implants type Charnley. Le registre national suédois (44) montre une survie à 13 ans de 93.4% pour les tiges SP alors que la tige Lubinus IP était à 86% au même recul. D autres études sont contradictoires, Salvilahti (60) en 1997 pour sa part ne montre pas de différence significative entre la tige droite et courbe sur 543 implants à 8 ans de recul de même que Partio (61) en 1994. D autre éléments peuvent interférer, en effet les premières générations de tige ont été implantées avec des techniques de cimentation de première génération, les techniques de deuxième génération permettent d obtenir de meilleures survies pour l implant Lubinus SP 97.4% à 9ans sur 14907 implants ( entre 1987 et 1996 ) (44)..L évolution de la Lubinus SP est la SPII. C est la seule prothèse qui présente une double courbure dans le plan sagittal. Une basse dans le but de s adapter à la concavité postérieure de la diaphyse fémorale. Une haute comme celle de la SPI pour s adapter à l anté-flexion antérieure de la métaphyse fémorale. Les détracteurs lui reprochent un effet de «chicane» pouvant rendre son implantation et surtout son ablation difficile. Les résultats sont du même ordre que pour le SP I (62, 63). Au total, l intérêt des tiges courbes est d améliorer le centrage sagittal évitant le contact implant/os en bout de tige que l on peut constater avec les tiges droites. Les tiges à courbure dans le plan sagittal ne nécessitent pas de positionnement postérieur au niveau du col afin d avoir un bon centrage distal, comme Ling le conseille avec les implants droits de type Exeter. Cette géométrie facilite la mise en place des implants. Ce centrage distal dans les deux plans permet une répartition optimale du ciment. Les résultats à long terme sont bons. I-3-2-5 Consensus sur la géométrie des tiges cimentées. Deux types de géométrie ont fait la preuve de leurs efficacité ce sont : - D une part, les implants droit dans le plan frontal et sagittal, conique dans le plan frontal et ou sagittal ( DF DS cof cos ), sans caractère remplissant, ce sont les implants types Charnley, Exeter Ils font confiance au ciment qui adapte parfaitement leurs formes aux fémurs. Le recul -26-
est très long, plus de 20 ans. Les résultats sont en amélioration constante avec l utilisation des techniques de cimentation de deuxième génération - D autre part, les implants remplissant en zone métaphysaire c est à dire autobloquant, ce sont les implants type Muller droit. Leurs résultats sont bons et devraient s améliorer avec l utilisation d implant à effet de surface lisse et une cimentation de deuxième génération. La présence d une courbure sagittale semble un élément favorable au centrage distal de l implant, rendant le manteau de ciment plus uniforme. Les résultats des implants types Lubinus SP le confirme. L ajout d une collerette est plus discutable. Pour Harris elle permet le transfert des charges vers le col, de mieux pressuriser le ciment, de diminuer les contraintes en zone proximale, de protéger des débris d usure articulaire(64, 65). Les détracteurs pensent qu il est parfois difficile d obtenir le contact entre col et collerette (66). Ling constate que les collerettes vont a l encontre du principe de l autoblocage des implants et peuvent gêner le recalage des implants en cas de Debonding. Le débat reste ouvert, les fabricants ont trouvé une solution garantissant les convictions de chacun, il proposent souvent dans la même gamme les implants avec et sans collerette. L utilisation de collerettes avec des implants de type autobloquant est un non sens. I-3-3 Implants non cimentés Avant l avènement du ciment et l enthousiasme qu il suscita, tous les implants étaient bien sûr non cimentés. Deux implants doivent être cités. Ce sont les prothèses de Moore et de Thompson. Leurs conceptions remontent aux années 1950 et les résultats furent très intéressants (67). La meilleure preuve étant l utilisation de la prothèse de Moore de nos jours en Traumatologie chez des patients aux capacités fonctionnelles limitées. Son caractère «autobloquant» dans le plan frontal permet une bonne stabilité immédiate de l implant suffisante dans ces indications. Il faut attendre l apparition des premiers échecs des implants cimentés pour qu une «deuxième génération» de prothèses non cimentées voit le jour. La première expérience est soviétique avec Sivash ((68)229 C) rapidement abandonnée. Ring ( CF, DS, cof, C) (69, 70) à partir de 1964-27-