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Impact des tissus mous sur les méthodes acoustiques d’évaluation de la stabilité des implants osseux.
Romain Bosc
To cite this version:
Romain Bosc. Impact des tissus mous sur les méthodes acoustiques d’évaluation de la stabilité des implants osseux.. Médecine humaine et pathologie. Université Paris-Est, 2018. Français. �NNT : 2018PESC0009�. �tel-01940502�
UNIVERSITE PARIS EST
Ecole Doctorale SVS : Sciences de la Vie et de la Santé
THESE POUR LE DIPLOME D’ETAT
DE DOCTEUR EN SCIENCES
Discipline : Biomécanique
Spécialité : Biologie cellulaire et moléculaire
Présentée et soutenue publiquement le 12 janvier 2018 par Romain Bosc
À la faculté de médecine de Créteil
Impact des tissus mous sur les méthodes acoustiques d’évaluation de la stabilité des implants osseux.
PRESIDENT DU JURY: Monsieur le Pr Philippe Hernigou, UPEC
DIRECTEUR DE THESE : Mr Guillaume Haiat, Directeur de recherche au CNRS Rapporteur : Pr Emmanuel Masmejean, Université Paris V René Descartes
Examinateur : Pr Jean-Paul Meningaud, UPEC Examinateur : Pr Marc Chaouat, Université Paris VII Rapporteur : Pr Pierre Perrot, Université de Nantes
A mon Maître et Président de Thèse,
Monsieur le Professeur Philippe Hernigou
J’ai eu le plaisir de bénéficier de votre enseignement dès le début de mes études de médecine.
Vos qualités de chercheur et de professeur de chirurgie forcent le respect.
Vous me faîtes le plus grand honneur en présidant ce jury de
thèse.
A Guillaume Haiat, Directeur de recherche au CNRS, et Directeur de ma thèse.
J’ai eu la chance de travailler avec toi. Notre rencontre a été le fruit du hasard mais elle s’es révélée être une grande chance pour moi.
Je ne te remercierai jamais assez pour ton soutien et ta patience.
Tes qualités de chercheur, d’enseignant et de directeur de recherche forcent le respect.
Je souhaite continuer à travailler avec toi de nombreuses
années.
A mon Maître, Mentor et Ami le Professeur Jean-Paul Meningaud,
J’ai l’honneur, le plaisir et la chance de travailler à tes côtés depuis près de 10 ans. C’est à ton initiative que je me suis engagé dans ce travail et je te remercie sincèrement de m’avoir poussé à le mener à bien.
J’espère que cette thèse sera à la hauteur de tes espérances.
Ta pratique chirurgicale et médicale force l’admiration.
J’espère avoir encore la chance de travailler à tes côtés de nombreuses années
Merci pour ta patience et ton enseignement.
A mon Maître, Monsieur le Professeur Pierre Perrot
Je vous remercie d’avoir accepté de rapporter le contenu de cette thèse.
Vous me faîtes honneur en jugeant ce travail,
Je vous remercie de votre confiance.
A mon Maître, Monsieur le Professeur Emmanuel Masmejean
Vous me faites l’honneur et l’amitié de participer à mon jury de thèse.
Mon séjour et votre enseignement dans votre service de chirurgie de la main reste l’un de mes meilleurs souvenir
d’internat : j’ai conservé et je transmets, encore maintenant, ce
que j’ai appris lors de cette formation.
A mon Maître, Monsieur le Professeur Marc Chaouat
Je vous remercie d’avoir accepté de rapporter le contenu de cette thèse.
Nous faisons connaissance un peu plus chaque année au cours des réunions de notre collégiale. J’espère que ce travail de thèse sera à la hauteur de vos espérances.
Merci pour votre enseignement et votre patience.
…..à Laëtitia.
Je t’aime
A ma Famille,
A ma Mère, mon Père, Bertrand, Quentin
Vous êtes ce que j’ai de plus cher, Vous êtes ma seule richesse……
Merci de votre soutien.
A mes amis de toujours
A Jonathan, Yoni, Christophe et Xavier Vous avez toujours été présents
Le club des 5 de Berthelot est toujours la.
Je n’oublierai jamais tout ce qu’on est.
A mes compagnons d’internat,
A Nicolas Robert
Merci pour ton soutien sans faille Sans toi, je ne serai pas mari.
A Guillaume Karsenty, Nicolas Leymarie, Benjamin Azoulay, compagnons de thèse.
A mes compagnons de faculté
A Sarah, Carole, Diane, Jennyfer, Thomas, Jeremy
Presque 20 ans….
Que de chemin parcouru
Que la vie ne nous sépare jamais !
A mes compagnons de thèse,
Romain Vayron, Antoine Tijou, Hugues Albini, Adrien Michel.
Inutile de préciser que sans vous je ne serai jamais allé au
bout ! Votre soutien et votre humour m’ont permis de tenir
dans les moments difficiles. J’espère que nous continuerons à
travailler et nous amuser ensemble.
A mes anciens chefs
A Erwan De Mones, A Eva Behm, A Hervé Bosec, A David Malinvaud.
Le gout du métier…
A Laurence Benouaiche
A Bertrand Susini, A Pierre El Chatter Le Choix de ma spécialité. Merci !
A Romain Chassat et Fabien Wallach Il n’y a pas que le travail dans la vie.
A Bruno Burin Des Roziers et Laurent Dumas Il faut aller de l’avant !
A Éloïse Fournier et Corine Pachet.
Force, courage et abnégation.
A Marc David Benjoar et Mickael Hivelin
La chirurgie avec un grain de folie
A tout le personnel et aux chefs des services de chirurgie qui m’ont accueilli :
Le service d’ORL de l’H.E.G.P
Le service de chirurgie plastique de Necker
Le service de chirurgie générale d’Aulnay sous-bois Le service d’ORL de Tenon
Le service de chirurgie orthopédique de Saint-Antoine Le service de chirurgie orthopédique de l’H.E.G.P Le service de chirurgie plastique de Gonesse
Le service de chirurgie plastique de la tête et du cou de l’IGR Et bien évidemment….
Le service de chirurgie plastique de l’hôpital Henri Mondor.
Table des matières
Table des matières ... 15
Introduction générale ... 17
Partie I : Contexte des travaux réalisés : l’arthroplastie de hanche : compromis entre mobilité et stabilité. ... 20
Introduction ... 20
1. Contexte médical et épidémiologique ... 21
1.1 Epidémiologie ... 21
1.2 L’os un tissu vivant multi-échelle ... 21
1.3 Les implants osseux ... 26
1.4 Stabilité de l’implant acétabulaire (AC) ... 28
2. Les Méthodes d’évaluation de la stabilité des Implants ... 31
2.1 L’imagerie médicale ... 32
2.2 Approches empiriques ... 33
2.3 Les tests biomécaniques ... 33
2.4 Mesure du couple d’insertion ... 34
2.5 Les méthodes d'impact ... 34
2.6 Analyse de la Fréquence de résonance ... 35
2.7 Méthode ultrasonique ... 36
Partie II Évaluation de la stabilité primaire de l'implant acétabulaire par impact : étude sur sujets anatomiques ... 38
Introduction ... 38
Matériel et Méthode ... 41
1. Spécimens de hanche cadavérique et implant acétabulaire ... 41
2. Appareillage du marteau d’imapct ... 41
3. Traitement du signal ... 44
4. Tests de stabilité tangentielle ... 44
5. Protocole expérimental : ... 47
Résultats : ... 51
Discussion ... 54
Conclusion ... 60
Partie 3 : Evaluation de l’impact des tissus mous dans l’étude de la stabilité de l’implant acétabulaire par marteau d’impact ... 61
Introduction ... 61
Matériel et Méthode ... 65
1. Implant acétabulaire, échantillons osseux et tissus mous ... 65
2. Procédure d’impaction au marteau ... 66
3. Traitement du signal ... 67
4. Test mécanique de stabilité tangentielle ... 67
5. Protocole expérimental ... 67
6. Analyse statistique ... 70
Résultats ... 71
Discussion ... 75
Conclusion ... 80
Bibliographie ... 81
Publications internationales dans des revues avec comité de lecture réalisées en lien avec cette thèse. ... 93
Financements : ... 96
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Le contexte général de ce travail est d'étudier la possibilité de mesurer la stabilité primaire des implants métalliques dans l’os lors de leur pose par impaction. Le modèle que nous avons étudié est celui de la prothèse totale de hanche et en particulier le scellement du cotyle prothétique dans la cavité acétabulaire. L’objectif final de cette thèse était de mesurer tout particulièrement l’impact de la présence des tissus mous dans la caractérisation mécanique de la stabilité du couple os-implant.
Les implants métalliques sont utilisés dans différents domaines d’application : chirurgie orthopédique humaine et vétérinaire, chirurgie dentaire, chirurgie maxillo-faciale et neurochirurgie.
Cependant, de nombreuses défaillances chirurgicales surviennent encore dans leur utilisation et en particulier dans la stabilité de ces implants soumis à des contraintes mécaniques
immédiates ou différées.
Les phénomènes causant les échecs chirurgicaux restent mal compris et parfois mal définis en raison de la complexité des tissus osseux articulaires et des tissus mous.
D'un point de vue biomécanique, le tissu osseux est un matériau hétérogène, anisotrope et viscoélastique. Des phénomènes biologiques, mécaniques et chimiques sont impliqués dans le remodelage constant de l'os.
Ces phénomènes de remodelage permettent au tissu osseux d'adapter de manière continue sa structure et sa résistance aux contraintes mécaniques qu'il subit.
Les propriétés biomécaniques de l'interface entre un implant et l’os dans lequel il repose jouent un rôle majeur dans le succès à long terme de la fonction de cet implant. Pour mieux comprendre les phénomènes impliqués dans la stabilité de l'implant et caractériser l’interface entre ces deux éléments, le développement de nouvelles techniques sont actuellement
nécessaires.
Notre hypothèse est qu’une caractérisation multimodale et multi-échelle
de l'interface de l'implant osseux pourrait permettre une meilleure compréhension des phénomènes régissant l'ostéointégration de l'implant.
La première partie de ce manuscrit décrit les éléments pré-clinqiues liés au contexte
chirurgical de cette étude ; en particulier l’analyse et la description des tissus osseux mis en jeux dans la chirurgie prothétique et implantaire.
Les concepts de stabilité implantaire et d'ostéointégration sont présentés, ainsi que les facteurs impliqués dans ces processus.
Nous avons également décrit et discuté les techniques usuelles utilisées pour évaluer la stabilité des implants métalliques.
La deuxième partie est dédiée à la description de notre méthode d’étude de la stabilité de l’implant métallique acétabulaire (AC) par analyse d’impact lors de la phase d’insertion La technique développée a été brevetée : un indicateur basé sur le moment d'impact a été comparé à la durée de l'impact. Nous avons démontré qu’il a une sensibilité plus élevée que la durée de contact dans l’évaluation de l'insertion de l'implant AC (1) . Cet indicateur a été ensuite utilisé pour évaluer la stabilité primaire de l’implant AC (2). Pour ce faire, différentes configurations de la cavité osseuse ont été considérées pour obtenir différentes conditions d'insertion et de stabilité de l'implant.
Un test de stabilité tangentielle a été utilisé pour évaluer la fixation initiale de l'implant AC.
Afin d'adapter la méthode à la configuration clinique, il a été nécessaire d’
ajuster plusieurs paramètres. La première étape a été le développement d’un marteau d’impact qui pourrait être utilisé à la fois pour l'insertion de l'implant AC dans l’acétabulum et en même temps de mesurer sa stabilité primaire.
La troisième partie présente
le travail qui a été fait pour mesurer l’impact des tissus mous autour de la hanche dans les signaux issus de marteau d’impact. Nous avons fait une analyse in-vitro sur un modèle d’impaction de cotyle prothétique afin de démontrer que la présence de tissus mous ne modifiait pas significativement les signaux produits par le marteau le marteau d'impact.
Cette étude répond à la nécessité de prouver que cette utilisation se rapproche des situations cliniques qui seront rencontrées par les chirurgiens qui souhaiteraient utiliser ce matériel pour la chirurgie orthopédique ou maxillo-faciale.
Un protocole approchant a été mené à bien pour obtenir différentes configurations de stabilité et pour effectuer les tests de stabilité. La mesure de l'impact a été faite après l'insertion avec une force maximale maintenue entre 2500 et 4500 N.
Le comportement biomécanique de l'implant AC inséré dans le tissu osseux reste incertain en raison de la nature évolutive multi-échelle du tissu osseux et à la charge multiaxiale appliquée à l'implant AC.
L'analyse multi-échelle a été réalisée afin de mieux comprendre le déterminant de la biomécanique du comportement de l'implant AC dans un modèle simulant une partie de la physiopathologie de la prothèse de hanche humaine.
La liste des publications qui ont été réalisées dans le cadre de cette thèse est donnée à la fin du document.
Partie I : Contexte des travaux réalisés : l’arthroplastie de hanche : compromis entre mobilité et stabilité.
Introduction
L’arthroplastie de hanche est une intervention fréquente en chirurgie orthopédique. Ce remplacement articulaire procure aux patients souffrants de la hanche un résultat fonctionnel rapide et une amélioration clinique. Le nombre de prothèses totales de hanche (PTH)
implantées en France est nette augmentation aussi bien en raison de l’augmentation de l’espérance de vie que de la plus grande accessibilité et la meilleure fiabilité de cette intervention chirurgicale et du matériel utilisé.
Les bons résultats cliniques de l’arthroplastie totale de hanche ont conduit les chirurgiens orthopédistes à proposer cette intervention à des patients de plus en plus âgés et de plus en plus jeunes pour des indications très larges.
Si depuis les années 1960 la fixation osseuse des prothèses était assurée par le
polymethatcrylate de méthyle (ciment acrylique), dans les années 1980 de nombreuses équipes ont essayé d’implanter directement dans l’os les implants sans cimentation avec des succès variables.
Depuis les années 1990, l’apparition de prothèses avec revêtement bioactif a très nettement amélioré la qualité des résultats et actuellement un très grand nombre d’implants sans ciment sont utilisés couramment en chirurgie de la hanche.
Les implants sans ciment sont aussi anciens que les débuts de l’arthroplastie. Le concept est d’unir de façon directe et durable l’implant métallique et son support osseux.
1. Contexte médical et épidémiologique
1.1 Epidémiologie
Ces trente dernières années, le nombre d’arthroplasties de la hanche n’a cessé d’augmenter, et on s’attend à une poursuite de ce phénomène avec le vieillissement de la population. En France, le nombre d’implantations est estimé à 150 000 par an. Les principales causes de cette intervention sont la coxarthrose, qui survient généralement après 60 ans, la polyarthrite rhumatoïde ou autres rhumatismes inflammatoires, l’ostéonécrose de la tête fémorale, et les fractures du col du fémur. La littérature rapporte de bons résultats concernant l’intervention chirurgicale avec un taux d’échec inférieur à 10% (3). Les principales causes d’ échecs de PTH en dehors de l’infection chronique sont les descellements aseptiques, parmi lesquels on retrouve, la non-fixation primaire avec migration de l’implant, l’usure liée au couple de frottement et les luxations itératives de prothèse totale de hanche. La fixation primaire optimale diminue le phénomène de descellement aseptique et évite ainsi une reprise précoce.
En France, le taux de reprise est de 11,17 % soit 16 446 révisions par an.
1.2 L’os un tissu vivant multi-échelle
Le squelette humain adulte est constitué de 206 os qui soutiennent le poids du corps produisent des globules rouges et blancs et stockent des minéraux. D'un point de vue biomécanique l'os est un matériau composite multi-échelle et hétérogène (4) . Ils ont une grande variété de forme et de taille et ont une structure externe et interne complexe. Les propriétés osseuses varient en fonction de l’échelle d'observation. Le tissu osseux est également viscoélastique et est donc soumis à la fois à des stress mécaniques (5) et des comportements de fluage (6). En outre, les propriétés osseuses évoluent constamment grâce à des processus de remodelage qui permettent à l'os de d'adapter sa structure pour supporter les contraintes mécaniques. Les os facilitent également le mouvement du corps à travers les articulations. L'articulation de la hanche est présentée dans cette section.
1.2.1 Le tissu osseux
Composition osseuse :
Le tissu osseux est composé de cellules et de matrice extracellulaire. Cette dernière permet à l'os d’accomplir trois fonctions principales: soutenir le poids corporel,
protéger les organes et stocker les minéraux (principalement le calcium et le phosphate). La matrice est composée de deux phases: l'une minérale et l'autre organique (7).
La phase organique (35% de la masse) est essentiellement composée de collagène qui assure son élasticité. La phase minérale fournit au tissu osseux sa rigidité. Il est composé de 10% de cristaux de carbonate de calcium et de 85% de cristaux de phosphate de calcium qui sont fixés parmi les fibres de collagène. Deux types de tissus osseux peuvent être distingués: l'os cortical et l'os trabéculaire.
L’os cortical :
L'os cortical est principalement situé dans la partie externe de l'organe. Il est composé de lamelles osseuses parallèles concentriques. Les unités de base de forme lamellaire sont appelées ostéons ou systèmes haversiens. Les ostéons sont centrés autour de canaux haversiens à travers lesquels les vaisseaux sanguins courent. Les canaux haversiens communiquent entre eux et avec la cavité médullaire et le périoste par des
canaux transversaux: les canaux de Volkmann. L'os cortical a une valeur de porosité
comprise entre 3 et 15% (7). La figure 1.1 décrit l’anatomie de l’os cortical
Figure 1.1: structure histologique de l'os cortical et de l'os trabéculaire (8)
L'os trabéculaire :
Il est aussi appelé os spongieux ou spongieux et est composé d'un os tridimensionnel, réseau de trabécules noyées dans un milieu composé d'os de moelle et de sang. Il présente une surface plus large que l'os cortical mais est moins dense et moins rigide.
On le trouve généralement sur les parties distales, aux extrémités des os longs et à l'intérieur des vertèbres ou des os plats. L'os spongieux est fortement vascularisé et contient souvent de la moelle osseuse rouge dans laquelle se déroule une partie de la formation des lignées de cellules sanguines. L'orientation trabéculaire est liée à la charge mécanique que subit de cet os.
1.2.2 Le remodelage osseux
Le tissu osseux est continuellement renouvelé tout au long de la vie par des processus de remodelage.
Deux types de cellules accomplissent les processus de résorption osseuse et d'apposition: les ostéoclastes résorbent le tissu osseux alors que les ostéoblastes sont responsables de la formation osseuse. Le remodelage osseux nécessite des interactions entre les cellules, la
moelle osseuse et la matrice osseuse.
Les ostéoblastes sont responsables de la synthèse osseuse, du renouvellement et de la
réparation tout au long de la vie osseuse. Ils sont également responsables de la minéralisation de la matrice. Une fois pris au piège dans la matrice osseuse, ils cessent leur activité et deviennent des ostéocytes, cellules osseuses matures qui constituent des ostéons.
Les ostéoclastes lysent la matrice minéralisée et l’os organique.
Figure 1.2 : Processus de remodelage osseux (tiré de T. Bellido, Bone Cells, Chap 2)
Le processus de remodelage est décrit à la figure 1.2. Le cycle commence par
une phase d'activation au cours de laquelle les ostéoclastes sont différenciés. Une phase de résorption suit avec l'élimination de la matrice osseuse par ces cellules. Après cette phase, les ostéoclastes se détachent de la matrice et meurent, tandis que les ostéoblastes sont synthétisés et sont déposés pour compléter la matrice. Puis ils mûrissent en ostéocytes.
1.2.3 L’articulation de la hanche
L'articulation de la hanche permet le mouvement entre le fémur et l'acétabulum (bassin) tout en soutenant le poids corporel. C’est une articulation sphérique synoviale (figure 1.3) qui relie la tête du fémur à l'acétabulum. Le cartilage hyalin recouvre les surfaces articulaires et facilite le mouvement en réduisant la friction entre les surfaces articulaires. L'articulation est entourée d'une cavité synoviale qui contient un liquide qui réduit l’usure et la friction du cartilage articulaire lors des mouvements. Plusieurs autres organes composent l'articulation, y compris les ligaments, les muscles, les vaisseaux sanguins et les nerfs.
Figure 1.3 : anatomie de la capsule articulaire de la hanche en coupe frontale (tiré de H. S. Hothi. The Impact and dzformation of Press-Fit Metal Acetabular Components.)
Structure de l’os acétabulaire : Le tissu osseux acétabulaire est fait d'os cortical sur sa coque externe et d’os spongieux à l'intérieur de sa structure. La densité osseuse varie avec
l'emplacement anatomique dans la hanche et avec l'âge (9,10).
1.3 Les implants osseux
Les implants intra osseux sont insérés dans la structure osseuse pour remplacer la fonction des articulations lésées ou non fonctionnelles.
1.3.1. Généralités
Le titane, les alliages cobalt-chrome et l'acier inoxydable et leurs alliages sont des matériaux couramment utilisés à diverses fins chirurgicales. Les alliages de titane 6Al-4V, Ti6Al7Nb) sont actuellement utilisés en chirurgie craniofaciale reconstructive.
Ils sont également utilisés en chirurgie orthopédique pour les arthroplasties (hanche, genou).Les nouvelles techniques chirurgicales et le développement de nouveaux matériaux ont permis l'expansion de l'utilisation d'implants pour diverses applications et pour un nombre croissant de patients (11).
Les surfaces des implants peuvent être préparées en combinant différents traitements de surface afin d'améliorer leurs propriétés ostéoconductrices et réduire les temps de cicatrisation: sablage, attaque à l'acide, oxydation et polissage mécanique.
De l’hydroxyapatite ou des revêtements de phosphate de calcium par exemple peuvent également être ajoutés pour améliorer la capacité de l'implant à se lier avec le tissu osseux (12).
Au cours des trente dernières années, le nombre de chirurgies de la hanche a été en augmentation continue. D'après une étude statistique (13), environ 460
000 (soit 230 000) arthroplasties de la hanche ont été réalisées en 2011 aux États-Unis. La demande de remplacement de la hanche ne cesse d'augmenter avec le vieillissement de la population(13).
La littérature rapporte de bons résultats pour les implants orthopédiques (3,14) avec des taux d'échec inférieur à 10%. Néanmoins, de nombreuses complications restent encore difficile à prévenir et des échecs se produisent (15,16) induisant parfois des conséquences dramatiques.
Les échecs de pose d’implants orthopédiques peuvent entraîner des complications sur l'anatomie et la physiologie articulaire et peuvent induire des incapacités fonctionnelles à l’origine de handicaps voir des décès. Par ailleurs les échecs engendrent des coûts médicaux et chirurgicaux supplémentaires
Les facteurs responsables des succès de l'implantation et de sa durabilité ne sont pas
entièrement compris. Les recherches dans ce domaine sont souvent basées sur des approches empiriques. Le nombre croissant de sociétés commercialisant des implants complique la situation en raison de la variété des propriétés des implants sur le marché.
1.3.2. La prothèse totale de hanche (PTH)
La PTH a pour mission de remplacer l’articulation naturelle par une articulation artificielle.
Les prothèses de hanche sans ciment sont composées de :
- Une cupule métallique, aussi appelé m « métal back », recouverte généralement d’hydroxyapatite,
- Un insert en polyéthylène, métal ou céramique placé à l’intérieur de l’implant acétabulaire, - Une tête fémorale en acier, alliage chrome-cobalt ou céramique,
- Une tige en titane avec un revêtement d’hydroxyapatite.
Figure 1.4 : Représentation des éléments composant une PTH
La bille fémorale et la doublure acétabulaire sont les deux parties mobiles de la prothèse et forment une rotule (figure 1.4).
1.4 Stabilité de l’implant acétabulaire (AC)
La stabilité primaire correspond à la stabilité de l'implant juste après la chirurgie.
Cela dépend fortement, entre autres, de la qualité du tissu osseux au site d'implantation et des propriétés de l’implant (géométrie, rugosité, porosité, traitements de surface) et du protocole chirurgical (coefficient de frottement et compression).
1.4.1 La stabilité de l'implant AC mis en place en pression : technique « press-fit »
De nombreuses études se sont concentrées sur la compréhension de la stabilité de l'implant AC (17–19) et ont contribué à améliorer les techniques chirurgicales. Comme les différentes marques de prothèses fournissent différents produits avec une géométrie différente pour la taille, les traitements de surface et d'autres caractéristiques, il est difficile de comparer les résultats obtenus avec différents types d’implant.
L'importance d'une bonne stabilité primaire de l'implant AC a été démontrée pour
réduire les risques de descellement aseptique (20–22) et permettre une bonne ostéointégration de l’implant AC (23).
L'implant AC est généralement mis en charge juste après la chirurgie. La cimentation ou le vissage peuvent améliorer la stabilité primaire de l'implant AC. L'inconvénient majeur en utilisant du ciment osseux est qu'il peut se dégrader au fil du temps et causer des problèmes : irritation, inflammation et descellement aseptique (24–28) en particulier chez les patients jeunes et actifs. Cependant, les améliorations de la technique de cimentation ont induit une réduction significative du taux de descellement des implants (18). Un autre problème peut être posé par la cimentation lorsqu’il est nécessaire de réaliser des chirurgies de révision
d’arthroplastie : la cimentation rend l’intervention plus compliquée et risque de conduire à des lésions de la masse osseuse de l’acétabulum.
Les vissages acétabulaires peuvent également être responsables de complications (29,30). La présence de débris et de tissus nécrotiques sont démontrés comme potentiels facteur d’échec (31–33). L'utilisation de vis peut également être responsable d’une répartition hétérogène des contraintes qui n'aide pas nécessairement le processus l'ostéointégration. Des contraintes élevées autour des vis peuvent entraîner la formation de tissu fibreux et un relâchement possible alors que de faibles contraintes à l'interface de l'implant osseux peuvent ne pas stimuler le remodelage osseux et donc l'ancrage de l'implant.
Une autre stratégie consiste à assurer la stabilité primaire de l'implant en « sur dimensionnant » légèrement l'implant par rapport à la cavité osseuse de l'hôte.
L’inconvénient est que cette technique de mise en place des prothèses en pression nécessite des os sains. Les patients ayant une faible densité osseuse due à l'ostéoporose, par exemple peuvent ne pas être éligible à cette procédure.
1.4.2 Technique « Press-Fit » et effets sur la stabilité de l’implant
Sur-dimensionner l'implant AC par rapport à la cavité de acétabulaire lui permet d'être de s’accrocher fermement en raison de contraintes résiduelles de frottement importantes. Cette technique est devenue populaire au cours de la dernière décennie, en raison des taux de mobilité significatifs avec des implants cimentés (34) . Il est associé à un très bon taux de succès (35). Rien ne prouve aujourd'hui que la pression soit meilleure que la cimentation (34).
Ils présentent des taux de descellement comparables à dix ans(36). Cependant, il a été suggéré que la vie de l'implant à long terme était plus durable avec cette technique par rapport à la cimentation (34–36).
De nombreuses options de conceptions ont vu le jour au cours des trente dernières années. Les entreprises ont développé plusieurs produits avec diverses
options pour les composants cotyloïdiens en termes de conception, de matériau, de taille, et de revêtement de surface. Il n'y a aucune preuve que le succès certains designs l'emportent sur d’autres, le choix du design dépendra de la situation. Le chirurgien est responsable du choix entre les différentes solutions disponibles.
1.4.3 Considération sur le niveau de mise en compression
Le niveau de compression et la taille de l'implant AC sont des paramètres importants choisis par le chirurgien et qui dépendent de plusieurs paramètres.
La différence de géométrie entre l'implant et l'os périacétabulaire améliore
les forces de compression : elles sont les plus élevées au bord de l'implant (37). Ce
phénomène fournit de la stabilité initiale à l'implant AC. Un niveau minimum de pression est alors à ajuster pour assurer la stabilité de l'implant AC.
Cependant, l'amplitude du champ de stress mécanique dans la région périacétabulaire ne devrait pas dépasser une amplitude donnée, car elle pourrait entraîner une nécrose osseuse (38).
De plus, le risque de fracture osseuse lié à un niveau «important» de pression
doit être évité (39). La pression sur l'implant AC doit également être minimisée pour éviter une déformation indésirable pouvant conduire par la suite à du jeu dans la chemise de
l'implant AC. L'amplitude pression à apporter à l’implant acétabulaire a été étudiée par Ries et al. (37).
Les lacunes polaires : Un autre problème associé à la technique de « pres-fit peut être l'existence d'un espace polaire entre le dôme de l'implant AC et l'os périacétabulaire.
Figure 1.5 : Représentation d'un implant AC inséré avec (gauche) et sans (à droite) écart polaire.
En raison de l'élargissement du diamètre de l'implant AC pour assurer la stabilité de l'implant, l'implant AC peut ne pas être complètement inséré conduisant à l'apparition d'un écart polaire (figure 5). Cela peut constituer un inconvénient si l'ostéointégration ne se produit pas autour de cette zone. La stabilité secondaire pourrait en être affectée en réduisant la zone de contact de l'implant osseux. Une migration de l'implant AC a été observée pour des cas avec des écarts polaires supérieurs à 2 mm (40). Il a été suggéré d'éviter les écarts supérieurs à 2 millimètres qui ne permettent pas une bonne ostéointégration de l'implant (41).
2. Les Méthodes d’évaluation de la stabilité des Implants
L'évaluation de la stabilité primaire de l'implant peut aider le chirurgien à adapter la stratégie clinique en déterminant si l'implant est correctement mis en place et présente les conditions conduisant à une ostéointégration efficace.
Ces méthodes doivent permettre au chirurgien d'évaluer plusieurs propriétés nécessaires à une bonne implantation:
- évaluer si la stabilité initiale est adéquate pour permettre l'ostéointégration.
- déterminer si la stabilité primaire est suffisante pour permettre à l'implant de supporter la charge de la vie quotidienne alors que la croissance osseuse se poursuit
- prévoir la défaillance de l'implant et adapter une stratégie de rattrapage.
Différentes méthodes intra-opératoires ont été développées pour évaluer la stabilité de l'implantation primaire, la plupart d'entre eux dans le domaine de la chirurgie dentaire et maxillo-faciale.
2.1 L’imagerie médicale
L'utilisation des techniques d'imagerie médicale a été proposée pour étudier la stabilité de l'implant AC, tels que l’imagerie résonance magnétique (IRM) (42) ou la tomodensitométrie (CT) (42,43).
Cependant, ces deux méthodes ne peuvent pas être utilisées en peropératoire pour fournir des informations sur la stabilité primaire. Ni les rayons X ni l'imagerie par résonance magnétique peuvent fournir une résolution suffisante pour évaluer le méplat géométrique entre l'os et l'implant à cause des artefacts dus à la diffusion des rayons X (44) dans le premier cas et à la perturbation des champs magnétiques (45–47) dans le second cas. De plus, les deux
techniques susmentionnées ne permettent pas de récupérer des informations sur la résistance
mécanique de la liaison entre l'implant et l'environnement osseux, qui joue un rôle essentiel dans la notion de stabilité primaire (30,48,49).
2.2 Approches empiriques
La plupart des chirurgiens utilisent des approches empiriques (basées sur la proprioception ou l’écoute des variations du son d'impact (50)) et s'appuient sur leur expérience pour estimer le niveau de stabilité primaire de AC. Cependant, les méthodes empiriques manquent de précision et de quantificateurs afin de fournir une meilleure évaluation de la stabilité de l'implant.
Basé sur l'expérience du chirurgien, une étude intéressante a étudiée l’analyse fréquentielle du son de martèlement de la tige fémorale, obtenue avec un microphone (51). Cependant, une telle technique ne permet pas de prédire le niveau de stabilité primaire de la tige fémorale.
Pour les implants dentaires, le son fait par le marteau sur l'implant a été utilisé: il est connu sous le nom de test de percussion (52). Une technique similaire est utilisée en orthopédie lors de l'impaction d'implants. Un son de cristal correspond à une stabilité appropriée tandis qu'un son sourd suggère une mauvaise stabilité. Ces méthodes sont subjectives, car elles dépendent des sensations du chirurgien, et ne sont pas assez précises pour évaluer correctement
l'interface de l'implant osseux et évaluer la stabilité primaire. Cependant, elles ont donné des idées qui ont conduit à la technique décrite dans la section suivante.
2.3 Les tests biomécaniques
Plusieurs tests destructifs ont été développés afin d'évaluer la stabilité de l'implant de hanche in vitro.
Le test de stabilité tangentielle consiste à produire une force tangentielle sur l'implant AC en tirant sur l'extrémité de l’ancillaire de l'implant AC perpendiculairement à sa direction (53,54).
L'essai de stabilité en torsion, réalisé en appliquant un couple axial à l'implant AC le long de son axe de symétrie a été utilisé pour comparer la stabilité de l'implant AC entre différentes configurations d’implantations ( vissage, cimentation, « press-fit ») (55).
Le test de chargement implique l'application d'une charge sur le bord de l'implant AC pour transmettre une charge de cisaillement à l'interface de l'implant osseux tandis que le mouvement de l'implant AC est enregistré à partir du côté opposé au bord chargé (56).
La stabilité de l'implant a également été étudiée par un test de traction qui mesure la force axiale nécessaire pour le déplacer et extraire l'implant inséré [220].
Cependant, de telles approches sont destructrices et les tests de rupture ont été essentiellement confinés à des études ex vivo et ne peuvent être utilisé en peropératoire.
2.4 Mesure du couple d’insertion
Le couple d'insertion nécessaire pour insérer correctement un implant dentaire peut être mesuré. La corrélation entre le couple d'insertion et la stabilité primaire a
été montrée (57,58). La stabilité initiale augmente en fonction de l’augmentation du couple nécessaire à l'insertion (59). Un dispositif utilisant une cellule de charge de torsion et un capteur angulaire a été développé pour mesurer en per-opératoire alors que le chirurgien applique un couple à la tige fémorale, le dispositif fournit des informations sur la rigidité en torsion du système.
Malgré des résultats encourageants, des problèmes de reproductibilité et dans la manipulation par les chirurgiens ont été soulignés (60).
2.5 Les méthodes d'impact
Elles fonctionnent avec un petit marteau pour mesurer les signaux des récepteurs et en déduire des informations sur la stabilité. Le vérificateur de mobilité dentaire (VMD) utilise un microphone pour enregistrer le son produit par l'impact.
Alors que de bons résultats ont été obtenus pour évaluer la mobilité dentaire(61), des problèmes de reproductibilité ont été signalés en utilisant cette technique (62).
Le Periotest se compose d ‘une système impactant la vis de cicatrisation d’un implant à une fréquence de 4 Hz avec une tige métallique. Un accéléromètre positionné à l'extrémité enregistre la réponse, y compris le temps de contact entre la vis et la tige pour donner une valeur du Periotest qui évalue la stabilité de l'implant. Alors que ce système semblait avoir montré des résultats encourageants (63), des limitations ont été mises en évidence telles que sa faible sensibilité ainsi que la dépendance aux conditions de mesure (longueur de l'implant, distance entre la vis et le dispositif, hauteur de la vis à laquelle la tige le frappe) (52).
Récemment, notre équipe a mis au point une installation mécanique pour enregistrer les signaux d'impact lors de l'insertion de l'implant AC dans l'os par des impacts reproductibles (64). Elle a permis de suivre l'insertion de l'implant. Cependant, la stabilité de l'implant AC n'a pas été évaluée avec cette technique. Les méthodes d'impact n’ont n'a pas encore été en mesure de fournir un dispositif fiable pour évaluer la stabilité de l'implant.
2.6 Analyse de la Fréquence de résonance
L'analyse de fréquence de résonance (AFR) consiste à appliquer une vibration à l'implant à différentes fréquences et à enregistrer des amplitudes de vibrations.
Une analyse plus approfondie identifie les fréquences de résonance. Cette méthode a été développée en implantologie dentaire. Un produit (Osstell®) a été commercialisé. Il donne un quotient de stabilité de l'implant (ISQ) qui augmente avec la stabilité de l'implant.
Il a été utilisé dans de nombreuses études pour évaluer la stabilité de l'implant dentaire (52,65). L’ISQ a été démontré comme facteur permettant de prédire augmenter le temps de guérison (66).
Des études histologiques et morphologiques ont également démontré la corrélation entre la stabilité et l’ ISQ (67). Des corrélations entre ISQ et couple d'insertion
ainsi qu’avec la perception du chirurgien de la qualité osseuse ont été mises en évidence (68).
Cependant, le la relation entre l'ISQ et le pourcentage de contact avec l'implant osseux est mal comprise (69) .
D'autres dispositifs ont été développés pour évaluer la stabilité de la tige fémorale grâce au même principe. Une équipe italienne a étudié la fonction de réponse en fréquence de la tige.
La tige était excitée dans la gamme 1200-2000 Hz et un accéléromètre monté sur la tige mesurait les vibrations (60) .
La fréquence de résonance a été mesurée après l'insertion et pendant que l'implant était soumis à un couple. Un décalage de fréquence a été dérivé de la différence
entre ces fréquences et a été comparé à la micro-mobilité après le retrait de la charge. Il a été constaté que lorsque le décalage de fréquence était inférieur à un seuil de 5Hz, les micro- mouvements étaient inférieurs à 150 µm.
2.7 Méthode ultrasonique
Les méthodes quantitatives d'échographie (QUS) sont utilisées cliniquement pour l'estimation de la qualité de l'os (70). Les QUS sont des techniques non invasives en temps réel. De plus, il s'agit d'une technologie non ionisante, relativement bon marché. Les ultrasons sont des ondes élastiques capables de fournir des informations sur les propriétés du tissu osseux. En fonction de la fréquence utilisée, différentes échelles peuvent être explorées.
De plus, les méthodes QUS sont sensibles à la microarchitecture osseuse (71). L'utilisation des QUS pour l'évaluation de l'ostéointégration de l'implant osseux
et la stabilité a été introduite par de Mathieu et al. (64,72,73).
L’impact sur le temps de cicatrisation de la réponse ultrasonore à l'interface de l'implant osseux a ensuite été évalué (73).
Une autre étude ex vivo a montré la sensibilité de la réponse ultrasonore à la quantité d'os en contact avec l'implant (72). Des simulations ont également montré le potentiel de cette
technique pour suivre la variation des paramètres principaux de l'ostéointégration de l'implant (74,75). L'amplitude de la réponse de l'implant est démontrée comme diminuant lorsque la stabilité primaire et secondaire de l'implant dentaire augmente, ce qui est cohérent avec les résultats expérimentaux.
Partie II Évaluation de la stabilité primaire de l'implant acétabulaire par impact : étude sur sujets anatomiques
Introduction
Les procédures de « press-fit » sont de plus en plus souvent utilisées en chirurgie de la hanche et visent à insérer les implants sans ciment dans des cavités osseuses légèrement sous-
dimensionnées. Cependant, le descellement aseptique représente l'une des principales causes de défaillance des implants orthopédiques sans ciment.
Les microlésions à l'interface os-implant peut induire le développement de tissu fibreux autour de l’implant ce qui pourrait être responsable du descellement aseptique.
La stabilité primaire de l'implant est un déterminant majeur du succès chirurgical de la chirurgie arthroplastie de la hanche. Cependant, un compromis doit être trouvé pour la stabilité de l'implant et en particulier en ce qui concerne les précontraintes liées à l’état du tissu osseux. Le niveau de contraintes dû à l'insertion par pression doit être suffisamment important afin d'éviter des lésions relatives excessives du tissu osseux par la surface de l'implant. Cependant, l'amplitude du champ de contrainte ne doit pas dépasser un certain seuil afin d'éviter la nécrose osseuse qui peut être causée par une trop grande importance du champ de pression sur l’os acétabulaire. De plus, un compromis doit être trouvé entre le nombre et l'ampleur des impacts produits par le chirurgien avec le marteau sur l'ancillaire lors de l'insertion de l'implant, qui doit être «suffisant» pour permettre une stabilité adaptée de l'implant, mais pas trop haute pour éviter la fracture de l'os acétabulaire (76).
Malgré l'importance de l'évaluation de la stabilité primaire de l'implant acétabulaire (AC), il y a un manque d'outils adaptés pour évaluer cette propriété in vivo, en salle opératoire.
L'imagerie médicale ne peut pas fournir ces informations quantitatives sur l'interface os-
implants à cause des phénomènes de diffraction en présence de métaux (44,47) .
Actuellement, les chirurgiens évaluent surtout empiriquement et en fonction de leur propre expérience la stabilité de l'implant en écoutant le son produit lors de l'impact de l'ancillaire par le marteau.
Alors que des tests biomécaniques ont été utilisés pour évaluer la stabilité primaire de l'implant AC (54,77,78) ], ces approches restent destructrices et se limitent à des études in vitro ou sur des animaux. L’équipe de Cristofolini et al. a développé en 2006 un dispositif capable de mesurer les microlésions au niveau de l'os liées à l’interface des implants (79).
Malgré des résultats encourageants, l'installation a rencontré des problèmes de
reproductibilité. Des techniques vibratoires ont été utilisées estimer la stabilité primaire de l'implant (60,80). Cependant, une telle approche reste difficile à appliquer en salle d'opération et à notre connaissance, aucun outil n'est encore disponible pour aider
les chirurgiens évaluant la stabilité primaire de l'implant en peropératoire.
Récemment, notre groupe a montré que l'analyse de la variation de la force en fonction du temps produit pendant l'impact entre le marteau et l'ancillaire peut être utilisée pour
pour récupérer les propriétés d'insertion de l'implant. En réalisant des impacts reproductibles, la durée de contact s'est avérée être un indicateur utile pour suivre l'insertion de l'implant AC (64). Un deuxième indicateur basé sur le « momentum d'impact » s'est alors révélé encore plus précis (1) pour évaluer les conditions d'insertion de l'implant AC et évaluer la stabilité primaire de l'implant AC (2) .
Afin de développer un dispositif qui pourrait être utilisé en peropératoire d'une manière ergonomique directement sur le patient, un marteau a ensuite été appareillé électroniquement et la technique a été adaptée pour prédire la stabilité de l’implant AC (2,81) . Un modèle numérique a également été utilisé pour estimer la stabilité de l'implant acétabulaire, comprendre les phénomènes qui se produisent au cours de l'impaction et les résultats des
modèles numériques et expérimental ont été comparés (82). Cependant, le marteau d'impact n'a pas été testé dans une configuration
proche de celle de la salle d'opération, ce qui demeure le plus intéressant pour le développement futur de ce dispositif médical.
Le but de cette étude est d'évaluer si l'analyse des signaux d'impacts correspondant à la variation de la force en fonction du temps obtenue lors d'impacts entre un marteau et l'ancillaire pourrait être employée dans des conditions plus proches de celles de la salle d'opération, et qui permettrait de futures mesures in vivo. Pour ce faire, les expériences ont été réalisées avec des sujets anatomiques parce qu'une telle situation permet de mesurer la force d'arrachement, ce qui n est pas le cas lorsque vous traitez avec des patients réels Douze hanches humaines ont été testées ex vivo dans différentes configurations détaillées ci- dessous.
Matériel et Méthode
1. Spécimens de hanche cadavérique et implant acétabulaire
Six sujets anatomiques ont été utilisés dans cette étude. Elle a été approuvée par le comité d'éthique de l’école de chirurgie du Fer à Moulin (Paris, France), Aucun des auteurs n'a eu accès aux données d’identification des patients.
Les deux hanches de chaque sujet ont été testées, pour un total de 12 hanches étudiées.
Le geste chirurgical a ensuite été réalisé de la même manière que dans des conditions cliniques. Tous les sujets anatomiques ont été placés alternativement en décubitus latéral droit puis gauche Une approche postéro-latérale de l'articulation de la hanche a été réalisée chez tous les sujets anatomiques.
Après ouverture et exposition de la capsule articulaire, le col fémoral était coupé et la tête fémorale a été retirée. Quatre différents implants AC (prothèse de hanche non cimentée Cerafit, Ceraver®, Roissy, France) avec des diamètres différents (49, 51, 53 et 55 mm) ont été utilisés autant que possible pour chaque échantillon de hanche.
Tous les implants AC ont été vissés à un ancillaire et insérés en utilisant des impacts successifs, comme décrit plus en détail à la section ci-après.
2. Appareillage du marteau d’imapct
Les deux faces opposées d'un marteau instrumenté (m = 1,3 kg) ont été utilisées dans cette étude (voir figure 2.1), de même que dans notre étude précédente (81). La première face (appelée face d'impaction) a été utilisée pour insérer l’implant AC dans le tissu osseux. Le côté opposé du marteau (appelé face de mesure) a été équipé d'un capteur de force
piézoélectrique dynamique (208C05, PCB Piezotronics, Depew®, New York, USA) vissé sur
le marteau, de même que ce qui a été fait dans l’étude préliminaire (81).
Figure 2.1 : Marteau instrumenté avec un capteur de force piézoélectrique dynamique (208C05, PCB Piezotronics, Depew® , New York, États-Unis) vissé sur le côté opposé (83).
La figure 2.2 montre la configuration de mesure considérée lors de l'utilisation de ce marteau d'impact.
Figure 2.2 : Illustration de l'impact de l'implant AC réalisé avec la face de mesure du marteau d’impact pendant la phase des mesures. (83)
Lors de l'utilisation de la face de mesure, la variation temporelle de la force s(t) appliquée entre marteau instrumenté et l'ancillaire a été enregistrée en utilisant un module d'acquisition de données (NI9234, National Instruments®, Austin, TX, USA) avec une fréquence
d'échantillonnage de 51,2 kHz et une résolution de 24 bits. Une interface labview (National Instrument®, Austin TX, USA) a été utilisée pour enregistrer les signaux correspondant à la force appliquée entre le marteau et l'ancillaire
pour une durée de 2,5 ms.
3. Traitement du signal
Le signal s(t) de radiofréquence(rf) correspondant à la variation de la force en fonction du temps produite pendant l'impact entre le marteau et l'ancillaire a été traitée en utilisant un procédé de traitement de signal spécialisé décrit dans (81). Un seuil de 30 N a été utilisé pour identifier le début de l'impact. Pour chaque configuration, un indicateur quantitatif que j'ai appelé momentum d’impact (2) a été déterminée comme suit:
! ! !
!!! !"!!" ! ! !!"
!!
!!
où : A0 = 400 N, t1 = 0,35 ms et t2 = 1,11 ms. Le choix des valeurs t1 et t2 sera discuté dans la section suivante. Le logiciel Matlab (The Mathworks, Natick®, MA, États-Unis) a été utilisé pour analyser les données.
4. Tests de stabilité tangentielle
De même que ce qui a été fait dans des études précédentes (2,53,54,81), la stabilité primaire de l'implant AC a été évaluée en utilisant une configuration de test de stabilité tangentielle
représentée sur la figure 2.3.
Figure 2.3: Illustration de la configuration du test de stabilité tangentielle (la flèche représente la direction de la force appliquée. La force est appliquée perpendiculaire à l’axe d’insertion de l’implant, c’est à dire sur un axe antéro- postérieur. (83)
Alors que la hanche est tenue manuellement, un dynamomètre numérique (DFX2-050-NIST, AMETEK,® Elancourt, FRANCE) fixée à l'extrémité supérieure de l'ancillaire à un endroit
constant a subi progressivement une force croissante (étape d'environ 8 N.s-1) jusqu'à ce que l'implant AC soit extrait de la hanche. La valeur maximale F de la force obtenue lors du retrait de l'implant du cotyle a ensuite été enregistrée.
5. Protocole expérimental :
Le protocole expérimental a été réalisé par un chirurgien pour tous les sujets anatomiques comme décrit schématiquement à la figure 2.4.
Figure 2.4 : Représentation schématique du protocole expérimental utilisé pour chaque hanche de chaque sujet anatomique (83).
Le protocole de cette étude cadavérique a été soumis et approuvé par le comité scientifique de l'Ecole de chirurgie du Fer à Moulin. Le protocole est basé sur des considérations
empiriques déterminées par le chirurgien afin d'obtenir une nombre maximum de
configurations pour chaque hanche testée, ce qui permet d'optimiser l'utilisation au mieux des sujets anatomiques, tel que requis par le comité d’éthique de l’école de chirurgie.
Pour ce faire, notre approche consistait à ne pas tenir compte des différentes tailles d'implants AC et à reproduire autant que possible les expériences pour chaque spécimen de hanche, sans endommager l'acétabulum.
Insertion initiale de l'implant : Le chirurgien a d'abord choisi la plus petite taille d'implant
AC qui pouvait être inséré dans chaque hanche cadavérique, en fonction de l'anatomie de l'acétabulum. Une cavité osseuse était créée puis alésée en utilisant l'alésoir dédié fourni par le fabricant et en imposant un ajustement égal à 1 mm. L'implant AC a été inséré dans
l'acétabulum en impactant l’ancillaire porte-implant avec la face d'impaction du marteau jusqu'à ce que le chirurgien estime que l'implant ne pouvait pas être inséré plus loin sans endommager l'acétabulum environnant.
Protocole de mesure : Une fois l'implant AC inséré dans l'acétabulum, la valeur moyenne de
l'indicateur a été évaluée à l'aide d'un protocole d'estimation, qui était constitué par trois impacts successifs de l'ancillaire réalisés avec la face de mesure du marteau.
Pour chaque impact réalisé pendant le protocole d'estimation, l'amplitude maximale de la force appliquée entre le marteau et l'ancillaire était comprise entre 2500 et 4500 N.
Le signal de force s(t) a été traité en utilisant ! ! !
!!! !"!!" !!! ! !!"
!! afin de dériver la valeur de l'indicateur I pour chaque impact. La valeur moyenne Im des trois valeurs de I obtenues au cours du protocole d'estimation était alors déterminée. Ce protocole d'estimation a ensuite été réalisé trois fois de plus pour évaluer la reproductibilité de l'estimation de Im.
Par conséquent, le protocole d'estimation a été réalisé un
total de quatre fois, ce qui correspond à un total de 12 impacts réalisés avec la face de mesure du marteau. Ensuite, les valeurs d'écart moyen et standard (notées IM et ISD) obtenues pour
les trois valeurs de Im ont été déterminées. Notez que ISD correspond à la reproductibilité de la mesure effectuée en utilisant le protocole d'estimation susmentionné. Le choix du nombre total d'impacts (douze) et du nombre de protocoles d'estimation réalisés seront discutés dans le chapitre discussion. La stabilité de l'implant AC a ensuite été estimée avec le test de stabilité tangentielle décrit ci-dessus.
Répétition de la procédure : Une fois que l'implant AC était retiré du tissu osseux, il était
inséré à nouveau dans la même cavité osseuse, sans qu’elle n’ai subie un alésage
supplémentaire. Ensuite, le protocole de mesure décrit dans le dernier paragraphe a été à nouveau effectué. Notez que répéter la même procédure (y compris l'insertion, la mesure et l'extraction) avec le même implant et sans modifier la cavité ne conduit pas nécessairement à la même valeur de IM, ISD et F car l'implant ne pouvait pas être inséré de la même manière et en raison de l’abrasion osseuse dans le tissu osseux environnant.
Possible modification de la cavité. A la fin de ces deux procédures (conduisant à deux
valeurs de IM, ISD et F), le chirurgien décidait (sur la base de considérations empiriques) si une plus grande stabilité pouvait être obtenue avec le même implant, de forer avec le même alésoir si nécessaire et de répéter la procédure de mesure une deuxième fois, comme décrit ci- dessus.
Changement possible de la taille de l'implant. Une fois que le chirurgien estimait qu'une
stabilité plus élevée ne pouvait pas être obtenue avec le même implant AC, le chirurgien décidait si un plus grand implant pouvait être implanté dans la même cavité. Dans ce cas, la même procédure décrite ci-dessus était répété avec un implant ayant un diamètre juste légèrement supérieur à l'implant précédemment utilisé.
Ce protocole a abouti à un total de 86 configurations différentes (avec différents implants et propriétés de la cavité), correspondant à 86 valeurs de F, IM et ISD. Les relations entre IM
et F lorsque toutes les données ont été regroupées ont été étudiées en utilisant une analyse de régression linéaire.
Résultats :
Le tableau 1 montre le nombre d'expériences réalisées pour chaque hanche opérée suite au protocole décrit dans la sous-section matériel et méthode, ainsi que le diamètre de l'implant AC utilisé. Comme nous avons pu le constater, aucune fracture n'a été observée dans les hanches testées.
N° de sujet anatomique étudié
Diamètre de l’implant AC 1(D/G) 2(D/G) 3(D/G) 4(D/G) 5(D/G) 6(D/G)
49 mm 0/0 0/0 0/0 0/0 0/0 0/0
51 mm 2/2 2/0 00 2/4 2/2 2/0
53 mm 0/0 2/6 2/4 0/4 2/4 4/2
55 mm 0/0 2/4 4/8 2/4 2/2 2/2
Total 4 16 18 22 14 12
Tableau 1 : Nombre de configurations réalisées pour chaque sujet anatomique et chaque hanche. Les diamètres des implants AC sont également indiqués. D et G désignent respectivement à droite et à gauche.
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