L'utilisation du couple
alumine-alumine dans les prothèses totales de hanche devient
de plus en plus populaire. Le couple céramique sur céramique
a pour avantage essentiel de résister à l'usure et d'éviter
l'ostéolyse périprothétique induite par les débris
de polyéthylène (avec le ferme espoir d'augmenter la longévité
des PTH, en particulier chez les sujets jeunes et actifs1.
Boutin 5,6,7 en France fut le premier à introduire
le couple alumine-alumine dans les années 1970. Depuis, plus
de 100 000 prothèses alumine-alumine ont été implantées
dans le monde, et on peut considérer que la résistance
à l'usure de l'alumine est maintenant bien établie 6,
10, 20, 21, 30, 31, 34. Cependant, plusieurs études, la
plupart déjà anciennes, ont émis de sérieux
doutes sur l'utilisation d'un tel matériau dans les PTH, en insistant
sur le risque de fracture des implants, de descellements cotyloidiens,
voir même d'ostéolyse 12, 17, 22, 27, 29, 37, 39.
Les raisons de cette méfiance sont multiples, et incluent des grandes variations dans la qualité intrinsèque du matériau, un dessin et une conception des implants inadaptés, mais aussi un manque d'informations concernant les différents points clés de technique chirurgicale. A travers une expérience de 25 ans, nous rapportons l'évolution de la qualité du matériau et du dessin des implants, et exposerons les différents points de technique chirurgicale qui nous paraissent essentiels pour obtenir un résultat fiable et durable.
LE MATÉRIAU ALUMINE
Composition et proprietés physicochimiques
9, 34, 35
La céramique d'alumine utilisée dans les prothèses totales de hanche est une céramique dense polycristalline obtenue à partir d'une poudre d'oxyde d'aluminium compressée à très haute température (1600° C). C'est un matériau stable et chimiquement inerte d'une très grande pureté (>99.5) et de haute densité (>3.94), qui résiste à la corrosion in vivo. Sa mouillabilité est plus élevée que celle des métaux et des polymères (angle a= 44°) et offre une lubrification articulaire optimale. Cependant la fabrication de l'alumine de qualité "chirurgicale" requiert une haute technologie et des contrôles de qualités sévères, dont dépendent étroitement ses propriétés biologiques et mécaniques.
Propriétés mécaniques
Elles sont directement influencées par la qualité du matériau (densité, pureté, taille des grains) et se sont nettement améliorées pendant les 20 dernières années. L'alumine est un matériau très dur. Sa résistance aux rayures est 30 à 40 fois plus élevée que celle des alliages métalliques, ce qui lui confère une résistance exceptionnelle à l'usure à 3 composants (ciment, os, métal, hydroxyapatite). Mais c'est aussi un matériau très rigide (E= 380 GPa), respectivement 100 et 300 fois plus rigide que les polymères et l'os, possédant une faible capacité de déformation et d'absorption des chocs. Les conséquences sont multiples. Premièrement, la sphéricité des surfaces de frottement doit être très précise pour obtenir une congruence parfaite, minimiser les contraintes locales et permettre une lubrification suffisante à l'interface. Deuxièmement, la différence d'élasticité entre l'alumine et l'os ou le ciment augmente les contraintes en cisaillement à
l'interface, expliquant ainsi les difficultés de fixation des cotyles en alumine massive rencontrées dans le passé 4,5,14,17,24,25. Troisièmement, l'alumine a une résistance à la fracture relativement faible, ce qui en fait un matériau "fragile" au sens mécanique du terme, dont la déformation sous contrainte est linéaire sans aucune déformation plastique jusqu'à fracture. Plusieurs études ont insisté sur le risque fracturaire mais la plupart utilisaient une qualité de matériau médiocre et/ou une conception et un dessin des implants inadaptés. Actuellement, avec l'amélioration notable des procédés de fabrication, un contrôle sévère de la qualité et de la conception des produits finis (diamètre de tête, angle et rugosité du cône Morse) et l'utilisation d'une technique chirurgicale adaptée, le risque fracturaire le plus élevé peut être estimé à 1/2000 sur une période de 10 ans, ce qui reste comparable au risque de fracture d'autres matériaux tels que les polymères et les métaux 12,16,35.
Propriétes tribologiques
L'usure de l'alumine apparaît essentiellement par excavation des grains et dépend directement de ses propriétés physico-chimiques (mouillabilité, dureté), de sa qualité (taille des grains), du dessin des implants (sphéricité, fini de surface, "clearance" ou jeu articulaire) et enfin de la position des implants. Tous ces paramètres sont essentiels pour diminuer l'usure et peuvent expliquer certains résultats défavorables rapportés dans la littérature. 27, 34, 37, 39 Le couple Al-Al offre un très faible taux d'usure, bien plus faible que celui du couple métal-PE. In vitro, le taux d'usure se situe entre 0,03 et 16 microns par million de cycles dans des conditions normales. 34, 35, 39 Ces résultats ont été confirmés in vivo, avec des taux d'usure linéaire variant de 0,025 à 5 microns/ an sur des cotyles stables, 10, 28 alors que le couple métal-PE donne des taux d'usure variant habituellement entre 100 et 200 microns/an. Les résultats en terme d'usure volumétrique sont encore plus éloquants avec un taux d'usure d'environ 2000 à 5000 fois plus faible que celui du couple metal-PE et 40 fois plus faible que celui du couple métal-métal. De plus le couple Al-Al possède un coefficient de friction très bas qui diminue initialement puis se stabilise à 0,06 après une courte période de "rodage", contrairement à celui du couple métal-PE, qui lui augmente initialement puis se stabilise au environ de 0,1. 6, 23
Propriétés biologiques
L'alumine est un matériau biologiquement inerte qui provoque une réponse tissulaire très pauvre. L'implantation intraosseuse aboutit soit à une réaction fibreuse soit à un contact direct, en fonction de la forme de l'implant (massif ou particules) et des conditions mécaniques locales. 1,7,8,9,15,17,27,32 En l'absence de contrainte mécanique, le taux de contact direct entre l'alumine massive et l'os varie de 70 à 100%, mais il n'existe aucune liaison chimique. Le contact direct est favorisé par les forces en compression alors que les forces en cisaillement favorisent plutôt la formation d'une membrane fibreuse à l'interface. Ceci a été bien montré dans les séries cliniques utilisant des cotyles en alumine massive impactés, 4,6,7,l4 rapportant un taux inacceptable de "fixation fibreuse" avec ou sans mobilisation des implants. La réponse biologique aux particules d'alumine est très nettement moins intense que celle des particules de polymères et de métaux. Des études in vitro et in vivo ont montré que les débris d'alumine génèrent plutôt une réaction fibreuse où les macrophages sont rares et les cellules géantes absentes. 1,4,8,20,21,27 Le taux d'ostéolyse très faible rapporté dans différentes séries de PTH à long terme corroborent ces résultats. 2,3,4,11,13,114,17,118,19,25,29,30,31 Les seules véritables réactions ostéolytiques périprothétiques ont toujours été rapportées dans des situations pathologiques telles qu'un contact anormal alumine/métal (tête à jupe, cotyle vertical) ou un descellement, 3 ,4, 6, 39 et sont plus probablement la conséquence de débris métalliques ou de ciment que de débris d'alumine 20, 21.
EVOLUTION DES IMPLANTS EN
ALUMINE
Outre la qualité du matériau, le dessin des implants reste un paramètre essentiel qui a fait l'objet de nombreux essais dans le passé avec des résultats variables, certains péjoratifs d'autres plus optimistes.
Qualité du matériau
Dans les années 1980, la céramique d'alumine possédait une densité peu élevée et une porosité relativement importante, essentiellement en raison de la grosseur des grains. Depuis, la qualité de l'alumine a significativement augmenté : sa densité a augmenté, sa porosité a diminué et la taille maximale des grains est passée de 50 microns en 1970 à moins de 5 microns dans les années 1990. 10,34 Ceci a été obtenu par l'amélioration des procédés de fabrication et en particulier par l'utilisation du procédé HIP (High Isostatic Pressure).35 La conséquence directe a été une nette amélioration des propriétés mécaniques et tribologiques et une diminution notable du risque fracturaire (Tableau I). Par exemple, la résistance à la fracture d'une tête alumine de 32 mm Ceraver Ostéal (Roissy, France) est passée de 38kN dans les années 1970 à 102kN en 1998, ce qui correspond à 2 fois le minimum recommandé (46kN) par la FDA américaine (Food and Drug Administration).
|
TABLEAU
1: EVOLUTION DES PROPRIÉTÉS DE L'ALUMINE
| |
Années
1970 |
Années
1990 |
| Densité
(g/cm3) |
3.90 |
3.98 |
| Taille
des grains (mm) |
50 |
3 |
| Dureté
(selon Vickers) |
1800 |
2000 |
| Résistance
à la fracture de la tête (kN)1 |
38 |
102 |
| Taux
d'usure (mm/an) |
5-10 |
1-5 |
1
: Tête alumine de 32 mm avec col moyen de Ceraver Osteal
(Roissy, France)
|
Géométrie de la tête Alumine
La rugosité, la sphéricité, et le jeu articulaire ("clearance") ont eux aussi nettement été améliorés depuis 25 ans. Dans les années 1970, des variations notables dans la sphéricité de la tête ont conduit à une clearance variable et non reproductible entre les composants, pouvant aboutir à des effets néfastes sur le comportement tribologique. A cette époque, les fabricants préconisaient d'ailleurs l'utilisation de composants appairés. Depuis 1993, les procédés de fabrication permettent l'utilisation de composants non appairés. La rugosité des têtes alumine a diminué jusqu'à 0,1 micron et les déviations de la sphéricité de la tête sont maintenant de l'ordre du micron. La clearance entre les implants se situe entre 10 et 50 microns, et apparaît idéale pour une lubrification optimale et une usure minimale. Le dessin de la tête est aussi un paramètre essentiel dans le risque fracturaire et le débattement articulaire. Les faibles diamètres (< 28mm) augmentent le risque de fracture et le risque de contact métal-céramique dans les mouvements extrêmes de la hanche. Ceci a particulièrement été rencontré dans les têtes à jupe et peut expliquer certains cas d'ostéolyse. 22, 24, 39 Nous utilisons depuis les années 1980 une tête alumine de 32 mm permettant d'obtenir une résistance mécanique suffisante tout en minimisant le risque de contact alumine-métal (débattement articulaire de 129° pour un col moyen avec un cône 12/14). La méthode de fixation de la tête alumine sur la tige a fait elle aussi l'objet de nombreuses études. Initialement la tête alumine était collée, et plus tard brasée. Ces deux méthodes ont montré rapidement leur limite. 4, 5, 6 Depuis 1977, nous utilisons le cône Morse, qui fut initialement introduit en Allemagne en 1974. 17,24 Les procédés de fabrication ont permis un meilleur contrôle de la précision de l'angle et de la rugosité du cône, de telle sorte que la résistance mécanique de la tête alumine a augmenté et que le risque fracturaire peut aujourd'hui être considéré comme négligeable. 12, 16, 35
Le dessin du cotyle
L'échec de fixation
de l'implant cotyloïdien était la principale cause de reprise
des prothèses alumine-alumine dans le passé. 4,11,14,25,30,31
Cependant, contrairement aux cotyles en polyéthylène,
le mécanisme d'échec de fixation n'était pas lié
à l'usure mais lié à la grande rigidité
de l'alumine, à son inertie biologique, et une conception des
implants inadaptée aux caractéristiques du matériau.
La grande variété des implants cotyloïdiens illustrent
bien les difficultés rencontrées durant les 20 dernières
années. Boutin, le pionnier, a utilisé un cotyle sans
ciment en alumine massive muni d'un téton central. 5,6,7
A la même période, Mittelmeier utilisait un cotyle en alumine
massive vissé. 22, 24, 29, 36, 39 D'autres cotyles
en alumine massive ont ensuite étaient utilisés, munis
de rainures, de tétons multiples, impactés ou vissés.
4, 14 Ce type de fixation a abouti à un taux élevé
de "fixation fibreuse", illustrant directement l'inertie biologique
de l'alumine et dont l'évolution à long terme reste incertaine.
Nous avons fait les mêmes constatations en utilisant au début
des années 1980 un cotyle en alumine massive impacté muni
de rainures (Cerapress, Ceraver Ostéal). 14 Pendant
cette période, le même cotyle (Cerapress) a été
cimenté. 25 La survie globale était de 83%
à 10 ans et 70 % à 15 ans, avec de meilleurs résultats
chez les sujets jeunes. La plupart des échecs était due
au descellement du cotyle et imputable à la grande rigidité
de l'alumine. Celle-ci provoquait des surcontraintes à l'interface
pouvant aboutir à une fracture du ciment et conduisant à
terme à un descellement à l'interface alumine-ciment.
De nouveaux espoirs sont apparus avec l'arrivée des cotyles "pressfit
metal-back". La difficulté principale était de fixer de
façon fiable l'insert en alumine dans la cupule métallique.
Le choix porta sur un système de cone Morse inversé avec
un angle de 5°40'. L'essai clinique a débuté en 1983
par l'utilisation d'un anneau vissé lisse associé à
une tige en alliage de titane munie d'une collerette. La fixation de
l'insert en alumine s'est avérée fiable. Par contre, le
taux de migration cotyloïdienne atteignait 13 % à moyen
terme, avec comme facteur de risque principal les reprises présentant
une qualité osseuse médiocre ou une perte de substance
osseuse acétabulaire 38. La migration du cotyle fut
attribuée à une mauvaise conception de la cupule "metal
backed" et, entre autre, au choix d'une surface lisse. Depuis 1989,
nous utilisons une cupule impactée en titane recouverte d'un
grillage serti en périphérie (cotyle Cerafit, Ceraver
Ostéal) (Fig. 3) avec le même système de fixation
de l'insert en alumine et la même tige cimentée, dont la
survie atteint 97 % à 15 ans (Fig. 4).
Figures
4. Exemples :
(A) Prothèse
totale alumine-alumine hybride chez une femme de 45 ans, comportant
un cotyle pressfit metal-back recouvert d'un grillage, et une tige cimentée
avec collerette. Excellents résultats clinique et radiologique
à 10 ans.
(B) Prothèse totale alumine-alumine sans ciment chez un homme
de 30 ans souffrant d'une nécrose de hanche. La cupule est volontairement
horizontale (<45°) et la tige bien adaptée et correctement
alignée.
Avec cette configuration
hybride, une amélioration significative de la fixation du cotyle
a été obtenue, avec une survie de 97.5 % à 9 ans
en prenant comme échec la révision pour descellement aseptique.3
Sur une série consécutive de 234 hanches opérées
entre 1990 et 1992, 6 cotyles ont été repris pour descellement,
2 cotyles étaient considérés comme descellés,
et 2 tiges présentaient une ostéolyse isolée. La
stabilité primaire du cotyle et une qualité osseuse satisfaisante
sont apparus comme des facteurs essentiels pour une fixation durable.
Des spéculations sur l'origine des 2 cas d'ostéolyse fémorale,
basées en particulier sur la production de débris de Ti
à partir d'une éventuelle rupture du grillage de la cupule,
voire d'un microdébattement de la tige (fretting) nous ont fait
évoluer vers une nouvelle conception du cotyle et de la tige,
tous deux sans ciment recouverts d'hydroxyapatite (Fig 4). Cette association,
dernière en date, est utilisée seulement depuis 1997.
Sur les 96 premières hanches chez 90 patients (âge moyen
46 ans) opérés entre novembre 97 et août 2000, on
déplore 9 fissures peropératoires sans conséquence,
essentiellement dans les cas de reprises, illustrant la courbe d'apprentissage
de la tige sans ciment, et un cas de migration cotyloïdienne précoce
rattachée à une erreur technique chez un patient présentant
des séquelles de fracture du cotyle avec greffe massive. A un
recul moyen de 12 mois, 92.5% des hanches ont un excellent ou très
bon résultat clinique. Aucun liseré, migration ou fracture
d'implant n'est rapporté.
TECHNIQUE CHIRUGICALE
L'implantation d'une prothèse totale de hanche alumine-alumine ne peut et ne doit se faire que sous certaines conditions, concernant aussi bien le patient que la technique chirurgicale proprement dite. La prothèse totale de hanche alumine-alumine est indiquée chez le patient jeune et actif dont l'espérance de vie dépasse à priori 20 ans, en pratique, chez les patients de moins de 65 ans en bon état général. Tous les implants doivent être fournis par le même fabricant.
Le planning préopératoire doit s'attacher particulièrement à apprécier la qualité osseuse et à analyser l'anatomie de la hanche opérée. Ces 2 paramètres vont déterminer la faisabilité de l'intervention. I1 est recommandé d'exclure les patients présentant une grande ostéoporose, les patients présentant une grande dysplasie ou une destruction importante de l'acetabulum, et les patients dont le diamètre de l'acetabulum est inférieur à 50 mm. Cependant, avec l'expérience, il est toujours possible de restaurer l'anatomie de l'acetabulum par des greffes, sous réserve que les conditions exposées ci-dessous soient remplies.
Une simple radiographie
standard du bassin et de la hanche de face et de profil est suffisante
dans la grande majorité des cas. La position et la taille des
implants sont déterminées de manière classique
à l'aide de calques. Dans certains cas difficiles, un TDM peut
être nécessaire pour mieux apprécier la dysplasie
cotyloïdienne et la taille réelle de l'acetabulum.
Figure
1. L'implantation du cotyle pressfit Cerafit HA (Ceraver-Osteal)
Exposition du cotyle
après capsulectomie complète (A): le fémur est
translaté en avant et maintenu par un écarteur contre-coudé.
Un autre écarteur contre-coudé est introduit dans le trou
obturateur. Le fraisage est centré sur l'arrière-fond
et se poursuit jusqu'à obtenir un avivement de la périphérie
de l'acetabulum sans perforation de l'arrière-fond (B). La cupule
est volontairement impactée de façon plus horizontale
(< 45°) avec 20 à 30° d'antéversion pour
offrir des conditions d'usure minimale et réduire le risque de
luxation. Les vis additionnelles ne sont pas utiles si la stabilité
primaire est déjà acquise après impaction (C).
L'insert en alumine est positionné avec soin dans la cupule.
L'impaction définitive ne doit se faire qu'après avoir
parfaitement nettoyée la cupule et vérifier le bon positionnement
de l'insert (D).
La voie d'abord est fonction du chirurgien. Nous recommandons l'emploi de la voie postéroexterne. Celle ci ne sera pas développée et seuls certains points qui nous paraissent essentiels seront précisés. Une exposition parfaite du cotyle est nécessaire (Fig 1). Pour se faire, la section partielle du tendon distal du grand fessier à 1 cm de la ligne âpre peut être utile dans les hanches très raides. Elle facilite la translation antérieure du fémur après section du col et offre ainsi une meilleur exposition du cotyle. Une fois le cotyle exposé, la capsule inférieure et surtout antérieure est excisée (Fig 1). Celle-ci est souvent épaisse et rétractée. Son excision a pour avantage de faciliter encore la translation antérieure du fémur, d'éviter un éventuel conflit antérieur (effet came) en rotation interne, et de diminuer le risque de luxation. La fraisage du cotyle est réalisé à l'aide de fraises motorisées en commençant par une petite taille (44 ou 46 mm) en veillant à bien se centrer sur l'arrière-fond (Fig 1). Dans certains cas où la paroi antérieure est frêle ou dysplasique, il est préférable de diriger la fraise en haut en arrière. La taille du fraisage augmente de 2 en 2 mm jusqu'à obtenir un avivement simultané de la périphérie du cotyle et de l'arrière-fond, en veillant à ne pas perforer ce dernier. En cas d'impossibilité (grandes dysplasie ou destruction), une greffe osseuse est nécessaire. En cas de qualité osseuse médiocre, il est préférable de conservé l'os sous chondral du toit.
L' implantation du cotyle (fig. 3)
Figure
3. Les 2 types de cotyles sans ciment Alumine " metal backed " (Ceraver-Osteal).
Le cotyle Cerafit implanté
de 1989 à 1996 (A). La cupule en alliage de Ti est presque hémisphérique
et recouverte par un grillage. 1 à 3 vis additionnelles sont
utilisables pour renforcer la tenue primaire de l'implant. Le cotyle
Cerafit HA utilisé depuis 1997 (B). la cupule est entièrement
recouverte d'hydroxyapatite. L'insert en alumine est fixé par
un système de cône Morse inversé.
2 types de cotyle sont disponibles (Cerafit and Cerafit HA, Ceraver-Ostéal). Tous deux comportent une cupule "metal back" en alliage de titane, presque hémisphérique, munie de 3 trous de vis au niveau du toit, et un insert en alumine fixé dans la cupule par un système de cône morse inversé possédant un angle de 5° 40'. La cupule du cotyle Cerafit est recouvert d'un grillage en titane pur serti, alors que le cotyle Cerafit HA possède une surface rugueuse revêtue d'hydroxyapatite de 50 µm d'épaisseur. Le cotyle Cerafit HA, le plus récent, sera pris comme description.
Une fois le fraisage de l'acetabulum terminé, un cotyle d'essai permet de vérifier la taille et la couverture de l'implant définitif. Celui-ci est positionné manuellement à l'aide d'un applicateur. I1 est recommandé d'utiliser un cotyle d'essai dont la taille est inférieure de 2 mm à celle de la dernière fraise pour préserver l'élasticité de l'acetabulum. La taille est jugée correcte si le cotyle d'essai est bien couvert et si celui-ci a une tenue par lui-même. La taille minimale est de 50 mm pour les implants standarts avec une tête de 32 mm. Des cotyles de 46 ou 48 mm sont disponibles sur commande avec une tête de 28 mm. I1 est possible d'appliquer au fond de l'acetabulum les produits de fraisage, en particulier pour combler les pertes de substance osseuse cavitaires. Le cotyle définitif a la même taille que celle de la dernière fraise ("taille pour taille"). I1 est impacté fermement avec 20 à 30° d'antéversion et 40° d'inclinaison. Ce positionnement, plus horizontal que d'ordinaire (< 45°), est essentiel pour minimiser l'usure du couple alumine-alumine. L'antéversion "généreuse" est elle aussi fondamentale pour éviter un conflit antérieur du cotyle avec le psoas et un contact du col avec la céramique en flexion, et pour diminuer le risque de luxation postérieure. Il faut chercher à obtenir un contact intime os-cupule que l'on peut vérifier à travers les trous de vis additionnelles. La stabilité primaire est testée manuellement. En cas de doute, si la qualité osseuse est médiocre, ou s'il existe une perte de substance osseuse ou un défaut de couverture, 2 à 3 vis peuvent être ajoutées pour parfaire la stabilité. Si la stabilité primaire est insuffisante, il est préférable d'opter pour un autre système de fixation. La cupule doit être parfaitement propre avant de positionner l'insert en alumine. Celui-ci est appliqué manuellement en vérifiant scrupuleusement l'absence d'incarcération de parties molles ou de débris osseux. Son positionnement est correct si le débord de l'alumine par rapport à la cupule métallique est inférieure à lmm et parfaitement symétrique. L'impaction définitive doit se faire délicatement à l'aide d'un poussoir prévu à cet effet par un ou deux coups de marteau (Fig 1). Enfin d'éventuels ostéophytes des cornes sont réséqués.
L'implantation de la tige
La tige Ceraver Osteal est en alliage de titane. Elle peut être cimentée ou non.
La tige cimentée est
lisse, anodisée et munie d'une collerette. Plusieurs tailles
sont disponibles dans le but d'obtenir un remplissage maximal du canal
médullaire et de limiter le rôle mécanique du ciment.
La passage des râpes de taille croissante se fait avec 15°
d'anteversion jusqu'à frottement dur et jusqu'à obtention
d'un contact parfait calcar-collerette. La tige d'essai est introduite
munie d'une tête d'essai avec le col de longueur voulue (court,
moyen, long). La hanche est réduite et l'opérateur vérifie
l'orientation des implants, la longueur du membre et la stabilité
de la prothèse. La tige définitive muni d'un protecteur
du cône Morse est ensuite cimentée après lavage
du canal médullaire et mise en place d'un obturateur synthétique
en polyéthylène. Le cimentage s'effectue à l'aide
d'une seringue simple et d'un drain aspiratif avec un ciment de basse
viscosité. Le protecteur du cône morse est enlevé
et l'intégrité du cône est vérifiée.
Le cône Morse est parfaitement nettoyé des éventuels
débris de sang et la tête alumine 32 avec la longueur de
col voulue est impactée délicatement. La hanche est réduite
en veillant à éviter l'incarcération de parties
molles et la stabilité et la longueur du membre sont de nouveau
vérifiées.
Figure
2. L'implantation de la tige sans ciment (Ceraver Osteal)
Un ciseau spécial
est disponible pour préparer l'introduction de la rape (A). Il
nécessaire de raper la face médiale du grand trochanter
pour éviter une malposition de la tige en varus, en prenant soin
de ne pas léser le moyen fessier (B). La tige sans ciment, entièrement
recouverte d'hydroxyapatite et munie d'ailettes dans sa partie proximale
(C), est fermement impactée dans le fémur jusqu'à
ce que son épaule soit au contact de l'os spongieux du grand
trochanter (D).
La tige sans ciment Ceraver Osteal est en alliage de titane complètement recouverte d'hydroxyapatite (Fig 2). La tige est en forme de coin, possède des aillettes antérieures et postérieures proximales, et n'a pas de collerette afin de favoriser un ancrage primaire proximal. 10 tailles sont disponibles pour obtenir un remplissage métaphyso-diaphysaire maximal. I1 faut veiller à éviter une malposition en varus. Pour cela, la râpe doit être introduite le plus près possible de la fossette digitale du fémur, préalablement débarrassée de ses parties molles. Un passage de la râape sur la face interne du grand trochanter est souvent nécessaire (Fig 2). La râpe est inserée à 15° d'antéversion, en la contraignant en valgus, jusqu'à frottement dur. Une tête d'essai est insérée directement sur la râpe après ablation du porte-rape. La hanche est réduite et la longueur et la stabilité sont vérifiées. La tête peut être changée pour un col de longueur différente. En début d'expérience, il est recommandé de pratiquer une radiographie peropératoire pour vérifier la taille, l'alignement de la tige et éventuellement éliminer une fracture du fémur. La râpe est retirée, le canal médullaire lavé, et la tige définitive de même taille est introduite à frottement dur (Fig 2). Les étapes suivantes sont identiques. La fermeture se fait de manière classique sans réinsertion des muscles pelvitrochantériens.
Les suites
Aucune rééducation spécifique n'est recommandée. La mobilisation passive de la hanche est entreprise immédiatement à l'aide d'une poulie, associée à des exercices de contraction statique de la cuisse et des fessiers. La station assise est autorisée au deuxième jour et la marche dès le troisième jour à l'aide de 2 cannes avec appui complet. La montée et descente des escaliers se fait les jours suivants. Le retour à domicile s'effectue entre 7 et 10 jours accompagné de conseils pour éviter la luxation postérieure. Les exercices physiques débutent après 2 mois et l'activité sportive au troisième mois (marche, vélo, nage). Au delà de 6 mois, aucune restriction dans les activités quotidiennes n'est préconisée (sport, profession, activité sexuelle ..).
CONCLUSION
De nombreuses études
in vivo et in vitro illustrent maintenant le fait que l'alumine offre
une excellente résistance à l'usure et que la grande majorité
des échecs des prothèses alumine-alumine n'est pas directement
liée au matériau lui même. Avec une qualité
"chirurgicale" du matériau, une conception et un dessin des implants
adaptés, et une connaissance des différents points techniques
spécifiques, une augmentation significative de la longévité
des prothèses totales de hanche peut être attendue. La
prothèse alumine-alumine dans sa conception actuelle représente
une alternative très intéressante aux prothèses
conventionnelles chez les sujets jeunes et actifs.
| Bibliographie |
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Maîtrise
Orthopédique n°111 - Février 2002
