Comme le Medecin, qui desire trencher Quelque member incurable, avant que d'aprocher Les glaives impiteux de la part offense, Endort le patient d'une boisson glacee, Puis sans nulle douleur, guide d'usage et d'art, Pour sauver l'homme entier, il en coupe une part . . .

Guillaume de Saluste Seigneur Du Bartas. La Sepmaine ou Creation du Monde, Le sixiéme jour (960-65). 1581

Introduction

L’histoire de la chirurgie en général et de l’arthroplastie prothétique en particulier est faite d’un va et vient perpétuel entre la nécessité du sacrifice des tissus pathologiques et la volonté de préserver l’intégrité corporelle de l’opéré. En matière de prothèse totale de hanche, malgré l’excellente qualité des résultats des prothèses à tige « normales », il existe un courant qui vise à réduire la dimension de la tige fémorale dans le but de rendre la pose d’une prothèse la moins agressive possible pour le stock osseux et pour les partie molles.

Cet article est un survol historique des tentatives de se passer d’une tige fémorale diaphysaire lors d’une arthroplastie prothétique de hanche. Elle ne mentionne que les modèles présentés avant le XXIème siècle.

En 1840 à New York, Carnochan ^[28] implante un bloc de bois entre les parties détruites d’une articulation de hanche. Cette arthroplastie d’interposition et d’autres pratiquées avec de la peau, du tissu aponévrotique, de la vessie de porc ou même de la feuille d’or donnent toutefois des résultats imprévisibles et laissent des séquelles douloureuses.

C’est le chirurgien berlinois Thémistocles Gluck ^[8] qui décrivit le premier une implantation de hanche artificielle en 1890, réséquant la tête et le col du fémur pour les remplacer par un implant en ivoire fixé au fémur par des vis et par un ciment « maison » fait de colophane, de pierre ponce et de plâtre. Ces « prothèses de hanche » étaient très peu durables.

En 1919, à La Ferté-Gaucher en Seine-et-Marne, Pierre Delbet (1861-1925) utilise une prothèse fémorale en caoutchouc ^[28] pour remplacer certaines parties de l’articulation de la hanche après fracture du col du fémur.

En 1925, le chirurgien orthopédiste norvégien Marius N. Smith-Petersen (1886-1953), installé à Boston, utilise d’abord des prothèses de resurfaçage en verre posées sur la tête fémorale pour stimuler la régénération du cartilage ^[32]. Bien que biocompatible, le verre a tendance à se briser. Après avoir essayé le Viscaloïd, le Pyrex et la Bakélite, Smith-Petersen introduira en 1936 les cupules en Vitallium (alliage CoCrMo). Celles-ci améliorent les fonctions des hanches déformées. En 1938, un modèle modifié est mis sur le marché. Aufranc met lui aussi au point des cupules métalliques en 1954.

En 1926, le chirurgien britannique Ernest W. Hey-Groves (1872-1944) conçoit un gros clou en ivoire pour le remplacement des surfaces articulaires. Ce dispositif précurseur des prothèses à tige courte donne des résultats mitigés ^[9].

En 1938, Phillip Wiles implante à Londres les premières endoprothèses totales de hanche ^[36].

Une tige fémorale, fixée par une ostéosynthèse externe par plaque, supporte une tête fémorale s’articulant avec un cotyle métallique stabilisé par deux vis. Wiles implantera en tout 8 de ces prothèses en acier, qui finiront cependant par se desceller.

Un brevet déposé en 1951 par Marie B. Collinson, décrit un dispositif comparable.

En 1940, en Caroline du Sud, Austin T. Moore (1899-1963) et Harold R. Bohlmann (1893-1979) remplacent une tête fémorale envahie par une tumeur par une prothèse à tige. Ce type de prothèse en CoCrMo (Vitallium) est implanté sans ciment dans le fémur. On utilise aujourd’hui encore les prothèses de Moore pour traiter les fractures du col du fémur chez les patients âgés et peu mobiles ^[21].

À la même époque, à New York, Friedrich R. Thompson (1907-1983) met au point une prothèse analogue pour les têtes fémorales détruites.

Les frères Jean (né en 1905) et Robert (1909-1980) Judet conçoivent en 1946 une cupule à tige en Plexiglas (PMMA).

Ils résèquent entièrement la tête fémorale et posent la prothèse sur la tranche de section cervicale ou dans un orifice foré dans le col recevant une tige courte ^[14]. Ils procéderont à plus de 600 implantations entre 1946 et 1950. Les bons résultats à court terme sont toutefois obérés par une résistance insuffisante à la rupture, par une instabilité en rotation et par l’abrasion du PMMA, appelée « acrylose ». Ces problèmes de rupture et d’abrasion disparaissent avec les variantes en Vitallium de ce type de prothèse. Toutefois, comme dans les prothèses de Moore, le frottement et les différences d’élasticité entre les pièces articulaires peuvent provoquer des dégâts considérables au niveau du cotyle. L’expérience met toutefois en lumière les avantages qu’il y a à respecter le col du fémur. Selon un aphorisme de Judet : « L’expérience, c’est apprendre de ses erreurs. »

L’expérience des frères Judet inspire à Edward J. Haboush (1904-1973), de l’Hospital for Special Surgery de New York, l’idée d’appliquer directement un ciment dentaire acrylique à prise rapide sur le col du fémur ^[28]. Lippmann, McBride et Merle d’Aubigné utilisent, eux aussi, des variantes des hémiprothèses de Judet.

Par la suite, l’évolution des cupules prothétiques ne donnera que des résultats médiocres : Bohlmann, Fitzgerald et Thompson au début des années 1950, et après eux Neff en 1958 et Charnley, avec sa double cupule, en 1961 subissent des échecs alors que les essais en laboratoire semblaient prometteurs.

Dans les années 1970, la cupule couplée mise au point par Wagner est très utilisée ^[35].

La pièce fémorale est initialement métallique et le cotyle en polyéthylène. Comme dans les prothèses utilisées par Charnley, l’abrasion du polyéthylène provoque des ostéolyses, des granulomes et favorise les descellements. Le changement de matériau permettra d’obtenir un meilleur taux de survie. Howie recommande d’utiliser un cotyle en céramique : les descellements se font plus rares mais le taux de fracture augmente.

C’est Pierre Boutin qui utilisa le premier le couple céramique-céramique, également utilisé pour les endoprothèses à tige courte. Laurent Sedel rendra compte de leurs avantages à long terme dans les années 1990 ^[31].

Derek McMinn adopte pour le resurfaçage le couple métal-métal, identique à celui utilisé dans les années 1950 par McKee et Farrar avec de bons résultats à long terme. Ces années s’avéreront très importantes pour le développement des prothèses de hanche. Sven Kiaer introduit le ciment osseux acrylique, Sir John Charnley (1911-1982) fixe ses implants, de plus en plus perfectionnés, avec du PMMA emprunté, pour les premiers essais, à un ami dentiste. Le chirurgien suisse Maurice Edmond Müller (1918-2009) modifie la forme banane de la tige et évite ainsi les ostéotomies trochantériennes. En utilisant une tête d’un diamètre de 32 mm au lieu des 22 mm habituels, il parvient à réduire la fréquence des luxations ^[23].

Les prothèses respectant le col du fémur et les prothèses à tige courte ont un ancrage primaire et secondaire dans la métaphyse, entre le petit et le grand trochanter, et s’appuient électivement sur la face interne du fémur. Les prothèses de hanche sans ciment de tous types sont rarement en contact avec l’os sur plus de 20 % de leur surface. Leur ostéo-intégration ne peut être garantie que si une stabilité primaire suffisante est obtenue par la technique du press-fit.

En 1976, Jakob Huggler met au point des prothèses à vis de compression (DSP) implantées en réséquant la tête et en respectant le col du fémur, qu’il implantera pour la première fois en 1978. 

Le but est d’utiliser le col du fémur pour la fixation intra-osseuse et de modifier aussi peu que possible l’importance, l’orientation et la répartition physiologique des contraintes dans le fémur. La stabilité postopératoire immédiate est théoriquement assurée par la grande rigidité en flexion du mandrin métaphysaire et du manchon central et par la précontrainte exercée par le boulon fileté. Huggler rapportera un taux de survie de 79 % au recul de 10 ans ^[12]. D’autres études, faisant état d’un taux de descellement de 3 % au cours des deux premières années, décrivent la facilité de remplacement par une tige standard et rapportent des résultats globalement bons à très bons. ^[30]. Les résorptions osseuses massives en zone de traction et les douleurs latérales « en bande » ne sont cependant pas rares. L’os enrobe souvent le disque de compression sur ses faces latérale et supérieure.

La prothèse est initialement disponible dans les tailles 40 et 44. A la suite des études anatomiques de Menge, la taille 38, plus petite, viendra s’y ajouter.

La prothèse DSP ne sera autorisée sans réserve qu’après une phase d’essai de 15 ans.

La prothèse à tirant d’ancrage (ZAP) selon Nam Nguyen est développée dans la clinique de Menge.

Le tirant d’ancrage précontraint la prothèse à tige courte et neutralise les efforts en rotation. Menge décrit des résultats à court terme satisfaisants et comparables pour les deux prothèses [18, 19, 20]. En 2003, à Baden-Baden, il présente une étude prospective de 226 implantations de DSP avec un âge moyen des patients de 65,5 ans et un taux de descellement inférieur à celui d’autres systèmes pour des groupes à risques comparables. La prothèse à tirant d’ancrage selon Nguyen est utilisable pour des anatomies fémorales de petites dimensions. Sa maîtrise nécessite un apprentissage moins long que celui de la DSP selon Huggler et Jakob, mais elle est moins économe du stock osseux ^[20].

En 1986, Ingo Kliefoth fait breveter une prothèse proche de la DSP.

Ritter ^[2] utilise lui aussi le principe des vis de traction pour transmettre à la corticale interne, par l’intermédiaire d’une collerette, les efforts de compression exercés par la prothèse à tige courte.

La prothèse Copf-Holz ^[2] essaye de reproduire la structure trabéculaire de l’os spongieux dans le fémur proximal.

Pipino de Gênes, Italie ⁽¹⁹⁷⁹⁾ est le premier chirurgien à poser des prothèses à collerette « anatomiques » respectant le col fémoral. La préservation du col fémoral présente plusieurs avantages potentiels : meilleur ancrage, stabilité accrue et meilleure répartition des contraintes ^[26].

La collerette a pour but de transmettre les forces de compression à la corticale proximale et de protéger la tige de la prothèse des particules d’abrasion. Cela suppose toutefois une résection correcte. Une mise en place non ajustée peut compromettre le calage de la tige et empêcher son intégration secondaire. Si la prothèse est calée trop tôt alors que la collerette n’est pas en appui, l’os proximal peut se résorber.

L’ancrage se fait alors au niveau de la métaphyse, sur le col et au niveau des trochanters. Les résultats publiés par Pipino en 2000 font état de 82 % de bons à très bons résultats à long terme et de 6 cas de douleurs permanentes dans la cuisse ^[27].

Dans les années 1980 à Düsseldorf, Burkhard Maaz utilise une prothèse à tige courte à cimenter.

En 1984, Bernard F. Morrey met au point une prothèse à tige courte conique à la Mayo Clinic de Rochester. La résection passe au niveau du bord supéro-externe du col du fémur.

La tige courte Mayo à ancrage métaphysaire et appui cortical externe a été conçue pour assurer une parfaite stabilité primaire grâce à l’ancrage proximal, une excellente résistance à la migration, une bonne stabilité secondaire, et faciliter la reconstruction de l’architecture physiologique de l’articulation de la hanche.

Son concepteur a publié ses résultats, avec un taux de survie de 98,2 % à 10 ans ^[22].

La prothèse« Cigar » n’avait pas une grande diffusion, et est bientôt disparue du marché.

G. Bousquet et A. Rambert ont également conçu une prothèse comparable à la « Cigar ».

Les prothèses de col du fémur à surface macroporeuse, faites d’un alliage de cobalt, chrome et molybdène, sont conçues pour assurer un ancrage métaphysaire.

Elles seront suivies en 1999 de l’ESKA Cut. Les temps de survie publiés sont très variables : 49,1 % à 8 ans ^[13], 88,4 % à 4,9 ans ^[6], ou encore une probabilité de survie cumulée selon Kaplan-Meier de 98 % à 6,6 ans ^[25,33].

Lors de son implantation, la prothèse de hanche transmet le flux des contraintes en se substituant aux lignes de force naturelles. Les efforts sont transmis distalement ^[34]. La prothèse à tige courte rigide dans l’os élastique ne peut durablement assurer ce transfert de forces que si elle est ancrée au niveau proximal et non fixée au niveau distal ou si elle s’intègre à l’os. L’ostéointégration, réduisant les mouvements relatifs, est indispensable à la stabilité à long terme de l’implant. Si une membrane de tissu conjonctif se forme entre l’os et la tige de la prothèse, l’intégration secondaire devient impossible et la stabilité est compromise. Il peut aussi y avoir une résorption osseuse. La macrostructure et la microstructure des prothèses influent sur l’ostéo-intégration secondaire. L’optimisation de la macrostructure vise à éviter les pics de contraintes. Les substances bioactives ostéoconductrices telles que l’hydroxyapatite favorisent l’ostéointégration, ainsi que les couches de phosphate de calcium, intéressantes pour les prothèses à tige courte dont la surface est réduite.

Depuis 2000, différents modèles de tiges courtes se sont bien fait accepter. Il serait utile de disposer de données à moyen et long terme pour distinguer les concepts réussis de ceux qui le sont moins.   

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Photos :
[MO] Maîtrise Orthopédique Janvier 1991: Pictures in an exhibition: A collection of portraits of Judet prosthesis de T. Judet, H. Judet,
[K]: Dr. med. H.Kuhn
[M]: Prof. Dr. M. Menge Allemagne.

Figure 1 : Hanche artificielle de Gluck 1890 [8].

Figure 2 : Cupule pour tête fémorale de Smith-Petersen [32].

Figure 3 : Arthroplastie avec clou en ivoire, Groves 1926 [9].

Figure 4 : Endoprothèse totale de hanche de Wiles [36].

Figure 5 : Le brevet de 1951 de Marie B. Collinson.

Figure 6 : La prothèse acrylique initiale des frères Judet (MO).

Figure 7 : La prothèse totale à petite queue des frères Judet (MO).

Figure 8 : Documentation originale de la cupule de Wagner.

Figure 9 : Prothèses DSP Mk II et Mk III selon Huggler et Jakob. Photo [M].

Figure 10 : Une prothèse DSP 12 ans après l’implantation. Photo [M].

Figure 11 : Petit fémur ovale, dont les proportions acceptent mal un forage de 40.  Photo : [M].

Figure 12 : Prothèse à tirant d’ancrage selon Nguyen. Photo : documentation commerciale.

Figure 13 : Radios de dysplasie avant et après pose d’une prothèse ZAP. Photo : [M].

Figure 14 : Dessin du brevet de Kliefoth (1986).

Figure 15 : Prothèse à vis de traction de Ritter [2].

Figure 16 : La prothèse Copf-Holz [2].

Figure 17 : Pipino Stelo Biodinamica.

Figure 18 : Brevet de Calderale et Pipino ; Société Howmedica Intl., Div. Pfizer Italiana S.P., Italie (1992).

Figure 19 : Prothèse à tige courte cimentée selon Maaz. Photo : [M]

Figure 20 : Mayo, homme, 49 ans, radio post opératoire à 5 ans. Photo : [K].

Figure 21 : Type Cigar. Photo : [M].

Figure 22 : Eska Cut : Orthodynamics.

Figure 23 : Prothèse Cut. Radiographie : Orthodynamics.