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La prothèse totale de la hanche (PTH)
Concept et fonctionnalité
La prothèse totale de la hanche conventionnelle se compose, dans tous les cas, d’une coquille acétabulaire métallique fixée à l’os du bassin où la tête fémorale du fémur se retrouve habituellement . Dans cette coquille, on y retrouve un insert cotyloïdien (qui peut être fabriqué à partir de céramiques, métaux ou de polymères) qui vise à épouser avec un minimum de friction, une tête fémorale sphérique (fait de métal ou de céramique) fixée à l’extrémité supérieure (proximale) d’une tige métallique logée au centre de l’axe du fémur. Les fonctionnalités de base désirées avec cet implant, dénommée tige fémorale, comprennent un transfert des charges mécaniques depuis la tête fémorale vers la structure osseuse avoisinante du fémur ainsi que l’établissement de la stabilité et consolidation de l’ensemble tête fémorale – tige fémorale – fémur (Bahraminasab & Farahmand, 2017).
Plusieurs variantes de tiges fémorales existent et sont rendues disponibles aux chirurgiens orthopédiques dont les principales catégories se distinguent par les tiges cimentées, qui sont fixées dans le fémur par l’ajout d’un ciment entre la tige et le tissu osseux, ou encore les tiges non cimentées, étant directement en contact avec l’os (Kim & Yoo, 2016). Lors de l’implantation, les tiges fémorales non cimentées sont initialement stabilisées par un ajustement pression entre l’implant et les tissus osseux avoisinants. Le succès de la stabilité à long terme et de l’élimination des risques de descellements aseptiques implique nécessairement de consolider la liaison entre l’os et l’implant le plus rapidement possible (Z. Wang et al., 2017).
Enjeux de durée et de qualité de vie
Étant victime de leur succès, les prothèses totales de la hanche sont prescrites à des personnes de plus en plus jeunes qui sont aux prises avec des symptômes de douleurs arthritiques à la hanche, et ce, sous le prétexte du maintien de leur qualité de vie et de leur mobilité (Pivec, Johnson, Mears, & Mont, 2012). Ces patients, étant nécessairement plus actifs que les aînés, sollicitent davantage les prothèses et présentent ultimement le besoin de recevoir des implants dont la durée de vie dépasse minimalement leur propre espérance de vie (Mirza et al., 2010). Malheureusement et dans bien des cas, la durée de vie effective de l’implantation des prothèses totales de la hanche est insuffisante. Pennington, Grieve, et van der Meulen (2015) estiment le nombre d’années de vie pondérée par la qualité, de l’anglais quality adjusted life years (QALY), à près de 9 années pour les prothèses totales de la hanche. Concrètement, lorsque cette durée est atteinte, le patient moyen voit sa qualité de vie diminuer en raison des complications associées à son traitement. D’ailleurs, Dans les faits, il y a eu plus de 50 000 implantations répertoriées de prothèses totales de la hanche au Canada en 2014-2015 et le nombre de révisions des prothèses avoisine les 10% de ces interventions (CIHI, 2017).
Complications intrinsèques
Idéalement, un implant orthopédique doit présenter des caractéristiques mécaniques avoisinantes à celles des os pour éviter des effets et complications indésirables (Amir A. Zadpoor, 2017). Un de ces effets, étant originaire de la différence de rigidité existant entre les os et les implants, est celui de la déviation des contraintes qui est associée à un déchargement anormal de l’os hôte de l’implant (M. Niinomi & Nakai, 2011). Il faut noter que les métaux biocompatibles employés dans la fabrication des implants sont beaucoup plus rigides que les os. Intrinsèquement, les os sains sont soumis à différents schémas et amplitudes de chargement et adaptent leurs structures internes au fil du temps pour satisfaire les besoins de rigidité et de résistance, et ce, en utilisant un minimum de masse osseuse (Cowin, 1986). La déviation des ontraintes découlant de l’introduction d’un implant signifie que certaines zones de l’os hôte sont anormalement sous-sollicitées et s’ensuit d’une résorption osseuse et du descellement éventuel de l’implant dans sa cavité . Une telle réaction en chaîne affecte négativement la longévité fonctionnelle et sécuritaire de la prothèse (Tan et al., 2017).
La conception des pièces des prothèses avec des matériaux denses et homogènes compromet, à certains égards, les nombreuses fonctions désirées des implants telles que la biocompatibilité, l’ostéo-intégration, la résistance mécanique, la résistance à la corrosion et à l’usure, la rigidité, et la durabilité en fatigue (Bahraminasab & Farahmand, 2017). Par ailleurs, les implants non cimentés nécessitent une stabilité hâtive procurée conventionnellement par la croissance osseuse à la surface de l’implant (Tan et al., 2017). En fait, les implants fabriqués à partir de métaux biocompatibles non traités en surface sont bio-inertes et ne provoquent pas de réaction dans l’organisme. Conséquemment, les caractéristiques de bioactivité désirées pour l’ostéointégration sont atteintes avec des revêtements qui, d’une part, doivent être biocompatibles afin d’éviter les réactions inflammatoires et, d’autre part, permettre aux cellules génératrices de masse osseuse (ostéoblastes) à adhérer, proliférer sur la surface de l’implant, et être stables sous l’application des contraintes physiologiques liées aux chargements (Z. Wang et al., 2017). Mécaniquement, les implants présentant des surfaces entièrement lisses ne sont pas stables dans les cavités osseuses et différents procédés sont employés afin d’augmenter la rugosité surfacique des implants comme le frittage de microbilles, le recours à des maillages de fibres métalliques ou encore le recouvrement par des composés tel que l’hydroxylapatite. Néanmoins, l’augmentation de la rugosité avec les méthodes précédentes comporte des limitations puisque la stabilité des implants supportant des charges importantes est toujours insatisfaisante notamment pour les joints artificiels destinés aux membres inférieurs qui sont sujets à des contraintes considérables et répétées. Par ailleurs, les revêtements poreux résultants des procédés susmentionnés présentent des lacunes tels que des topographies souvent aléatoires qui font apparaître des cavités borgnes ou même des pores isolés qui ne sont pas propices pour la croissance osseuse (Z. Wang et al., 2017).
Malgré tout, les options de modification de surface des tiges fémorales ont permis plusieurs observations cliniques de fixations satisfaisantes liées à la croissance osseuse (Zysset, Edward Guo, Edward Hoffler, Moore, & Goldstein, 1999). Cependant, de tels revêtements sur les implants métalliques denses et relativement rigides mènent inévitablement au phénomène de déviation des contraintes et ultimement à la résorption osseuse tel que mentionné précédemment. De surcroît, les patients éprouvent parfois des douleurs aux cuisses (thigh pain) associées à la différence de rigidité entre les implants et les os (Learmonth et al., 2007; Tan et al., 2017). En somme, les implants orthopédiques idéaux doivent supporter les charges découlant des activités quotidiennes tout en étant constitués de matériaux qui présentent des propriétés mécaniques avoisinantes à celles des os où ils sont implantés.
INTRODUCTION GÉNÉRALE |
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