DISCUSSION

 

I - DISCUSSION DE L'ETUDE DU MODELE PAR ELEMENTS FINIS

A - DISCUSSION DES METHODES :

1) Différents modèles par éléments finis et choix des modules de YOUNG

a) Modèle de PEDERSEN (30) :

b) Modèle de RAPPERPORT, CARTER ET SCHURMAN (32):

Dans les deux cas, la sacro-iliaque était libre dans son plan articulaire.

c) Modèle de GOEL (17) :

d) Modèle de HUISKES et DALSTRA (19) :

e) Modèle de VASU, CARTER ET HARRIS (39) :

f) Modèle de OONISHI (29):

2) Choix des conditions limites et de la représentation musculaire

a) La prudence s'impose dans le choix pour simuler les conditions anatomiques. En effet, selon le choix des conditions limites et de la modélisation des muscles, les résultats peuvent être différents.

Par exemple, dans l'étude de RAPPERPORT (32), l'auteur rapporte un modèle déformable permettant un libre déplacement de la symphyse pubienne et un modèle indéformable avec une symphyse pubienne fixe, dans les deux cas, la sacro-iliaque étant libre dans le plan articulaire.

La cartographie et les pics de contraintes observés dans l'os coxal sont différents selon le type de modèle. La fixation du pubis rigidifie le modèle et la répartition des contraintes ne reflète plus aussi bien que pour le modèle déformable l'orientation des travées osseuses trabéculaires.

Dans le modèle de CARTER (5), le choix des conditions limites est identique aux notres avec une fixation rigide de la symphyse pubienne et de l'articulation sacro-iliaque, sans représentation des muscles.

Pour l'auteur, le modèle 2D est représentatif et équivalent au modèle 3D en ce qui concerne la répartition des contraintes. La rigidification en haut est équivalente à ce que l'on représente dans un modèle 3D où la résistante des forces de contact au niveau de la hanche s'oppose en haut à la contraction des abducteurs et en bas à la réaction de la symphyse pubienne qui est transmise à travers le pubis et l'ischion qui n'appartient pas au plan de la section du modèle 2D.

Ces conditions limites doivent donc refléter de façon convenable l'état de la région acétabulaire et la distribution des contraintes enregistrée est logique sauf aux alentours des régions limites. Par contre, l'amplitude ne peut être prise en compte en raison de très nombreuses imperfections du modèle 2D.

HUISKES (19), dans son étude en trois dimensions rapporte une fixation des sacro-iliaques et du pubis particulière car le deuxième hémi-bassin modélisé représente des conditions plus réalistes de fixation élastique de la symphyse pubienne.

La modélisation de 21 muscles a des conséquences importantes sur la distribution du stress sur l'os pelvien. Sans les muscles, la distribution de la charge se fait entièrement dans un direction allant de la sacro-iliaque au pubis. Les muscles ont un effet stabilisant sur le transfert des charges et compensent l'amplitude des forces intra-articulaires. C'est à cause de cela que la distribution des contraintes n'est pas très différente lors des différentes phases de la marche.

PEDERSEN (30) précise que les parties périphériques de son modèle ont été contraintes comme dans notre modèle et que les conclusions possibles de son étude concernent l'os sous-chondral et le spongieux péri-acétabulaire.

D'autres études expérimentales, cette fois-ci biomécaniques (FABECK) (13) incitent à la prudence en ce qui concerne les conclusions sur la cartographie des contraintes péri-acétabulaires.

En effet, les auteurs ont étudié par des jauges de déformation les contraintes obtenues après des charges fémorales variables sur un hémi-bassin embaumé.

Au départ, il s'agissait d'une charge appliquée uniquement sur le cotyle puis ils ont rajouté une compression au niveau du pubis, déterminée par la description des applications des forces décrite par PAUWELLS sur la branche pubienne.

Sans la charge pubienne, les contraintes récupérées se situaient sur la circonférence du cotyle.

Comme dans l'étude de RABISHONG, avec la charge pubienne, on observait une diminution des déformations au niveau du sourcil cotyloïdien postérieur avec une augmentation des contraintes au niveau des jonctions ilio-pubienne et ilio-ischiatique.

b) Donc, cette revue montre la prudence à adopter dans la conclusion sur les répartitions des contraintes observées. Dans la plupart des travaux expérimentaux, une résultante de PAUWELLS est appliquée alors que d'autres forces sont impliquées au niveau de l'os coxal lors de l'appui monopode.

3) Au Total

La diversité des modèles concernant l'architecture, en 2 ou 3D, le maillage, les conditions anatomiques et mécaniques, les conditions aux limites, le choix des modules de YOUNG, la nature des implants étudiés, expliquent la difficulté à comparer et conclure. On peut cependant essayer de dégager certains éléments :

- Si l'étude en trois dimensions présente l'avantage d'avoir une géométrie plus proche de la réalité et de visualiser les contraintes sur l'ensemble du bassin, l'étude en 2D est beaucoup plus simple à mettre en oeuvre et permet de travailler sur un modèle facilement modifiable géométriquement avec des temps de calcul nécessaires nettement plus faibles, ce qui permet d'avoir un nombre d'éléments beaucoup plus grand dans la zone qui nous intéresse qui se trouve autour du cotyle et, par consŽquent, une plus grande précision dans les résultats de ces calculs.

- Par ailleurs, notre étude à pour but d'analyser l'influence de l'épaisseur d'un métal-back d'un implant cotylo dien sur les contraintes que subit la hanche lors d'un appui monopode. L'amplitude des contraintes obtenues de toutes façons ne nous intéresse pas en valeur absolue mais en valeur relative, selon l'épaisseur du métal-back.

- Notre modèle 2D avec ses conditions limites nous permet d'étudier convenablement la région péri-acétabulaire : c'est le but de notre étude.

B - DISCUSSION DES RESULTATS

1) Données de la littérature

a) L'étude de CARTER, VASU, HARRIS (6), évalue les effets de la conservation de l'os sous-chondral associé à un polyéthylène classique cimenté puis à une cupule métallique cimentée ("métal- back = MB")

b) Dans l'étude de CARTER, VASU et HARRIS (5), sur un modèle 2D, l'étude de l'influence de l'épaisseur du ciment de 1 à 3 à 5 mm et d'un métal- back sur la cupule en polyéthylène ont été étudiés.

L'augmentation d'épaisseur du ciment donne une diminution des contraintes de VON MISES au niveau de l'os en contact, une réduction encore plus importante est trouvée lorsqu'un MB de 2 mm d'épaisseur en chrome cobalt est ajouté à la cupule en polyéthylène. Cela indique que rigidifier le composant est utile et que le MB donne un meilleur transfert des contraintes aux corticales.

c) D'après l'étude en 2Dde VASU, CARTER, HARRIS (39), avant et après mise en place d'une PTH avec un polyéthylène scellé, es contraintes principales se font sur la cupule acétabulaire selon les principales orientations de l'os trabéculaire.

d) L'étude de RAPPERPORT, CARTER, SCHURMAN (32), en deux dimensions concerne les réactions d'un hémi-pelvis chargé dans une situation de liberté de la symphyse pubienne et de fixité de celle-ci

Les résultats sont les suivants :

La contrainte est maximum au dôme supérieur du cotyle, quelles que soient les conditions.

Pour le modèle déformable, le sujet a une charge de direction plus interne, le cotyle se ferme donc de façon à comprimer la tête fémorale et à créer des hyperpressions à la partie supérieure et inférieure du cotyle (augmentation des contraintes en compression à ce niveau). La fixation du pubis rigidifie le modèle et la répartition des contraintes ne reflète plus aussi bien l'orientation des travées osseuses trabéculaires.

En conclusion, la prudence est de mise dans les choix pour simuler les conditions anatomiques.

e) L'étude de GOEL, (17) sur un hémi-pelvis en 3D montre que l'on obtient des contraintes maximales de 40 MPa pour un homme de 70 kg au niveau de l'os sous-chondral autour du cotyle.

La région la plus contrainte est la région acétabulaire, bien plus que la région de l'aile.

f) L'étude de DALSTRA et HUISKES (9), en 3D concerne le transfert des charges et la distribution des contraintes dans l'os pelvien ; celui-ci agit, telle une structure en sandwich. La majeure partie de la charge est transférée au niveau des corticales. Là, les contraintes sont 50 fois supérieures à celles observées dans l'os spongieux.

Les pics observés au niveau cortical et dans le spongieux ne coïncident pas ; au niveau cortical, les contraintes les plus importantes se trouvent au niveau de l'insertion du grand fessier et au niveau de l'échancrure ischiatique tandis qu'au niveau spongieux, c'est la zone centrale fine de l'aile iliaque et autour de l'acétabulum que s'observent les contraintes maximum.

La présence des muscles a des conséquences importantes sur la distribution des contraintes sur l'os pelvien. Sans les muscles, la distribution de la charge se fait entièrement dans une direction allant de la sacro-iliaque au pubis. L'ischion et la partie supérieure de l'aile iliaque restent déchargés tandis que le pubis est plus contraint quand les muscles sont représentés.

g) L'étude de HUISKES (19) utilisant le modèle de PEDERSEN (30) sur les anneaux vissés en titane montre que l'anneau vissé est un implant relativement rigide, protégeant l'os trabéculaire et augmentant le transfert des charges au niveau des corticales.

Le transfert des charges est concentré à la première et à la dernière spire.

h) PEDERSEN (30), étudie sur un modèle 2D les contraintes récupérées après mise en place de composants en polyéthylène de diamètre extérieur 51 et diamètre intérieur de tête fémorale à 22, 28, 35 et 44 mm, faisant varier l'épaisseur de l'implant en polyéthylène de 14,5 mm (tête de 22) à 3,5 mm (tête de 44) puis en y ajoutant un MB de 3 mm d'épaisseur, le tout sur un cotyle avec puis sans os sous-chondral.

Les résultats sont les suivants :

L'os sous-chondral et le spongieux sont plus contraints à la partie interne et supérieure du cotyle, dans une région où la densité osseuses est supérieure.

Avec un MB, la réduction des contraintes dans l'os spongieux, surtout en compression, est plus significative dans le spongieux de la région interne et supérieure de l'acétabulum. Par conséquent, la contrainte de la corticale interne est diminuée ; elle augmente au niveau de la corticale externe.

Ainsi, la distribution uniforme des contraintes osseuses avec un MB apparaît comme moins physiologique, mais pourrait être intéressante pour péréniser la vitalité de l'os spongieux pour assurer une tenue tertiaire, après un succès d'ancrage secondaire par ostéo- intégration d'un métal.

2) Confrontation avec nos résultats

a) Certains résultats de la littérature sont identiques à ceux de notre étude ;

b) L'étude PEDERSEN (30) peut, comparée à la notre, permettre de trouver un compromis entre l'épaisseur du MB et du polyéthylène ; en effet, il a étudié sur un modèle en 2D l'influence de cupules en polyéthylène de diamètre extérieur 51 mm, pour des diamètres intérieurs de tête fémorale passant de 22, à 28, 35 et 44 mm. Cela correspond à des valeurs décroissantes d'épaisseur de 14,5 mm à 11,5, 8 et 3,5 mm. Ses résultats sont classiques ; lorsque l'épaisseur de l'implant diminue, les contraintes dans l'os spongieux sont plus importantes. Dans notre étude, l'épaisseur du polyéthylène décroît au fur et à mesure que l'épaisseur du MB augmente, car le diamètre extérieur de la cupule métallique est constant ; 12, 11, 10, 9, 8 mm de polyéthylène pour des MB passant de 1 à 5 mm d'épaisseur.

L'épaisseur décroissante du polyéthylène est compensée par l'épaisseur croissante des métal-back, dans notre étude, puisque les contraintes observées dans l'os spongieux diminuent lorsque l'épaisseur du MB augmente bien que celle du polyéthylène diminue.

On peut penser que dans ces conditions, l'adjonction d'un MB fin à un polyéthylène épais pourrait à la fois permettre d'obtenir un transfert satisfaisant des contraintes dans l'os cortical, et constituer une "réserve d'usure".