conception géométrique d’une prothèse totale

7/26/2019 Conception Gomtrique dUne Prothse Totale

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REPUBLIQUE ALGERIENNE DEMOCRATIQUE ET POPULAIREMINISTERE DE LENSEIGNEMENT SUPERIEUR

ET DE LA RECHERCHE SCIENTIFIQUE

MEMOIRE

Prsent

AU DEPARTEMENT DE GENIE MECANIQUEFACULTE DE TECHNOLOGIE

UNIVERSITE DE BATNA

Pour obtenir le titre de

MAGISTER EN GENIE MECANIQUE

Option : Construction Mcanique

Par

Mr KHOUALDI Salah

___________________________________

Conception gomtrique dune Prothse Totalede Hanche en matriau mmoireviscolastique

___________________________________

Soutenu publiquement le 30 / 06 / 2012, devant le jury compos de :

Dr MAZOUZ Hammoudi M. Confrences, Universit de Batna PrsidentPr BRIOUA Mourad Professeur, Universit de Batna Encadreur

Dr MANAA Rabah M. Confrences, Universit de Batna Co Encadreur

Dr ASSAS Mekki M. Confrences, Universit de Batna Examinateur

Pr HACINI Mabrouk Professeur, Universitaire de Biskra Examinateur


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i

Remerciements

Mes remerciements vont tout premirement dieu tout puissant pour

la volont, la sant et la patience quil ma donn durant tous ces

annes dtudes.

Ce travail de mmoire a t ralis sous la direction de BRIOUA Mourad et

MANAA Rabah, docteurs luniversit de Batna,

Ce travail naurait jamais t possible sans laccompagnement et le soutien de

mes directeurs de mmoire, Pr BRIOUA Mourad et Dr MANAA Rabah. Je les

remercie trs sincrement de mavoir fait bnficier de ses comptences, demavoir conseill, de mavoir fait confiance, davoir t lcoute de mes

questions et de mes difficults et de mavoir constamment encourag.

Le Dr MAZOUZ Hammoudide luniversit de Batna de nous avoir fait lhonneur

de prsider le jury.

Je voudrais remercier Dr ASSAS Mekki et Pr HACINI Mabrouk qui ont accept

dtre les rapporteurs de me mmoire, et de prendre sur leur temps pour juger ce

travail.

Je tiens galement remercier ici toutes les personnes, les amis, dont j'ai crois

le chemin au dpartement de gnie mcanique et ailleurs, et qui ont contribu

rendre agrables toutes ces annes.

Un grand merci Monsieur G.Rabeh pour avoir mis ma disposition certains

moyens informatiques ayant grandement facilit la priode finale de ce mmoire.

Je tiens enfin et surtout remercier mes proches, en particulier mes parents, pour

leur soutien inconditionnel sans lequel ce manuscrit n'aurait pu voir le jour.


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SOMMAIRE

Sommaire

INTRODUCTION GENERALE... 1

CHAPITRE I

ANATOMIE

I.1. Introduction. 3

I.2. Repres anatomique de rfrence.. 3

a. Plan frontal. 3

b. Plan sagittal 3

c. Plan transversal... 3

I.3. Hanche. 3

I.3.1. Os coxal............. 4

I.3.2. Cotyle. 5

I.3.3.Fmur.. 6

I.3.3.1. Diaphyse............. 6I.3.3.2. Epiphyse proximale. 6

I.3.2.1. Tte fmorale.. 7

I.3.1.2. Col de la tte fmorale 7

I.3.2.3. Grand trochanter. 7

I.3.2.4. Petit trochanter 7

I.4. Moyens dunion de la hanche 8

I.4.1. Capsule articulaire.............. 8

I.4.2. Ligaments.. 8

I.5. Description du tissu osseux 9

I.6. Myologie............... 10

I.6.1. Flchisseurs de la hanche. 10

I.6.2. Extenseurs et rotateurs latraux....... 10

I.6.3. Adducteurs de la hanche 10

I.6.4. Muscles latraux de la hanche 10

I.7. Mobilits de la hanche. 11

I.7.1. Mouvement de flexion-extension.............. 12

I.7.2. Mouvement dabduction-adduction. 13

I.7.3. Mouvement de rotation mdio-latrale.............. 13

I.8. Conclusion 14

CHAPITRE IIBiomatriaux, Couple De Frottement Et Prothses De Hanche

II.1. Introduction 15

II.2. Prothses de hanche . 15

II.3. Principe de l'intervention.............. 16

II.4. Biomatriaux. 17

II.4.1. Mtaux 17

II.4.2. Cramiques.. 18

II.4.3. Polymres 18

II.4.4. Couple de frottement.. 19II.5. Prothses de hanche cimentes et non cimentes 21

II.6. Resurfaage 22


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SOMMAIRE

II.7. Dure de vie de la prothse... 22

II.8. Analyses des prothses de hanche 23

II.8.1. Rsultats des prothses cimentes:. 23

II.8.2. Rsultats des prothses non cimentes . 23

II.9. Complications tardives des prothses de hanche sur le plan mcanique et le plan

mdical ... 23II.9.1. Usure. 23

II.9.2. Descellement. 23

II.10.Conclusion. 25

CHAPITRE I I I

Dessin, Conception Et Modlisation De La Nouvelle Prothse Totale De Hanche

III.1. Introduction . 26

III.2. Conception dune prothse de hanche 27

III.3. Modlisation.. 27III.3.1.Modlisation de la tte fmorale viscolastique de diffrente densit 27

III.3.1.1. Usinage de tte fmorale.. 28

III.3.1.2. Moulage par injection... 29

III.3.1.3. Etapes de moulage........ 29

III.3.1.4. Moule 30

III.3.1.5. Modlisation des moules ....... 30

III.3.2. Modlisation de vis corticale .. 31

III.3.3. Modlisation de la tige fmorale . 31

III.3.4. Modlisation du coller lastique... 31

III.3.4.1. Reprsentation de lassemblage coll lastique en vues clates........ 32

III.3.5. Reprsentation de lassemblage prothse totale de hanche en vues clates... 33

III.4. Principe dimplantation de la nouvelle Prothse de hanche. ... 34

III.5.Conclusion... 36

CHAPITRE I V

Analyse est rsultats

IV.1. Introduction.. 37

IV.2. Modle par lments finis... 37

IV.3. Matriau utiliss pour la partie viscolastique de la tte . 37IV.4. Moments intersegmentaires au niveau de la hanche. 38

IV.5. Maillage 38

IV.6. Chargement .. 39

IV.6.1. Chargement au poids du corps. 39

IV.6.1.1. Rsultats .. 39

IV.6.1.1.1. Dformation suivant les axes ox, oy et oz. 39IV.6.1.1.2. Contrainte de Von Mises 40

IV.6.1.1.3. Dplacement suivant les axes ox ,oy et oz.. 41

IV.6.1.2. Interprtations des rsultats..... 42

IV.6.2. Chargement au moment intersegmentaire... 42

IV.6.2.1. Rsultats et interprtations 43IV.6.3. Chargement au couple de force 48


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SOMMAIRE

IV.6.3.1. Rsultats et interprtations 49

IV.6.3.1.1. Dformation suivant les trois axes ox,oy et oz. 49

IV.6.3.1.2. Contrainte de Von Mises.......... 50

IV.6.3.1.3. Dplacement suivant les axes ox, oy et oz .. 51

IV.7.Conclusion.. 52

Conclusion gnrale et perspectives 53Rfrences


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Introduction gnrale

1

Introduction gnrale

Le march mondial actuel des prothses totales de hanche (PTH) compte

probablement plus de 500 modles diffrents dont au moins 200 rien que sur le

march franais et dont nous dpendons inexorablement. Tous ces modles, bien que

diffrents, sont trs semblables tant au niveau de leurs formes, des matriaux utiliss

ou de leur revtement de surface. Durant cette dernire dcennie, pratiquement

aucune innovation dcisive dans le domaine de l'arthroplastie totale de la hanche n'a

t ralise de telle sorte que les nombreuses nouvelles prothses lances sur le

march ont rarement fait l'objet d'investigations cliniques compltes et rigoureuses.

Dans le cadre du dveloppement d'un nouvel implant et notamment lors de la

conception d'une nouvelle gomtrie, il pourrait tre intressant de possder un outil

de test pr-clinique permettant de prvoir le comportement et les performances de

cette prothse avant d'investir des moyens lourds d'une tude clinique qui restecependant terme, indispensable. La modlisation numrique a pour but de prsenter

un modle numrique tridimensionnel de prothse totale de hanche suffisamment

labor pour permettre son utilisation comme banc d'essai pr-clinique apte

prdire le comportement biomcanique court et long terme d'un implant avant qu'il

ne soit introduit sur le march.

Cette nouvelle mthodologie pourrait faire partie des exigences requises pour

l'homologation d'une nouvelle prothse aux mmes titres que le sont les tests

exprimentaux pour les matriaux prothtiques.

Avec le dveloppement des ordinateurs, les mthodes numriques se sont

imposes comme des complments indispensables aux mthodes exprimentales

traditionnelles pour l'analyse du mouvement des corps des solides dformables surtout

lorsque :

les formes gomtriques de ces corps sont compliques,

les dformations qu'ils subissent sont grandes et les matriaux qui les

constituent ont un comportement non linaire,

les charges appliques sont dynamiques.

L'application de ces mthodes la biomcanique et en particulier aux

prothses articulaires est immdiate puisque les solides dformables que sont la

structure osseuse et l'implant sont de forme complexe, que le comportement de

l'interface os-implant est hautement non linaire et que les charges appliques sont

dynamiques.

Le modle numrique consiste d'une part reprsenter gomtriquement une

configuration os-prothse et d'autre part tablir les lois mcaniques rgissant son

comportement en tant que solides dformables soumis un ensemble de forces.

Comme le problme est complexe et qu'aucune solution analytique n'est envisageable,il doit tre fractionn en un ensemble de sous-problmes pouvant tre rsolus


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Introduction gnrale

2

l'aide de logiciels informatiques utilisant la mthode par lments finis. Cest dans cet

ordre que nous nousproposons le dfi de concevoir une nouvelle prothse diffrente

dans la forme (mois encombrante) et utilisant des matriaux mmoire (polymres).

Ce travail sarticule autour de quatre chapitres :

Premier chapitre propose un rappel danatomie sur les organes du corps

humain considrs lors duneprothse totale de hanche: hanche, los iliaque, le fmur,

les ligaments, les muscles et les mouvements de la hanche.

Deuxime chapitre du document propose une synthse bibliographique sur les

types de prothse totale de hanche actuelles, les problmes rencontrs.

Troisime chapitre nous avons fait la modlisation des diffrents composant de

nouvelle prothse totale de hanche, usinage de la tte fmorale, modlisation des

moules et principe dimplantation de la nouvelleprothse totale de hanche.

Enfin, quatrime chapitre traite de la modlisation numrique de la partie

viscolastique de la nouvelle prothse totale de hanche.

Nouvelle prothse

totale de hanche


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Chapitre I ANATOMIE

3

I.1. Introduction

Dans ce chapitre nous dcrivons les caractristiques anatomiques et gomtriques du

hanche et du fmur. Nous prsentons aussi leurs mouvements, leurs ligaments ainsi que le

processus de croissance du bassin. Tous ces aspects seront prsents aprs les dfinitions

cliniques nncessaires la comprhension de ce chapitre.

I. 2. Repres anatomique de rfrence

Pour caractriser les diffrentes parties du corps humain dans lespace, nous

utiliserons les notations suivantes :

Fig. I.1: Repres globaux du corps humain [2]

a. Plan frontal : cest le plan du front. Il sagit dun plan vertical, oriente dans unedirection externe-interne (latero-mediale).

b. Plan sagittal : plan vertical orient dans le sens antropostrieur; le plan sagittalmdian passe par l'axe du corps et le partage en deux cts droite et gauche.

c. Plan transversal : cest le plan perpendiculaire aux deux prcdents. Il est donc

horizontal et oriente du haut vers le bas (cranio-caudal).

I.3. Hanche

La hanche est larticulation du membre inferieur (fmur avec los iliaque). Elle a pour

fonction dorienter les corps dans toutes les directions de lespace; elle possde trois axes et

trois degrs de libert. Les mouvements de la hanche sont raliss par une seule articulation

qui est larticulation coxo-fmorale. Le point ou se croisent les trois axes de mouvement de

larticulation coxo-fmorale correspond au centre de la hanche (Fig. I.2).


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Chapitre I ANATOMIE

4

Fig. I.2: Le centre de la hanche [2].

I.3.1. Os coxal

Los coxal est un os plat, pair et non symtrique. Cest un os pairparce quil y a deux

os coxaux pour former le squelette de la ceinture pelvienne. Cet os est articul en arrire avec

le sacrum, en avant avec los coxal controlatral et latralement avec le fmur.

Los coxal, possde deux faces : externe (Fig. 1.2.a) et interne (Fig. 1.2.b) ; 4 bords :

antrieur, postrieur, suprieur et infrieur ; trois partie Ilium est la partie suprieur (1) ;

Pubis en avant (2) et lIschium vers le bas (3) et quatre angle : antro-suprieur, postro-

suprieur, antro-infrieur et postro-infrieur (Fig. 1.2.c).

Nous allons dcrire principalement les caractristiques de la face externe car cest

lendroit dinsertion de la PTH.

Fig. I .3: Vue de profil de los coxal. (a) vue de la face externe, (b) vue de la face interne[7].(c) los

coxal du bassin (vue latrale) : I/ ilion ; II/ ischion ; III/ pubis ; 1/ crte iliaque ; 2/ pine iliaque

antrieure ; 3/ pine iliaque postrieure ; 4/ fosse iliaque externe ; 5/ grande chancrure sciatique ; 6/

cavit cotylode (cotyle ou actabulum) ; 7/ pine sciatique ; 8/ trou obturateur [6].

a

b Ca


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Chapitre I ANATOMIE

5

I. 3. 2. Cotyle

Le cotyle (galement appele la cavit cotylode ou acetabulum) reoit la tte

fmorale. Elle est situe sur la face latrale de los iliaque la jonction de ses trois parties

constitutives. Elle a la forme dune demi-sphre limite sur son pourtour par le sourcil

cotylodien (S sur la figure I.4). Seule la priphrie du cotyle est recouverte de cartilage : cestle croissant articulaire (Ca sur la figure I.4) interrompu dans sa partie infrieure par

lchancrure ischio-pubienne. La partie centrale du cotyle est en retrait par rapport au

croissant articulaire et nentre donc pas en contact avec la tte fmorale : il sagit de larrire-

fond cotylodien (Af sur la figure I.4) encore appel fova.

Concernant lorientation du cotyle, il regarde en avant et en bas (la flche C

matrialise laxe du cotyle illustre par la figure. I.4) linclinaison vers le bas est bienvisible :

laxe du cotyle (C) forme un angle de 30-40 avec laxe mdio-latral.

On appelle angle de recouvrement (ou angle de Wiberg) langle W de 30 (figure I.4).

Cest au niveau du toit ducotyle que la pression de la tte fmorale est la plus forte et que le

cartilage est le plus pais sur la tte et sur le croissant articulaire. Sur une coupe horizontale

du cotyle, illustre par la figure I.4, apparat linclinaison vers lavant du cotyle : laxe du

cotyle (C) forme un angle de 30 40 avec le plan frontal [3].

Fig. I .4: vue externe et suprieur du cotyle. (A) vue externe de la cavit cotylodienne ; (b) Vue

suprieure du cotyle et du fmur. Sourcil cotylodien (S), Croissante articulaire (Ca), Arrire fond du

cotyle (Af), Plan tangent au sourcil cotylodien (Pr), Bourrelet cotylodien (Bc), Axe du cotyle (C),

Axe du col fmoral (C), Angle dantversion fmoral (D) [3].

La face interne prsente deux parties : le grand bassin, au-dessus de los coxal et le

petit bassin, en dessous de los coxal. La ligne de dmarcation est celle qui forme la partie

moyenne.


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Chapitre I ANATOMIE

6

Fig. I .5: Vue antrieure du cotyle et du fmur. Sourcil cotylodien (S), Bourrelet cotylodien (Bc),Arrire fond du cotyle (Af), Centre de la tte fmorale (O) [3].

I.3.3. Fmur

Le fmur est los de la cuisse. Il sagit dun os long, pair et asymtrique. Le fmur est

articul avec los coxal en haut, la rotule et le tibia en bas. Le fmur est divise en troisrgions : une diaphyse et deux piphyses, proximale et distale (Fig. I.6.a).Lextrmit

suprieure ou proximale comporte quatre lments que sont la tte fmorale, le col du fmur,

le grand et le petit trochanter (Fig. I.6.b). Nous nous intressons principalement aux

caractristiques de larticulation coxo-fmorale.

I.3.3.1. Diaphyse

La diaphyse(Fig. I.6.a)est une rgion prismatique triangulaire, incurve en avant et

possde trois faces (antrieure, postro-latrale et postro-mdiale) et trois bords (latral,

mdial et postrieur). La diaphyse est la partie la plus longue du fmur et elle relie les

extrmits de los.

I.3.3.2. Epiphyse proximale

Lepiphyse proximale (Fig. I.6.b) est irrgulire, elle comprend : la tte fmorale, le

col du fmur, le grand et le petit trochanter unis par la ligne et la crt trochantriques.

Fig. I .6: Le fmur. (a) Les trois rgions de fmur ; (b) Fmur proximal 1\ Tte ,2\Col ,3\GrandTrochanter ,4\Ligne inter-trochanterique ,5\Petit Trochanter ,6\Diaphyse et 7\Crte inter

trochantrienne [8].


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Chapitre I ANATOMIE

7

I.3.3.3. Tte fmorale

La tte fmorale est constitue par les 2/3 dune sphre de 40 50 mm de diamtre et

denviron 240 d'ouverture angulaire selon les individus. Par son centre gomtrique O,passent les trois axes de larticulation : laxe mdio-latral, laxe vertical et laxe

antropostrieur (Axe 1 ,2 et 3 sur la figure .I.7 (A))[3].Sa surface est entirement recouvertede cartilage lexception de la zone dinsertion du ligament rond sur la tte fmorale.

La tte fmorale est supporte par le col du fmur qui assure la jonction avec la

diaphyse, partie longiligne du fmur.

I.3.3.4. Col de la tte fmorale

Le col de la tte fmorale supporte la tte et la spare des tubrosits. Laxe du col

fmorale (flche C sur la figure I.7 (B)) forme avec laxe diaphysaire (droite D sur la figure

I.7(a)) langle cervico-diaphysaire galement appel angle dinclinaison du col. Cet angle est

de lordre de 125 chez ladulte. Il est plus grand chez lenfant, de lordre de 150, et volueavec lge autour de 120 chez les personnes ges.

Langledantversion(angle de dclinaison) (figure I.7(c))mesure la dclinaison entre

laxe du col du fmuret le plan frontal, il oscille gnralement entre 10 et 30. Le plan frontal

vertical passant par le centre de la tte fmorale et laxe des condyles (plan P sur la figure I.7

(B)) contient laxe mcanique vertical (MM) du membre infrieur qui forme avec laxe

diaphysaire langle dedviation compris entre 5 et 7 (Fig. I.7 (B)) [3].

I.3.3.5. Grand trochanter

Le grand trochanter est une protubrance volumineuse, situe la partie supro-

latrale de lextrmit suprieure, de forme grossirement cubique. Il est compos de cinq

faces : les faces suprieure, latrale, antrieure, mdiale et postrieure.

I.3.3.6. Petit trochanter

Le petit trochanter est une protubrance nettement moins volumineuse que le grand

trochanter, il est situ dans la concavit de langle cervicodiaphysaire et en retrait du plan

frontal. Il a la forme dune saillie conique.

Fig. I .7: Orientation de la tte fmorale et du cotyle : (a) : vue antrieure de la tte fmorale ; (b) :

vue postro-interne du fmur, (c) Coupe horizontale de la tte fmorale et du cotyle, vue suprieure [3]


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Chapitre I ANATOMIE

8

I.4. Moyens dunion de la hanche

Les moyens dunion de larticulation de la hanche sont constitues par des ligaments

puissants et une capsule articulaire.

I.4.1. Capsule articulaire

La capsule est un manchon fibreux en forme de tronc de cne petite base iliaque

(figure I.8). Elle a un rle de maintien de la tte dans le cotyle. La membrane fibreuse s'insre

mdialement sur le bourrelet cotylodien du cotyle (ou labrum Bc sur la figure I.7.c), est un

anneau fibro-cartilagineux de section triangulaire la coupe avec une hauteur de 6 15 mm,

qui adhre au cotyle. Il maintient la tte de faon souple, augmentant la stabilit de

larticulation. Par ailleurs, les surfaces articulaires sont maintenues en contact par la capsule et

les ligaments) et latralement sur la ligne inter-trochantrienne du fmur.

Fig. I .8: Articulation coxo-fmorale[5]

I.4.2. Ligaments

Trois ligaments maintiennent galement la tte fmorale contre lacetabulum (figure

I.9) : le ligament ilio-fmoral (ou ligament de BERTIN) renforce la capsule vers lavant, le

ligament pubo-fmoral renforce la capsule dans sa partie antro-infrieure et le ligament

ischio-fmoral renforce la capsule dans sa partie postro suprieure. Enfin, le ligament rond

stend de lchancrure ischio-pubienne la tte fmorale, au niveau de la fossette au sommetde la tte fmorale appele fova, pour finalement se loger dans larrire fond du cotyle [3].

Il contribue la vascularisation de la tte fmorale. Il remplit galement un rle

damortisseur lastique comblant la fosse actabulaire. Lors des mouvements de la hanche, il

bouge et contribue la rpartition du liquide synovial dans la cavit articulaire.

Tous ces moyens dunion de larticulation de la hanche permettent une coaptation

totale de larticulation. Cet tat de coaptation articulaire de la hanche est essentiel car

linsuffisance ou labsence de congruence entre le cotyle et la tte fmorale entrane la

dgradation progressive du tissu cartilagineux.


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Chapitre I ANATOMIE

9

Fig. I .9: Les ligaments entourant le fmur proximal. (A) Vue antrieure 1\ ligament pubofmoral2\ligament Iliofmoral inf. 3 \ ligament Iliofmoralsup ; (B) Vue postrieure 1\ ligament

ischiofmoral 2\ ligament Ischio-capsulaire[1];(C) le ligament rond constitu dun faisceau postrieurischiatique (fp), dun faisceau antrieur pubien (fa) et dun faisceau moyen (fm), et la capsule (C) [3].

I.5. Description du tissu osseux

Dun point de vue mcanique, los est un milieu fortement htrogne trois niveaux

structurels. Une coupe transverse dans la partie mdiale dun os long tel que le fmur, permet

de distinguer du centre vers lextrieur : la moelle osseuse, los spongieux et los cortical

(figure .I.10 (A)).

Los cortical (os compact), forme la paroi externe de los. Il est constitu dun

ensemble dunits structurales lmentaires cylindriques, appeles ostons, noyes dans une

matrice de lamelles interstitielles (figure .I.10 (B)). Chaque lamelle est constitue dun rseau

de fibres de collagne enroules hlicodalement et insres dans des cristaux dhydroxy-

apatite. De cet ensemble, rsulte une structure trs compacte, htrogne et anisotrope.

Los spongieux, lintrieur de los, sorganise sous forme de traves orientes dans

diffrentes directions formant une structure alvolaire. Pour viter le cisaillement de la base

du col, lextrmit proximale du fmur prsente une structuretrabculaire trs particulire: les

fibres de spongieux sont orientes dans les directions des sollicitations (les flches sur la

figure. I.10 (C) illustrent ces directions) et sont rparties entre deux faisceaux principaux, le

faisceau arciforme (groupe de faisceaux 1 sur la figure I.10(C)) et lventail desustentation

(groupe de faisceaux 2 sur la figure .I.10(C)), et un systme secondaire (groupes de faisceaux

3 et 4 sur la figure .I.10 (C)).

Au niveau de los coxal, plusieurs groupes de traves distincts sont observables

sorganisant sous forme de traves sacro-cotylodiennes (groupes de faisceaux 5 et 6 sur la

figure .I.10 (C))et de traves sacro-ischiatiques (groupes de faisceaux 7 et 8 sur la figure .I.10

(C)). Los souschondral est los hybride entre le spongieux et le cortical. Il se trouve au

niveau des articulations sous le cartilage .

(A) (C)(B)


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Chapitre I ANATOMIE

10

Fig. I .10: Description du tissu osseux. A : architecture du tissu osseux au sein du fmur[9].B :organisation globale du tissu osseux [10].C : rpartition de los spongieux organis sous forme de

traves au sein du fmur et de loscoxal : plusieurs groupes de faisceaux 1, 2, 3 et 4 pour le fmur et

5, 6, 7 et 8 pour los coxalsont distincts [3].

I.6. Myologie

Larticulation de la hanche est profondment enfouie au sein de ses muscles moteurs

(Figure I.11)dont la disposition explique la fonction :

Muscles flchisseurs en avant et extenseurs en arrire du plan frontal ;

Abducteurs en dehors et adducteurs en dedans du plan sagittal ;

Rotateurs latraux et mdiaux selon laxe longitudinal.

I.6.1. Flchisseurs de la hanche

Ce sont le muscle ilio-psoas avant tout, le droit du fmur, le sartorius et le tenseur du

fascia lata.

I.6.2. Extenseurs et rotateurs latraux

Ils sont situes derrire larticulation de la hanche. Il sagit des trois muscles fessiers

(petit, moyen et grand), des muscles pelvi-trochantriens horizontaux et des ischio-jambiers

verticaux.

I.6.3. Adducteurs de la hanche

Il sagit de cinq muscles de la cuisse dont toute laction concerne la hanche : les trois

adducteurs (court, long et grand) qui se superposent, le muscle pectine et le muscle gracile.

I.6.4. Muscles latraux de la hanche

Le deltode fessier Cest un ensemble musculo-aponvrotique constitue en haut du

tenseur du fascia lata et de la partie superficielle du grand fessier. Il se jette sur le tractus ilio-

tibial qui est un long fascia qui sinsre au niveau de la partie latrale du tibia. Cet ensemble

participe au maintien de la tte fmorale dans lactabulum lors de la marche.

BA C


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Chapitre I ANATOMIE

11

Fig. I.11: muscle du bassin et des jambes[11]

I.7. Mobilits de la hanche

Larticulation de la hanche est une narthrose (trois degrs de liberts en rotation, cest

une articulation de type, rotule au sens mcanique) trs emboite, solide et mobile. La

cohsion articulaire est trs forte grce a la bonne congruencedes surfaces articulaires et a la


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Chapitre I ANATOMIE

12

puissance des ligaments. Dans ce paragraphe, nous analysons les diffrents mouvements de la

hanche.

Fig. I .12: Mobilits de la hanche[12]

I.7.1. Mouvement de flexion-extension

Ce mouvement sexcute dans un plan sagittal (la face antrieur de la cuisse se

rapproche de labdomen). La flexion de la hanche dpend de la positiondu genou. En effet, la

flexion du genou relche les muscles ischio-jambiers. Genou flchi, la flexion active de la

hanche est de 120, la flexion passive est de 145 (la cuisse touche le

thorax). Genou tendu,

la flexion active nest que de 90, la flexion passive de 120 (Figure.I.13).

Fig. I.13: Mouvement de flexion de la hanche (Active genou tendu, Active genou flchi et passive)

[12]

Lextension(Mouvement dans le quel la cuisse se dplace en arrire du plan frontal de

rfrence) de la hanche diminue galement genou flchi en raison des muscles ischio-jambiers .Elle est limite par la tension du ligament ilio-fmoral. Genou flchi, lextension


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Chapitre I ANATOMIE

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active est de10, lextension passive de 30. Genou tendu, lextension est globalement de

20 (Figure .I.14).

Fig. I .14: Mouvement d'extension (active genou tendu et genou flchi) [12]

I.7.2. Mouvement dabduction-adduction

Ce mouvement a lieu dans un plan frontal. Labduction (la cuisse scarte de laxe du

corps) atteint 30 par rapport a un axe vertical passant par la tte fmorale (Figure .I.15 a

gauche). Elle est limite par la bute de la partie suprieure du grand trochanter sur le bassin.

Ladduction (la cuisse se rapproche de laxe du corps) de la hanche doit tre combine

une flexion ou une extension pour ne pas tre bloque par le membre oppose. Elle peut

atteindre 30 (Figure .1.15 droite).

Fig. I .15: Mouvement d'abduction-adduction [12]

I.7.3. Mouvement de rotation mdio-latrale

Il sagit de la dernire rotation possible, autour dun axe vertical. Elle est mesuregenou flchi angle droit. La rotation latrale (la face antrieure de la cuisse se porte en


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Chapitre I ANATOMIE

14

dehors, mouvement dans le plan transversal passant par le centre de la tte fmorale) peut

atteindre 60 (Figure .I.16 droite). Elle est beaucoup plus facile hanche flchie du fait de la

distension des ligaments antrieurs.

La rotation mdiale (la face antrieure de la cuisse se porte vers laxe du corps)atteint

30 (Figure .I.16 gauche). Elle est galement limite par la tension des ligaments notammentle ligament ischio-fmoral.

Fig. I .16: Rotation mdio-latrale [12]

I.8. Conclusion

Comme nous venons de le voir, la hanche est une articulation trs mobile mais surtout

trs importante dun point de vue fonctionnel. En effet, elle assure le maintien de la station

rige et la mobilit des membres inferieurs.

De plus, du fait du vieillissement de la population, de plus en plus de personnes

souffrent darthrose de la hanche. Les techniques actuelles de chirurgie sorientent vers la

mise en place dune prothse totale de hanche afin de remdier aux douleurs et aux limitations

dnouement.

Dans le prochain chapitre de ce mmoire, nous nous attacherons donc prsenter

dune part une synthse sur les biomatriaux, couples de frottements et les prothses totale de

hanche. Dautre part, nous dtaillerons les problmes lies ces prothses et les couples de

frottement.


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Chapitre II Biomatriaux, Couple De Frottement Et Prothses De Hanche

15

II.1. Introduction

Le dveloppement des biomatriaux a permis, depuis le milieu du XXme sicle,damliorer lintgrit et le confort de vie de personnes souffrant de problmes fonctionnels.

Au cours de la dernire dcennie, les arthroplasties totales de hanche ont connu

dimportants progrs. Ainsi, des voies dabord rduites ont t mises au point pour amliorer la

rapidit de rcupration et limiter la dure dhospitalisation et dincapacit [27].

Dans ce chapitre, nous essayerons de faire le tour des dfinitions de base, les couples defrottement et une synthse sur les prothses de hanche.

II.2. Prothses de hanche

Les prothses de hanche sont diffrentes les unes des autres par leur architecture (anglecervico diaphysaire, bras de levier externe) (figure. II.1), par la forme de la tige (droite ou plus oumoins courbe, de section rectangulaire, ovalaire, losangique, cylindrique, plus ou moins

rapidement dcroissante), par laspect de la surface lisse, brillante ou mate, finement granuleuse,par la nature du matriau utilis (acier inoxydable, chrome cobalt, titane) dont les caractristiquesmcaniques sont diffrentes.

Nanmoins, les prothses totales de hanche de premire intention, limplant doit raliserune forte rsistance aux efforts. En effet, la station unipodale au cours de la marche entrane auniveau de la hanche un effort vertical denviron 3 4 fois le poids du corps. La course, le saut, ladescentebrutale de marches descaliers entranent des efforts plus importants atteignant 6 7 foisle poids du corps, do la ncessit dun matriau rsistant et dune forme gomtrique liminanttoute concentration de contraintes en zone fragile [13].

Fig. II. 1: prothse totale de hanche [20]


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Une prothse totale de hanche se compose de 3 parties : la cupule, la tige fmorale et latte fmorale intercale entre la cupule et la tige (figure .II.1) :

La cupule

: Il s'agit d'une pice creuse qui est scelle dans le bassin recevant la tteprothtique. Elles peuvent tre cimentes ou non cimentes avec diffrentes techniques de

scellement. La tte fmorale: c'est l'extrmit de la prothse fmorale qui s'articule avec la cupule

pour former l'articulation prothtique. Elle peut tre indpendante de la tige ou non. On lesdiffrencie par leur diamtre : 22mm, 28mm, 32mm et leurs compositions (couple de frottement).

La tige fmorale : partie basse de la prothse totale de hanche cest elle qui prend encharge les contraintes. Elle est introduite dans le fmur aprs prparation de celui-ci. Elle peuttre scelle dans le fmur l'aide de ciment acrylique, cest le cas des tiges dites droites , oubloque en force dans le canal du fmur, cest le cas des tiges anatomiques qui pousent lamorphologie de los, et qui peuvent tre non cimentes et recouvertes d hydroxyapatite ou

cimente. La prothse peut tre modulaire, c'est--dire comporter plusieurs segments, chacun detaille variable, qui sembotent les uns sur les autres pour former limplant dfinitif. Lamodularit de la pice fmorale porte sur la jonction tige-tte.

II.3. Principe de l'intervention

Le but de larthroplastie prothtique est de remplacer les 2 surfaces articulaires dont l ecartilage est us

Prparation de lemplacement de la partie cotylodienne : agrandissement de la cavit

cotylodienne par fraisages successifs ; Prparation de la partie fmorale : ostotomie du col fmoral, extraction de la tte,

vasement du ft fmoral ; Mise en place de la prothse dessai puis dfinitive.

Fig. II. 2: Intervention chirurgicale [21].


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Il existe diffrentes familles de prothse totale de hanche. de premire intention classes selonquatre paramtres [14]:

Les matriaux de la structure ; Les formes ;

Les moyens de fixation ; Les couples de frottement ;

II.4. Biomatriaux

Selon la dfinition du consensus de Chester(1991), les biomatriaux sont des matriauxdestins tre en contact avec les tissus vivants et/ou les fluides biologiques pour valuer, traiter,modifier les formes ou remplacer tout tissu, organe ou fonction du corps.

Ces matriaux doivent, dune part satisfaire des caractristiques physico-chimiquesappropries au site dimplantation et la fonction remplir, et dautre part tre biocompatibles.

La notion de biocompatibilit dun biomatriau est dfinie par lacceptation tissulaire delimplant par lorganisme [19].

Les biomatriaux ont t dvelopps pour prserver lintgrit et le confort de vie des

personnes souffrant de dficiences fonctionnelles graves ou victimes daccidents. Lobjectif de

leur dveloppement est de permettre la fabrication de dispositifs dassistance corporelle capablesde suppler les fonctions des organes lss.

De plus, avec laugmentation de la dure de vie moyenne de lhomme, la demande va

continuer daugmenter et obliger llaboration de biomatriaux avec une dure de vie p lusimportante (plus de 75 % des prothses ont une dure de vie de 15 ans seulement) [14].

Il existe plusieurs types de prothse visant remplacer des articulations : la cheville, legenou, la hanche, le pouce, le poignet, le coude et lpaule. La hanche et le genou sont lesarticulations qui sont le plus remplaces. Nous allons nous intresser uniquement la prothse dehanche. 450 modles diffrents de prothse totale de hanche sont disponibles sur le march. Ilexiste un trs grand nombre de combinaisons de matriaux et dassemblages

Les matriaux utiliss pour llaboration dune prothse doivent tre biocompatibles,rsister la corrosion et aux fractures de fatigue du matriel. Trois familles de matriaux sontutilises : les mtaux, les cramiques et les polymres [15].

II.4.1. Mtaux

Les mtauxutiliss sont les aciers inoxydables, les alliages chrome-cobalt et les alliagesde titane. La tige fmorale des prothses non cimentes est gnralement en titane. Cet alliageprsente une excellente biocompatibilit. Il prsente galement une rsistance la corrosionimportante ainsi quune rsistance mcanique leve.

Pour la tige cimente, lalliage chromecobalt est le plus rpandu. Il semble tre le mieuxadapt [15]. Lutilisation de mtaux engendre chez le patient un effet pile . En effet, les


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mtaux entre eux forment des couples doxydorduction et donc provoquent un effet bipolaire.Afin dviter ce problme, on applique un revtement de surface aux pices mtalliques.

II.4.2. Cramiques

Il existe principalement deux types de cramiques utilises en orthopdie, la cramique de

zircone (oxyde de zirconium) et la cramique dalumine (Oxyde daluminium) Bienquappartenant la famille des cramiques ces 2 matriaux prsentent un systme cristallin et des

proprits trs diffrentes.

Lalumine est une cramique monophasique stable, un seul type darrangement

molculaire est possible. La zircone est un cramique tri phasique, trois types de rseau cristallin sont possibles en

fonction de nombreux paramtres (temprature, procd de fabrication, additif, etc.)[18].

Une trs large exprience clinique rapporte par la littrature a permis de confirmer les

proprits suivantes:

Une excellente bio compatibilit. Une duret trs leve. Dexcellentes proprits de lubrification. Au contact des fluides physiologiques, une

couche lubrifiante se forme et garantit de bonnes performances tribologiques mme dansdes situations anatomiques peu favorables, la diffrence par exemple du couple mtal-mtal.

La cramique a dmontr dexcellents rsultats cliniques, son usage na pas cess deslargir, englobant aujourdhui le march amricain. La cramique est un matriau

particulirement adapt la chirurgie orthopdique en raison de ses proprits de stabilithydrothermale, de sa biocompatibilit et de ses qualits tribologiques[18].

II.4.3. Polymres

Le principal polymreutilis pour des applications orthopdiques est le polythylne (PE)[15].

Le polythylne reste le matriau le plus utilis en raison de son faible cot et de safacilit de fabrication. En effet, la fixation cimente du polythylne directement dans los assureune meilleure rsistance lusure, par rapport une fixation dans une cupule mtal-back sans

ciment [22].


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II.4.4. Couple de frottement

Les familles de prothses sont dfinies par le couple de frottemententre la bille de la tigefmorale et la cupule dans le cotyle. On distingue actuellement cinq types de couples defrottement[15] :

Mtal/PE Alumine/Alumine Alumine/PE Zircone/PE Mtal/Mtal

Dans un premier temps, on peut remarquer que plus la tte est petite, plus elle est stable,maisplus la surface de frottement est petite, plus il y a dusure. L'usure entrane la libration departicules de polythylne. Ces particules sont responsables de ractions inflammatoires locales.Lusure provoque une migration de la tte et donc une ingalit de longueur entre les membres

infrieurs du patient, ce qui favorise le descellement. Chez les porteurs dune prothse totale dehanche, lusure du polythylne est un problme srieux. Il ny a pas de raison vidente pourdireque lusure du polythylne est la seule cause des dfaillances mcaniques des implants mais dehauts taux dusure semblent avoir un pronostic inverse en termes de survie de la prothse[17].

Toutes les tudes cliniques montrent une usure accrue du polythylne (PE) lorsque desrevtements trop minces sont utiliss. Il a t montr que lpaisseur minimum du polythylnedevait tre plus grande que 6mm Certains auteurs prconisent une paisseur de 8mm voire mme10mm[24].

Le couple le plus communment utilis est le couple Mtal/Polythylne malgr le taux de

dbris dusure quil gnre. Lobjectif de faire reculer la production des dbris et lostolys e quidcoule de lusure du polythylne repose essentiellement sur la mise au point dun PE de qualit

suprieure [25], de nouveaux couples de frottements, essentiellement Alumine-Alumine et Mtal-Mtal, ont t galement introduits afin de diminuer lusure et les ractions ostolytiques qui en

dcoulent [15].

Le couple alumine-alumine est aujourdhui considr comme un standard. Lusage de lacramique dalumine composite et les rcents dveloppements offrent de nouvelles possibilitsdapplications et permettent denvisager des amliorations techniques significatives[18].

Les rsultats long terme obtenus avec un couple Cramique/Cramique et un couple

Cramique/Mtal montrent une survie de 10 et 15 ans respectivement. [24]Les avantages thoriques de larticulation Mtal/Mtal sont eux aussi nombreux :

moins dusure, moins de destruction osseuse, moins de problmes de diffrence de longueur du

membre et de dcentrage, reconstruction anatomique, moins de risques de luxation et rvisionplus facile [24].Mais en pratique le couple Mtal/Mtal est peu utilis car non biocompatible,peu confortable et trop rigide.


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Le tableau suivant rsume les avantages, problmes lis et les applications des dfrentscouples de frottement.

Tableau.1: couples ttes/insert actuellement utiliss et avantages, inconvnients etlapplication de chacun.

Couple Avantages Problmes lis Applications RfrenceMtal-Mtal

(alliagesCo/Cr)

- disposent duneexcellente rsistance lusure

- Rsistance lafracture trs leve

- ractions allergiques typemtallos (non biocompatible)-peu confortable et trop rigide- Ostolyse induite par lesdbris dusure

-Sujet plus actifs-Sujet jeune

[24]

[22]

[16]

[18]

Mtal-UHMWP

E(polythylne ultra

hautedensit)

- bonne fiabilitjusqu 10 ans- peu coteux- couple le plus utilishistoriquement

- usure importante etdlamination du polythylne(limite la dure de vie del'implant).- particules induisent delostolyse.

-sujets gs de moins de85 ans avec un niveaud'activit correspondantau moins un score deParker suprieur ou gal 6.

[22]

[16]

[24]

[15]

Alumine/Alumine

(Standard)

- usure trs faible- Dure de vieimportante- Pas ou peudostolyse : rvisions

aise car conservation

du stock osseuse

- risque de ruptures fragiles- prix lev.

-Sujet gs de moins de50 ans- Sujet gs entre 50 et70 ans ayant uneesprance de vie estimet un niveau dactivit

lev.

[22]

[18]

[16]

[15]

Alumine/UHMWPE

- moins d'usure que lesttes mtalliques- bonne fiabilitjusqu 10 ans

- (faible) risque de rupturesfragiles- particules de PE induisantlostolyse- limites en termes de designsproposs (exemple : pas dettes de 22.2 mm).

-Sujet plus actifs-sujets gs de moins de85 ans avec un niveaud'activit correspondantau moins un score deParker suprieur ou gal 6.

[22]

[16]

[24]

[15]

Zircone/UHMWPE

- moins d'usure que lesttes mtalliques

- meilleure rsistance la rupture quelalumine.

- vieillissement de la zirconepouvant conduire des

ruptures prmatures des tteset des dgradations desurface.

patients jeunes (moins de

50 ans).[22]


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II.5. Prothses de hanche cimentes et non cimentes

Concernant le mode de fixation des prothses totales de hanche los, lanalyse permet dedgager trois groupes :

Les prothses cimentes, avec une surface de limplant lisse ou rugueuse.

Lesprothses non cimentes avec ou sans hydroxyapatite et avec une surface de limplantlisse ou rugueuse.

Les prothses hybrides qui comportent en gnrale une cupule non cimente et une tigefmorale cimente.

La majorit des prothses poses dans le monde sont cimentes, c'est dire que la fixationde la prothse fmorale et cotylodienne est assure par du ciment chirurgical base de rsineacrylique. Cette technique a l'avantage d'assurer une stabilit immdiate et parfaite de l'implant,donc de reprendre l'appui et la marche immdiatement et sans douleur. Cependant, long terme,le ciment perd ses qualits mcaniques, et les descellements peuvent apparatre imposant une

reprise chirurgicale. La reprise comporte l'ablation de la prothse, du ciment et la mise en placed'une nouvelle prothse. Ce genre de reprise chirurgicale ne pose pas de problme particuliercontrairement aux implants non ciments. En effet, il est facile de soustraire la prothse encassant le ciment. Les prothses cimentes sont actuellement celles pour lesquelles nous avons leplus de recul et les meilleurs rsultats [22].

Dans le but dliminer linterface ciment, les prothses standard anatomiques sont

apparues. En gamme homothtique, elles assurent un bon remplissage de la cavit mtaphysaireosseuse. Ces prothses sont fixes sans ciment [22]:la fixation de la prothse est assure par leremplissage optimum de la cavit osseuse par l'implant tant au niveau du cotyle que du fmur

[15]. Pour obtenir une bonne repousse osseuse la surface des pices prothtiques, uneadjonction dhydroxyapatite est ralise favorisant l'ostogense endostale. Celle-ci assure unevritable fixation biologique de l'implant, assurant une liaison intime avec l'os receveur. Lerevtement hydroxyapatite sur la totalit de la prothse permet damliorer la fixation distale de la tige en zone saine sans compromettre la fixation proximale secondaire, autorisant desreconstructions osseuses mtaphysaires spontanes. On observe un faible taux de douleur decuisse. Une modularit et un verrouillage pourraient amliorer la fixation primaire et limiter lesenfoncements [26].Lorsque cette ostogense est imparfaite, la fixation des implants estmauvaise, les implants prsentent une micro mobilit qui entrane des douleurs l'appui et lamobilisation, imposant une reprise chirurgicale. Toutefois, frquemment la prothse se recale et

finit par se fixer.

La qualit de cette fixation est telle quelle peut rendre l'abl ation des pices prothtiquesdifficile voire prilleuse lorsqu'une reprise chirurgicale est envisage en particulier en casdinstabilitpour malposition.

Le type de prothse et les techniques utilises pour la pose dune prothse totale dehanche dpendent de plusieurs facteurs : lge du patient, le type de los et sa forme, le niveau


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dactivit et le cot. Tout ceci devant tre pris en considration afin de choisir la prothseappropriesuivant le patient. Aussi, toute pose de prothse totale de hanche doit tre ou pourraittre planifie afin deffectuerle meilleur choix pour le patient.

Dune faon gnrale, les fixations cimentes requirent des rvisions chirurgicales dans

prs de 30% des cas pour une dure de 10 ans. Pour les tiges non cimentes, les rsultats initiauxsont satisfaisants les 5 premires annes. Aprs 6-8 ans, des rvisions au niveau de la cavitcotylodienne sont ncessaires dans certains cas, rvlant des ostolyses avec des pertes depolythylne[22].

II.6. Resurfaage [22]

La rintroduction du mtalmtal ayant t un succs, cela a permis de mettre au point lesimplants de resurfaage de deuxime gnration, qui permettent dassocier lavantage des ttesprothtiques de gros diamtre et une prservation osseuse fmorale. La pice fmorale esthabituellement cimente sur la tte, conomisant le stock osseux (tte et col fmoral), facilitant

ainsi une ventuelle reprise ultrieure. Le composant actabulaire dun resurfaage, lui aussi enmtal dun diamtreadapt la pice fmorale, est impact en force et dispose duntraitement desurface favorisant une repousse osseuse directe.

Le grand diamtre de la tte prothtique rduit de faon importante le taux de luxation.Comme pour le frottement mtal/mtal conventionnel, le choix du mtal en frottement estprimordial, avec une simplicit de fabrication pour le CrCo coul mais une meilleurehomognit pour le CrCo forg. Les indications doivent tre poses de manire approprie : gede moins de 55 ans chez lhomme, moins de 50 chez la femme, pas dingalit de longueurpropratoire de plus de 1 cm, pas de godes de la tte fmorale de plus de 1 cm de diamtre.

court terme, dans une tude randomise, le taux de complication et la survie sont identiques entreles arthroplasties conventionnelles et les prothses de resurfaage, avec un avantage cependantpour les resurfaages qui chappent aux luxations et aux ingalits de longueur postopratoires.De mme, le taux de survie restant excellent chez les patients trs jeunes (moins de 25 ans), celapeut faire privilgier le resurfaage chez les sujets les plus actifs sous peine que les autreslments de lindication soient respects. Une validation des rsultats plus long terme estncessaire, mais le respect du capital osseux fmoral, obtenu demble, na pas besoin de lavalidation du temps.

II.7. Dure de vie de la prothse

Thoriquement, la prothse de hanche peut donner satisfaction plusieurs annes. C'est lecas chez les personnes ges, sollicitant peu leur prothse. Toutefois chez les sujets plus jeunes,trs actifs, et dont l'esprance de vie est longue, il y a un risque srieux de descellement de laprothse long terme. Ainsi aprs 15 ans, parfois moins, la rapparition de douleur de hanchedoit faire craindre le descellement. Si celui-ci est symptomatique ou radiologiquement important,un changement de prothse peut tre ncessaire. Le rsultat des "reprises" de prothse de hancheest globalement bon mais souvent infrieur celui des prothses de premire intention [14].


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II.8. Analyses des prothses de hanche.

Les rsultats prcoces sont rapidement acquis et globalement satisfaisants quel que soit letype de prothse utilise. Ils s'apprcient sur trois paramtres:

disparition de la douleur,

qualit de la hanche, avec ou sans boiterie, avec ou sans canne, mobilit.

Dans un trs grand nombre de cas, on aboutit une hanche "oublie", c'est--direquasiment normale. Les rsultats long terme ne peuvent s'apprcier en toute objectivit etcertitude, qu'avec les prothses qui ont un recul suffisant. C'est le cas des prothses typeCharnley, dont le modle le plus courant en France est la prothse de Kerboull.

II.8.1. Rsultats des prothses cimentes

Lamlioration de la technique de cimentation a conduit une diminution des taux de

reprises pour descellement et ce, quel que soit le modle de prothse. Dans le but damliorer laqualit des rsultats au niveau de la fixation, certains auteurs se sont galement intresss au typede revtement (lisse ou rugueux). Il apparat que les tiges lisses sont les meilleures [15].

II.8.2. Rsultats des prothses non cimentes

Les prothses non cimentes doivent tre rugueuses (effet de surface) pour avoir unebonne fixation. On utilise galement des osoinducteurs comme lhydroxyapatie qui a t utilisedans la majorit des cas [15].

II.9. Complications tardives des prothses de hanche sur le plan

mcanique et sur le plan mdical

Les complications tardives sont essentiellement mcaniques et reprsentent la causeprincipale des changements de prothse. Parmi celles-ci, il y a lusure et le descellement.

II.9.1. Usure

Elle est due au frottement de la tte de la prothse fmorale habituellement mtallique l'intrieur de la cupule en polythylne. Ce couple de frottement Mtal/Polythylne est le plusutilis dans le monde. Il dtient avec les prothses type Charnley, le record de longvit.

II.9.2. Descellement

Celui-ci provoque des micromouvements des pices prothtiques qui ne sont plus fixes l'os. Peu peu cette micro mobilit va entraner l'apparition de douleurs, Radiologiquement lespices prennent du jeu et on voit apparatre un liser qui tmoigne du descellement. Daprs lestravaux de [13], les causes de descellement aseptique sont essentiellement de deux ordres,mcanique et biologique.


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Au niveau mcanique, en ce qui concerne les prothses non cimentes, la cause principaleest labsence de fixation initiale solide et celle-ci semble due la plupart du temps un ajustageinsuffisant de la prothse :

soit parce que la prothse est sous dimensionne,

soit parce quelle ne reproduit pas assez fidlement la forme de los.Il est certain que limmobilit de la prothse dans le canal cervico -mdullaire est

indispensable sa fixation biologique secondaire. Lexistence dune collerette peut tre unavantage immdiat mais trompeur, simulant une fixation solide alors que lajustage mtaphysaireest mdiocre. Son absence permet la prothse de senfoncer, de se recaler solidement plus bas etde retrouver ainsi une assise secondaire plus solide que linitial, autorisant lancrage biologique.

On distingue deux modes de descellement [13]:

le descellement entre le ciment et los, le second est le descellement entre la prothse et le ciment.

Le ciment acrylique a des caractristiques physiques et mcaniques prcises qui font de lui unexcellent matriau dajustage tout fait capable de transmettre harmonieusement los les contraintes quil reoit de la prothse, mais cest un matriau fragile et cassant qui supp orte malles contraintes de flexion et de traction.

Il supporte en revanche beaucoup mieux la pression la condition de reposer sur un soclerigide et rgulier. Pour viter la fracture il faut donc que la gomtrie de la prothse soit tellequelle ne lui transmette que des contraintes en pression. La prothse en raison de sa formemme, reoit en charge deux types de force, lune verticale qui tend la flchir et lenfoncer,lautre axiale qui tend la faire tourner sur son axe. La force qui tend flchir la prothse seranaturellement dautant plus importante que le sujet est lourd, actif,que le bras de levier externede la prothse est long et quelle est mme varisante (angle cervicodiaphysaire ferm, prothseimplante en varus). Ces lments sont dailleurs constamment corrls avec la frquence desdescellements. Cette force transmet los par lintermdiaire du ciment des contraintes depression en deux aires supro-mdiale (situe en haut et en dedans de la prothse) et infro-latrale (situe en bas et en dehors de la prothse). Sil persiste dans la rgion supro-mdiale unefine couche de spongieux friable, celle-ci va rapidement saffaisser sous lapression, et si la tigemtallique est mince et flexible et son bord interne tranchant, la couche de ciment interpose vacasser par traction et flexion.


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II.11. Conclusion

Dans ce chapitre, nous avons vu des diffrents types de prothse totale de hanche, lesproblmes li aux couples de frottement et les difficults majeures rencontres ainsi que leurscauses principales.

Le problme pos la recherche fondamentale en matire de conception d'implantsarticulaires est celui que pose l'usure du couple mtal sur plastique ou de tout autre couple(alumine/alumine, etc.).

Lexigence court terme de la prothse est de permettre de rduire les douleurs du patientet de lui permettre de remarcher. Mais ces prothses restent plus de 15 ans chez un patient et ladurabilit de larticulation prothtique est un facteur tenir en compte.

Rappelons quune prothse est constitue de quatre pices: tige, tte (ou rotule), noyau etcupule. Nous supposons que c'est principalement ce niveau que l'on peut agir pour amliorer laconception d'une prothse avec un autre matriau polymre viscolastique.


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Chapitre III Dessin, conception et modlisation de la nouvelle prothse totale de hanche

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III.1. Introduction

Nous avons intress dans le cadre de cette tude la conception dune nouvelle

prothse totale de hanche car le dveloppement durable se construit pour assurer un plus

grand bien tre lhomme.

Le but de cette prothse est de remplacer une articulation coxo-fmorale dfaillante

(c'est--dire lorsque le cartilage articulaire a disparu) et ainsi restituer au mieux les mobilits

naturelles en cas de lsion de celle-ci. Le dveloppement durable doit en effet donner aux

hommes des moyens efficaces damliorer leur vie.

Cette prothse totale de hanche est compos de deux principaux lments le premier

est une tte prothtique fmorale de matriaux viscolastique de diffrentes densits, la

partie suprieur qui sarticule dans le cotyle est peut se comport comme un matriau

lastique et la partie inferieur se comporte comme un matriau viscolastique parfaitement

lastique, ce matriau peut se dform selon les forces fournis par la jambe.

Le deuxime est une tige mtallique implante dans le col du fmur avec une

extrusion cylindrique sur laquelle sadapte la tte viscolastique la fixation du tige et tte

fmorale est assure par un collier lastique . Cette prothse est fixe dans le cotyle avec des

tiges corticales et dans le col fmorale avec tige filete, donc la force fournie par la jambe se

transforme en dformation de la partie viscolastique pour assurer la mobilit da la hanche.

Le modle complet en coupe et 3D est montr dans la figure. III.1.

Fig. III.1 : Prothse totale de hanche. Vue 3D en coupe et en 3D.

Tige fmorale

Tte fmorale

Collierlastique

Vis cortical


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III.2. Conception dune prothse de hanche

La prothse devra donc en respecter la forme et les dimensions, la forme est autant

dicte par des considrations organiques que mdicales, car il faut dune part conserver la

plus grande partie de los possible pour assurer la solidit et dautre part favoriser autant que

faire se peut un acte mdical. En effet, le chirurgien doit pouvoir creuser assez facilementlos, ce qui limite la zone implantable los spongieux.

Pour ma part jai obtenu mes dimensions daprs les planches anatomiques, mais le

constructeur se sert surtout de modles et de tableaux orthopdiques rservs aux spcialistes.

Voil donc un fmur et ses dimensions moyennes (Fig. III.2):

De ces valeurs on peut dduire des dimensions prliminaires pour la prothse

Fig. III.2.dimension du tte fmorale et col

III.3. Modlisation

Le dessin et la conception sont raliss avec le logiciel SolidWorks 2011, les

dimensions dpendent de chaque patient, le mdecin fait lanalyse de lanatomie de

larticulation coxo-fmorale (en particulier le volume osseux disponible) par un examen

clinique et radiologique (souvent laide dun scanner). Il dtermine ainsi la solution et les

dimensions les plus appropries au cas.

III.3.1.Modlisation de la tte fmorale viscolastique de diffrente densit

La tte fmorale sphrique est ralise avec un matriau viscolastique de dfrente

densit (figure. III.4).


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28

La partie suprieure hmisphrique en matriau lastique simplante dans le bassin

lendroit du cotyle naturel par cinq vis corticales.

La partie inferieur est compose dune tte fmorale viscolastique sphrique

enchsse sur la tige fmorale. Le diamtre de la tte prothtique est identique au diamtre de

la tte fmorale native. Il assure la stabilit de larticulation artificielle et autorise desmouvements dune amplitude trs semblable celle de la hanche normale. Comme montrer

dans la figure. III.4.

Fig. III.3. Tte fmorale

La partie inferieur a une forme de soufflet cette gomtrie se compose de trois spires, et

pouvant faciliter la dformation linaire et angulaire et au mme temps pour viter ltranglement de

la matire dans le cas de chargement. (Voir Fig. III.4).

Fig.III.4.Dformation de la gomtrie soufflet aprs chargement

III.3.1.1. Usinage de tte fmorale

On peut raliser cette tte fmorale avec le moulage par injection de polymre.

Partie infrieur en matriau

viscolastique parfaitement

lastique

Partie suprieur en

matriau lastique


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29

III.3.1.2. Moulage par injection

Le moulage par injection est une technique de fabrication de pices en grande ou trs

grande srie. Il concerne avant tout lesmatires plastiques et leslastomres (silicones) mais

aussi divers mtaux et alliages point de fusion relativement bas : alliages d 'aluminium,de

zinc (Zamak)ou encorelaitons.

Le moulage par injection consiste a fluidiser par chauffage la matire thermoplastique

(en granulaire ou en poudre) dans un pot de presse cylindrique, puis lenvoyer a laide dun

piston dans un moule froid , plac entre la buse sur la sortie du pot de presse , le

refroidissement de la pice est dans le moule.

III.3.1.3. Etapes de moulage

La fabrication de la tte fmorale passe par deux tapes le premier est moulage par

injection de la matire et le deuxime est sur moulage par injection de la matire.Moulage par injection(Fig. III.5.1):

Remplissage du cylindre en premier matriau

Ramollissement de la matire

Fermeture de moule et avance simultane du cylindre sur le moule

Injection dans le moule

Refroidissement dans le moule de la matire injecte,

Ouvrir la partie gauche du moule

Sur moulage par injection (Fig. III.5.2):

Placer le deuxime moule

Injecter deuxime matriau, pres raliser de toute les oprations prcdentes on

jecte la pice finale.

Fig. III.5.Moulage par injection et sur moulage par injection.
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30

III.3.1.4. Moule

La conception du moule influe de manire dcisive sur la qualit et lconomie de la

pice injecte. Laspect de la pice, sa rsistance mcanique, sa tnacit, ses cotes, sa forme et

son cot dpendent de la qualit du moule.

III.3.1.5. Modlisation des moules

Fig. III.6.Moule pour la premire injection en coupe et 3D

Fig. III.7.Moule pour la premire injection en coupe et 3D( partie injecteur)

Fig. III.8.Moule pour lopration de sur injection en coupe et 3D


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31

III.3.2. Modlisation de vis corticale

Fig.III.9.Vis corticale.

III.3.3. Modlisation de la tige fmorale

La tige fmorale: partie basse de la prothse totale de hanche cest elle qui prend en

charge les contraintes. Elle est introduite dans le col du fmur aprs prparation de celui-ci.

Elle peut tre scelle dans le fmur l'aide de ciment acrylique, ou bloque en force dans le

canal du col du fmur, cest le cas des tiges anatomiques qui pousent la morphologie delos, et qui peuvent tre non cimentes et recouvertes d hydroxyapatite ou cimente.

Fig. III.10.Tige fmorale.

III.3.4. Modlisation du collier lastique:

Collier lastique en acier inoxydable est pour assurer la fixation de la tte enchsse

sur la tige fmorale, se systme de fixation est trs simple pour lutilisation .

Fig. III.11.Collier lastique.

Trou hexagonale

pour facilit le

montage de la tige


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32

Il se compose de trois pices et deux rivets comme montrer dan la figure.III.11

Fig. III.12.Composants du collier lastique.

III.3.4.1. Reprsentation de lassemblage collier lastique en vues clates

Fig. III.13.Collier lastique en vues clates.

Dans le tableau ci-dessous, sont regroups les matriaux des diffrents composants de

la nouvelle prothse totale de hanche.


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33

Tableau IV.1 : Matriaux des diffrents composants.

Composante Matriau Observassions

Tige fmorale acier inoxydable leur avantage est d'tre de

faible cot .dans la

nouvelle PTH pas dusure.

Vis corticaux acier inoxydable leur avantage est d'tre de

faible cot.

Tte fmorale

Partie suprieur

est lastique

Matriau composite

matrice polymrique aux

mmes caractristiques

mcaniques de lacier

inoxydable

si mieux deux matriau de

mme nature et mme

caractristique chimique

pour assur le collage entre

les deux parties, la silicone

est un matriau

biocompatible et rsiste

la dchirure .

Partie inferieur

est viscolastique

Matriau composite

matrice polymrique

viscolastique.(matrice en silicone)

Collier lastique acier inoxydable leur avantage est d'tre de

faible cot.

III.3.5. Reprsentation de lassemblage prothse totale de hanche en vues clates

Fig. III.14.Prothse totale de hanche en vues clates.


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34

III.4. Principe dimplantation de la nouvelle prothse totale de hanche

Le but de larthroplastie prothtique est de remplacer les deux surfaces articulaires

dont le cartilage est us (Fig. III.15).

Fig. III.15.Cartilage us et cartilage sain.

Prparation de lemplacement de la partie cotylodienne : agrandissement de la cavit

cotylodienne par fraisages successifs (Fig. III.16)

Fig. III.16.Prparation de lemplacement de la partie cotylodienne.

Une fois le fraisage du cotyle termin. La tte fmorale prothtique est fixe dans los

iliaque du bassin grce des vis. Cette fixation peut tre assure par un ajout de ciment

chirurgical entre los et la partie suprieur de la tte. Il permet linsertion de la tte

prothtique qui remplacera larticulation coxo-fmorale dficiente. Il peut tre lisse lorsquil

est ciment ou encore rugueux et mme stri lorsquil est insr d irectement au contact delos.


40/61


35

La tte fmorale prothtique est enchsse sur la tige fmorale. Elle remplace la tte

fmorale naturelle. Elle est fabrique en polymre densit variable. (Fig. III.17).

Fig. III.17.Implantation de la tte fmorale.

Prparation de la partie fmorale : extraction de la tte et garder le col fmorale,

vasement du ft fmorale (Fig. III.18).

La tige fmorale est insre dans le canal mdullaire du col de fmur. Elle est

fabrique en mtal, acier inoxydable, alliage de titane ou de cobalt-chrome. Soit elle est

insre directement dans le col fmur, soit elle est insre avec un ciment chirurgical, la

porosit du ciment permet une bonne ostointgration.

Fig. III.18.Prparation de la partie fmorale.


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36

Mise en place de la prothse dessai puis dfinitive(Fig. III.19).

Dune faon pratique pres fix la tte fmorale dans la hanche et la tige fmorale dans

le fmur, il est trs important de souligner quil faut mettre en place le collier lastique de

serrage dans la gorge sans le serr. Le serrage se fera au moment ou les deux lments

serrant emboites.

Fig. III.19. Mise en place de la prothse.

III.5.Conclusion

Nous avons choisi la modlisation de cette nouvelle prothse de hanche par la

dfinition dune gomtrie offrant les diffrents mouvements de la liaison sans contraintes en

tenant compte des informations gomtriques cites en bibliographie.

On peut dire que :

Le risque de luxation semble nulle, la tige fmorale est emboit dans la tte fmorale

avec systme de fixation efficace et simple lutilisation(collier lastique).

Pas dusure (pas de frottementparce que pas couple de frottement).

Un des principaux avantages de notre prothse totale de hanche consiste en laprservation du stock osseux fmorale (le diamtre dune tte fmorale prothtique

proche du diamtre natif)

En cas dchec, la reprise chirurgicale savre relativement facile. En effet, il suffit

alors de raliser lostotomie du col (pice fmorale en place ou non) et dimplanter

un pivot fmoral. En cas de dfaillance isole de la pice fmorale (fracture du col)

Prothse lger et souple par rapport aux autres prothses totales de hanche (matriau

viscolastique amortie le choc).

Dans le prochain chapitre, nous allons faire une analyse en Statique de la partie

viscolastique en le logiciel danalyse Abaqus 6.10.


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Chapitre IV Analyse et rsultats

37

IV.1. Introduction

La biomcanique sintresse aux principes de construction du corps humain et aux

relations entre les structures et les fonctions du corps. Leurs complexits ncessitent des

approches analytiques spcifiques et complexes afin de dcrire, analyser et modliser les

diffrents systmes biomcaniques mis en jeu. Avec le dveloppement des ordinateurs, lesmthodes numriques se sont imposes comme des complments indispensables aux mthodes

exprimentales traditionnelles pour l'analyse du mouvement des corps des solides dformables

surtout lorsque :

les formes gomtriques de ces corps sont compliques,

les dformations qu'ils subissent sont grandes et les matriaux qui les constituent ont un

comportement non linaire,

les charges appliques sont dynamiques.

Le dessin et un choix de matriau appropri font partie des facteurs de russite dune

arthroplastie, pour cela ce travail a pour but dtudier larticulation du hanche ayant subi unearthroplastie totale c'est--dire tudier la prothse totale du point de vue mcanique en faisant

recours la mthode des lments finis par le moyen Abaqus

6.10

Ce chapitre sera dabord consacr lanalyse statique de la partie viscolastique modlis

dans le chapitre prcdant, ainsi qu lensemble des mthodes rcentes associes la gnration

de ces modles : maillage, attribution des proprits des matriaux et dfinition des conditions de

chargement, validation du modle.

IV.2. Modle par lments finis

La tte fmorale modlis sous Abaqus

6.10, La partie sphrique suprieure de la tteest suppose parfaitement encastre, tandis que la partie inferieur de la tte est libre de se

dplacer verticalement, horizontalement et rotationnel (assurer la mobilit de la hanche).

IV.3. Matriau utilis pour la partie viscolastique de la tte :

On analyse avec la silicone car elle est biocompatible pour E=1MPa et 0.5 la valeur de

coefficient de poisson , les moments intersegmentaires appliqus aux analyse sont illustr dans

le tableauVI.1.

Tableau VI.1: Caractristiques de matriau [29].

InsertMatriau

Module deYoung

(MPa)

Coefficientde Poisson

Limitelastique

(MPa)

Caractristiques

Silicone 0.1 10 Trs proche

0.5 5

Homogne, isotrope,non-vieillissant, linaire

et lastique pur.


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38

IV.4. Moments intersegmentaires au niveau de la hanche :

Les moments intersegmentaires sont calculs par une approche de dynamique inverse

utilisant le formalisme des matrices homognes, mis en place au laboratoire par Doriot et Chze,

partir des mesures synchronises du systme danalyse du mouvement et de la plateforme de

forces [28].

Lvolution moments intersegmentaires calculs au niveau de la hanche pendant la phase

dappui de la marche et la phase dappui de la monte descaliers. Les composantes sont

exprimes dans le repre anatomique li au bassin [28].

Les amplitudes des moments sont normalises par rapport au poids du corps afin de

faciliter la comparaison des rsultats avec ceux rapports dans la littrature pour dautres sujets

[28].

Tableau VI.2: Moments intersegmentaires au niveau de la hanche [28].

MouvementMoment Nm/kg (Valeur max)Monter escalier Marche

Abduction 0.8 0.7

Extension -0.8 -0.5

Flexion 1 0.2

Rotation interne -0.075 -0.06

Rotation extrene 0.02 0.03

IV.5. Maillage

Le logiciel Abaqus

6.10 dispose dun puissant mailleur automatique, pouvant analyser la

gomtrie et gnrer le maillage le plus adapt. Pour le comportement tudi, nous avons utilis

des lments ttradriques, de C3D8R, conforme aux surfaces paramtriques dfinies (Figure.

IV.1).

Fig. IV.1.Illustration de maillage de la tte.
http://d/najwa/htmlReport/HTMLreport.html%23C3D8Rhttp://d/najwa/htmlReport/HTMLreport.html%23C3D8R


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39

Tableau IV.3. Rsultats du maillage

Instance Name Elments Nuds type de maillage

Tte fmorale 89662 97206 C3D8R

IV.6. Chargements :

IV.6.1. Chargement au poids du corps.

On se met dans la position critique ou le sujet repose sur une seule jambe celle ayant subi

une implantation de prothse totale de hanche pendant la marche en majorant ainsi le chargement

au poids du corps.

Nous avons appliqu une force de 1000 N comme illustr dans la figure IV.2.

Fig. IV.2. Chargement et conditions aux limites.

IV.6.1.1. Rsultats :

IV.6.1.1.1. Dformation suivant les axes ox, oy et oz

Fig. IV.3. Dformation suivant laxe ox.
http://d/najwa/htmlReport/HTMLreport.html%23C3D8Rhttp://d/najwa/htmlReport/HTMLreport.html%23C3D8R


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40

Fig. IV.4. Dformation suivant laxe oy.

Fig. IV.5. Dformation suivant laxe oz.

IV.6.1.1.2. Contrainte de Von Mises :

Fig. IV.6. Contrainte de Von Mises.


46/61


41

IV.6.1.1.3. Dplacement suivant les axes ox ,oy et oz

Fig. IV.7. Dplacement suivant laxe ox.

Fig. IV.8. Dplacement suivant laxe oy.

Fig. IV.9. Dplacement suivant laxe oz.


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42

IV.6.1.2. Interprtations des rsultats

Examinant les figures (IV.3, IV.4, IV.5), on constate que les dformations au niveau de la

partie inferieur prend des valeurs de dformation maximales sous leffet des forces de poids

engendres qui peuvent tre justifi par la gomtrie creuse de ce dernier (gomtrie cylindrique),

par contre en remarque labsence de la dformation dans la partiehmisphrique (pleine de lamatire).

La figure. IV.6. montre la rpartition de la contrainte quivalente de Von Mises, la valeur

maximale de la contrainte quivalente de Von Mises est de 4.48 KPa, cette valeur est inferieur

la limite lastique de silicone ce qui veut dire que le matriau et la gomtrie choisi reste dans le

domaine lastique pour un poids de 100Kg.

En examinant les figures (IV.7, IV.8, IV.9), on constate que les dplacements suivant les

deux axes ox, oy et oz sont normes (7.77 10-2

m, 5.05 10-2

m et 1.5 10-4

m) on peut maitriser

ces dplacements en renforant la silicone par des fibres.

IV.6.2. Chargement au moment intersegmentaire.

Dans cette section nous allons tudier le cas de chargement de la prothse faisons fixer la

partie hmisphrique et appliquer le moment autour de centre de la tte, en focalisant notre

attention sur les points dapplicationsdes moments (voir figure.IV.10).

Nous avons choisi une amplitude maximale de 1Nm/Kg en flexion dans la position

marche et 0.7 Nm/Kg en abduction la monte descalier , Lamplitude minimale atteint 0.02

Nm/Kg et 0.03 Nm/Kg en rotation externe dans la position marche et monte descalier (voir

chapitre I). Les rsultats obtenus montrons une vue globale sur linfluence des moments sur le

comportement mcanique de la silicone regardons les dplacements, dformations et contraintes.

Fig. IV.10. Chargement et conditions aux limites.


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43

IV.6.2.1. Rsultats et interprtations

Position marche Monte descalier

Flexion Abduction

Fig. IV.11.Dformation suivant laxe ox. Fig. IV.14.Dformation suivant laxe ox.

Fig.IV.12.Dformation suivant laxe oy. Fig. IV.15.Dformation suivant laxe oy.

Fig.IV.13.Dformation suivant laxe oz. Fig. IV.16.Dformation suivant laxe oz.

Les dformation maximales engendrs par le moment dans les deux positions en marche,

et en monte descalier pour chaque axe sont donnes par le tableau suivant :Tableau VI.4: Dformation maximale en position marche et en mont descalier.

Axes Dformation maximale (marche) Dformation maximale (mont descalier)

ox 1.5 10-

1.05 10-

oy 1.68 10-

1.18 10-

oz 7.24 10-

5.07 10-


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44

En observe que la dformation en marche est importante par rapport la dformation la

monte descalier car le moment fournis par les muscle de la hanche en marche est grand parrapport au moment pour la monte dscalier.

Fig. IV.17. Contrainte de Von Mises. Fig. IV.18. Contrainte de Von Mises.

Les deux figures montrent la rpartition de la contrainte quivalente de Von Mises, lesvaleurs maximales de la contrainte quivalente de Von Mises dans les deux cas marche et monte

descalier sont respectivement 2.40 10-1

KPa et 1.68 10-1

KPa, ces valeurs sont inferieur la

limite lastique de la silicone ce qui veut dire que le matriau et la gomtrie choisi reste dans le

domaine lastique pour ces moments inter segmentaire.

Fig. IV.19.Dplacement suivant laxe ox. Fig. IV.22.Dplacement suivant laxe ox.

Fig. IV.20.Dplacement suivant laxe oy. Fig. IV.23.Dplacement suivant laxe oy.


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45

Fig. IV.21.Dplacement suivant laxe oz. Fig. IV.24.Dplacement suivant laxe oz.

Les dplacements maximales engendrs par le moment dans les deux positions en marche,

et en monte descalier pour chaque axe sont donnes par le tableau suivant :

Tableau VI.5: Dplacement maximale en position marche et en mont descalier.

Axes Dplacement maximale (marche) Dplacement maximale (monte dscalier)

ox 1.16 10-

8.13 10-

oy 1.65 10-

1.15 10-

oz 2.32 10-

1.62 10-

En observe que le dplacement en marche est important par rapport la dformation la

monte descalier car le moment fournis par les muscles de la hanche en marche est grand par

rapport au moment pour la monte dscalier.

Rotation externe

Moment= 0.02Nm/KgRotation externe

Moment 0.03 Nm/Kg

Fig. IV.25.Dformation suivant laxe ox. Fig. IV.28.Dformation suivant laxe ox.


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46

Fig. IV.26. Dformation suivant laxe oy. Fig. IV.29.Dformation suivant laxe oy.

Fig. IV.27.Dformation suivant laxe oz. Fig. IV.30. Dformation suivant laxe oz.

Les dformation maximales engendrs par le moment dans les deux positions en

marche, et en monte descalier pour chaque axe sont donnes par le tableau suivant:Tableau VI.6: Dformation maximale en position marche et en mont descalier.

Axes Dformation maximale (marche) Dformation maximale (mont descalier)

ox 3.00 10-

4.50 10-

oy 3.37 10

- 5.50 10

-

oz 1.45 10-

2.17 10-

En observe que la dformation en mone descalier est importante par rapport la

dformation en marche car le moment fournis par les muscle de la hanche en monte descalierest grand par rapport au moment pour la marche.

Fig. IV.31. Contrainte de Von Mises. Fig. IV.32. Contrainte de Von Mises.


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47

Les deux figures montrent la rpartition de la contrainte quivalente de Von Mises, les

valeurs maximales de la contrainte quivalente de Von Mises dans les deux cas marche et montedescalier sont respectivement 4.80 10

-3 KPa et 7.20 10

-3 KPa, ces valeurs sont inferieur la

limite lastique de la silicone ce qui veut dire que le matriau et la gomtrie choisi reste dans le

domaine lastique pour ces moments inter segmentaire.

Fig. IV.33.Dplacement suivant laxe ox. Fig. IV.36.Dplacement suivant laxe ox.

Fig. IV.34.Dplacement suivant laxe oy. Fig. IV.37.Dplacement suivant laxe oy.

Fig. IV.35.Dplacement suivant laxe oz. Fig. IV.38.Dplacement suivant laxe oz.


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48

Les dplacements maximales engendrs par le moment dans les deux positions en marche,

et en monte descalier pour chaque axe sont donnes par le tableau suivant:Tableau VI.7: Dplacement maximale en position marche et en mont descalier.

Axes Dplacement maximale (marche) Dplacement maximale (monte dscalier)

ox 3.32 10-

3.48 10-

oy 3.30 10-

4.95 10-

oz 4.63 10-

6.94 10-

En observe que la dplacement en monte dscalier est importante par rapport ladformation la marche car le moment fournis par les muscle de la hanche en monte descalier

est grand par rapport au moment pour la marche.

IV.6.3. Chargement au couple de force.

Dans cette section nous allons tudier le cas de chargement de la prothse faisons fixer la

partie hmisphrique et appliquer un couple de force autour de centre de la tte (voir figure

.IV.39).

Nous avons choisi un couple de force de 10 Nm par rapport au centre de la tte , ce test a

pour objectif danalyser linfluence du couple de force sur la dformation, contrainte quivalente

de Von Mises et les dplacements sur les trois axes ox, oy, oz.

Fig. IV.39.Chargement et conditions aux limites.


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49

IV.6.3.1. Rsultats et interprtations

IV.6.3.1.1. Dformation suivant les trois axes ox,oy et oz

Fig. IV. Dformation suivant laxe x

Fig. IV.40.Dformation suivant laxe ox.

Fig. IV.41.Dformation suivant laxe oy.


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50

Fig. IV.42.Dformation suivant laxe oz.

En examinant les figures (IV.40, IV.41, IV.42), on constate que les dformations au

niveau de la partie inferieur prend des valeurs de dformation importantes sous leffet des forces

de couple engendres, ces dformations peuvent tre justifi par la gomtrie creuse (gomtrie

cylindrique), par contre en remarque labsence de la dformation dans la partie hmisphrique

(pleine de la matire).

IV.6.3.1.2. Contrainte de Von Mises.

Fig. IV.43. Contrainte de Von Mises.

La figure. IV.43. montre la rpartition de la contrainte quivalente de Von Mises, la

valeur maximale de la contrainte quivalente de Von Mises est de 1.29 KPa, cette valeur est

inferieur la limite lastique de la silicone ce qui veut dire que le matriau et la gomtrie choisi

reste dans le domaine lastique pour un couple de 10 Nm.


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IV.6.3.1.3. Dplacement suivant les axes ox, oy et oz

Fig. IV.44. Dplacement suivant laxe ox.

Fig. IV.45. Dplacement suivant laxe oy.

Fig. IV.46. Dplacement suivant laxe oz.

En examinant les figures (IV.44, IV.45, IV.46), on constate que les dplacements suivant

les deux axes ox et oz sont normes (1.5 10-2

m et 1.56 10-2

m) on peut maitriser ces

dplacements en renforant la silicone par des fibres.


57/61


52

Conclusion

Dans ce chapitre nous avons tudi linfluence de force de poids, moments inter-

segmentaires de hanche et couple de force qui sont appliques sur la dformation, dplacement et

contrainte quivalente de Von Mises de la partie inferieur de la tte.

Les rsultats qui sont obtenue preuves que la silicone est une matire peut entrer dans la

ralisation de notre nouvelle prothse totale de hanche comme matire de matrice dun matriau

composite.

Pour maitriser les mouvements de la hanche il faut limiter les dplacements de notre

matriau donc le renforcement lieu avec des fibres dune faon assur la mobilit de la hanche ,

et la compression par linjection dun graisse biocompatible.


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Conclusion gnrale et perspectives

53

Conclusion gnrale et perspectives

Ce travail avait pour objectif dtudi une nouvelle prothse totale de hanche.

La dmarche de la recherche de cette tude sest articule autour de deux axes

principaux

En premier lieux nous avons bas sur lanatomie de larticulation coxo-

fmorale pour mieux comprendre la gomtrie et la mobilit de hanche ce premier

travail nous permet de modliser une nouvelle conception de prothse totale avec des

dimensions trs proche la tte fmorale native.

En deuxime lieux, aprs une tude approfondie sur tous qui est concerne les

prothses totales de hanche nous avons constat que les matriaux pas encore satisfais

lvolution des concepteurs surtout les problmes dusure

conception géométrique d’une prothèse totale

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