Télécharger le fichier pdf d’un mémoire de fin d’études
Les mécanismes de pénétration de la tête fémorale dans le polyéthylène
La dégradation du polyéthylène associe deux mécanismes : l’usure et le fluage.
Le fluage est une déformation sans perte de substance. Il est dû à la délamination du PE, puis à une compression des lames détachées qui s’accumulent aux berges, entraînant une modification de la forme de la cupule dans le sens d’une augmentation de la surface de frottement[36].
L’usure entraîne une perte de substance du PE, dont les débris vont s’accumuler dans l’espace péri prothétique, le liquide articulaire et peuvent disséminer par les voies systémiques et lymphatiques. En augmentant la surface du couple de frottement, le fluage provoque aussi une augmentation de l’usure[34].
On distingue plusieurs types d’usure[20, 34] :
– l’usure par adhérence : les irrégularités du PE sont gommées par le métal de la tête fémorale[20]. Ce mécanisme d’usure est sensible à la charge et la vitesse, qui agit sur la température et peut induire des changements structuraux dans la matière[34].
– l’usure par abrasion : les irrégularités à la surface de la tête fémorale arrachent des particules de PE. Cette usure se manifeste par des sillons et des stries caractéristiques à la surface du PE[20, 34].
– l’usure à trois composants est liée à l’existence d’un corps étranger intra articulaire. Il s’agit le plus souvent de ciment acrylique qui agit comme abrasif et majore considérablement l’usure.
– l’usure par fatigue résulte de l’application de contraintes cycliques ou de cisaillement qui apparaît après plusieurs millions de cycles
La pénétration de la tête fémorale dans la cupule est la traduction radiologique de l’usure et du fluage. L’importance relative de ces deux phénomènes est difficile à évaluer. Pour Rose et al.[32], le fluage représenterait 2/3 de la pénétration et permettrait une pénétration linéaire de 0,04 mm/an. Pour Langlais[19], le fluage agirait de façon précoce pour secondairement se stabiliser. Penmetsa et al.[31] ont montré que 85% du fluage est réalisé entre 0 et 150 000 cycles.
La maladie du polyéthylène
Charnley, avec le principe de la LFA a éliminé les échecs mécaniques précoces des implants par usure rapide des composants ou inadéquation du couple de friction (grippage du métal/métal). La prothèse totale de hanche avait enfin une durée de vie satisfaisante, au-delà de 10 à 15 ans. En dehors des instabilités prothétiques liées au petit diamètre de sa tête fémorale, Charnley a été confronté à l’apparition secondaire d’images d’ostéolyse autour des implants, qui n’étaient pas forcément corrélées au degré d’usure radiographique du PE cotyloïdien. Cette ostéolyse correspond à l’apparition d’une membrane fibreuse autour des implants, dont l’origine exacte est parfois difficile à déterminer. Il peut en effet s’agir d’une membrane d’origine mécanique[1] suite à un défaut de stabilité primaire de l’implant. Son apparition est alors précoce dans l’évolution de l’arthroplastie et favorisera, de façon secondaire en créant un espace, la migration d’un flux de particules d’usures. A l’inverse, cette membrane peut avoir une origine biologique primaire[33], suite à la migration de produits d’usure au sein du tissu osseux péri prothétique[24] et par diffusion de molécules pro inflammatoires type Prostaglandines, Cytokines et Interleukines[9, 17] produites par les cellules au contact de l’articulation et des débris d’usure. Ces Interleukines sont capables en plus de modifier la cellularité au contact de l’implant avec activation des lignées à pouvoir ostéoclastique[2, 27].
Biochimie du liquide articulaire, modifications thermiques et simulateurs de PTH
La biochimie du liquide articulaire joue un rôle capital dans les variations thermiques à l’interface articulaire d’une PTH par modification du coefficient de friction en fonction de sa composition et probablement en influençant l’usure liée aux corps étrangers par précipitation des chaines protéiniques sous l’effet de la chaleur.
Au niveau prothétique, une élévation thermique pourra avoir des conséquences sur la résistance des composants et notamment sur le polyéthylène avec une influence sur le fluage et sur l’usure. Une élévation thermique a aussi un retentissement sur la vitalité du tissu osseux au contact des éléments prothétiques.
Le liquide articulaire observé dans les prothèses totales de hanches semble assez proche du liquide articulaire natif avec cependant un taux d’acide hyaluronique moindre, et donc en théorie, une moindre viscosité. Les études sur simulateur utilisent le plus souvent du sérum bovin fœtal qui est caractérisé par une haute teneur en protéines. Cette haute teneur explique sa dilution par de l’eau déionisée pour répondre à la norme NF ISO 14242-1:2014 de fonctionnement des simulateurs.
La variabilité des mesures d’usure en fonction du lubrifiant utilisé dans le bain du simulateur est un élément important qui limite la comparaison des études réalisées sur simulateur de prothèses. En effet, il peut alors être « tentant » pour les industriels de tester leurs implants avec un taux « optimisé » de protéines ou d’acide hyaluronique dans le sérum afin de limiter les phénomènes d’usure du PE. A partir de 2012, la norme NF ISO 14242-1 recommandait une concentration en protéines du sérum de 30 ± 2 g/l. Une concentration de 30 g/l est en accord avec les études du liquide articulaire qui retrouvait sur hanche prothétique un taux de protéines de 20 à 40 g/l avec une moyenne à 30 g/l. Depuis 2014, la norme NF ISO 14242-1:2014 autorise toute concentration en protéines à condition que celle ci soit au préalable validée par des études in vivo.
Objectifs
La température à l’interface du couple de frottement d’une prothèse totale de hanche est un témoin indirect du fonctionnement du couple de friction tête métallique fémorale – polyéthylène du cotyle. Il n’existe actuellement pas de norme précise sur la teneur en protéines à utiliser dans le bain de simulateurs de PTH. Il n’existe pas de normes pour les autres composants du liquide articulaire : acide hyaluronique, lipides, taux de glucose… Les concentrations en protéines dans le liquide articulaire sont comprises entre 15 et 21 g/l (hanches natives) et 32 à 58 g/l (hanche prothétique). Les concentrations en acide hyaluronique (AH) dans le liquide articulaire sont comprises entre 3 et 3,5 g/l (hanche native saine) et 0,28 à 0,56 g/l (hanche prothétique)[23]. Guenther et al. retrouvaient une concentration moyenne en protéines à 32 g/l sur des hanches arthrosiques et 33 g/l sur des hanches prothétiques. Les concentrations en AH étaient de 0,785/0,486 g/l (hanche arthrosiques/hanches prothétiques)[12].
Il n’existe pas de norme précise pour la concentration en protéines dans le bain des simulateurs de prothèse totale de hanche. Pour l’AH, il n’existe pas de norme. Ces éléments devraient en théorie améliorer la lubrification du couple de frottement lorsque l’on augmente leurs concentrations. On devrait donc en augmentant ces concentrations avoir moins d’échauffement à l’interface du couple de frottement. Cette étude permettra d’évaluer si une variation de ces concentrations entraine une modification de l’échauffement à l’interface prothétique.
Les objectifs de ce projet de recherche étaient :
– d’évaluer si une modification de la concentration en protéines dans le bain du simulateur pouvait entrainer une modification thermique à l’interface du couple de frottement.
– d’évaluer si une modification de la concentration en acide hyaluronique dans le bain du simulateur pouvait entrainer une modification thermique à l’interface du couple de frottement.
Cette différence de température pourrait être le témoin d’une différence de fonctionnement du couple de friction. Cette étude s’intègre dans un projet de recherche des facteurs favorisant l’usure prothétique sur simulateurs de prothèse de hanche.
MATERIEL ET METHODES
Laboratoire, implants utilisés et simulateur
L’étude était réalisée dans les locaux de la société CERAVER (Roissy – France). Un cotyle en polyéthylène UHMWPE « InitialTM » Polyéthylène GUR 1050 de la société Amplitude a été utilisé. Ce cotyle utilisé provenait de conditionnements stériles, non périmés, et n’avait pas été exposé à l’air ambiant.
La tête fémorale avait un col moyen en acier inoxydable et un diamètre de 22,2 mm (CERAVER).
Le simulateur de PTH (figure 3) permettant la réalisation de mouvements dans 2 secteurs : flexion – extension et rotation interne – externe.
Protocole de fonctionnement du simulateur
Le bain du simulateur était de 400 ml. Un thermocouple était utilisé pour la mesure des variations thermiques à l’interface articulaire. Il était positionné à 0,65 mm de la surface de la tête fémorale.
Le bain du simulateur de volume 400 ml était rempli par plusieurs types de sérum :
– sérum bovin fœtal (SBF)
– sérum bovin fœtal dilué à 50% (SBF dilué à 50%)
– sérum physiologique
– sérum bovin fœtal avec adjonction d’acide hyaluronique (concentrations en acide hyaluronique à 0 g/l ; 0,5 g/l ; 1 g/l ; 1,5 g/l ; 2 g/l ; 2,5g/l et 3g/l)
La composition du sérum bovin fœtal utilisé était :
– Liquide stérile
– Hémoglobine : 0,15 g/l (norme inférieure à 0,20)
– Protéines : 37 g/l (norme 30 à 50)
– Sodium : 135 mM/L
– Potassium : 11,8 mM/L
– Calcium : 0,14 g/l
– Cholestérol : 0,32 g/l
– Glycérides Total : 0,55 g/l
– Albumine : 17,5 g/l
– Alpha Globulines : 10,4 g/l
– Béta Globulines : 8,55 g/l
– Gamma Globulines : 0,6 g/l.
La composition du sérum bovin fœtal dilué à 50% était :
– Liquide stérile
– Hémoglobine : 0,076 g/l
– Protéines : 18,5 g/l
– Sodium : 67,5 mM/L
– Potassium : 5,9 mM/L
– Calcium : 0,07 g/l
– Cholestérol : 0,16 g/l
– Glycérides Total : 0,27 g/l
– Albumine : 8,75 g/l
– Alpha Globulines : 5,2 g/l
– Béta Globulines : 4,25 g/l
– Gamma Globulines : 0,3 g/l
L’acide hyaluronique utilisé (Durolane®) était ajouté dans le sérum par seringues de 20 mg pour obtenir les concentrations requises à 0 g/l ; 0,5 g/l (10 seringues) ; 1 g/l (20 seringues) ; 1,5 g/l (30 seringues) ; 2 g/l (40 seringues) ; 2,5g/l (50 seringues) et 3g/l (60 seringues).
Les seringues étaient introduites dans le bain à 37°C et le bain était remué à l’aide d’une spatule pendant 15 secondes pour obtenir un mélange homogène.
Le niveau du bain était vérifié quotidiennement avec un réajustement des pertes par évaporation. L’antisepsie du bain était assurée par l’adjonction de Nitrure de Sodium.
Le cotyle était cimenté dans un porte cotyle, avec contrôle du centrage (figure 4) à la Machine de Mesure Tridimensionnelle (MMT).
Le porte cotyle était ensuite positionné sur un axe de rotation verticale. Le centrage du porte cotyle sur l’axe de rotation vertical était réalisé avec un jeu maximum de 79 µm. La tête fémorale était positionnée sur un support de tête. La qualité du centrage de la tête était vérifiée dans le plan horizontal et vertical. La tête fémorale était impactée sur le support de tête avec une force de 2 kN. Il était réalisé un contrôle de sa hauteur à la MMT (figure 5).
Une modification de la hauteur globale était réalisée par un empilement de cales pour atteindre la hauteur à l’horizontale correspondant à l’emboitement idéal dans le cotyle. La hauteur du centre de la tête fémorale devait correspondre à la hauteur du centre du cotyle.
Le réglage antéropostérieur et médiolatéral était réalisé par une douille conique fendue (jeu nul) et ajustement H7g6.
Après positionnement de la tête fémorale et de son support de tête au niveau du simulateur, un nouveau contrôle du centrage de la tête fémorale était réalisé afin de vérifier l’alignement de la tête fémorale sur l’axe de rotation de la nacelle (support du cotyle), pour éviter les effets came.
On utilisait un comparateur fixé sur l’axe de rotation vertical que l’on pouvait faire tourner autour de la tête pour contrôler son centrage. Il était toléré une excentration maximale de 50 µm.
Pour le positionnement du cotyle contre la tête, il était nécessaire, avant d’appliquer la précharge, de plaquer le cotyle contre la tête en lui donnant un léger mouvement de rotation avant de la fixer, afin de ne pas créer de bulles d’air qui pourraient rompre le film lubrifiant.
Le réglage de la précharge se faisait à l’aide d’un système de vis et d’écrous, et le réglage de la charge se faisait à l’aide d’un vérin pneumatique.
Le couple articulaire était précontraint à 800 N. On appliquait une charge cyclique de 3500 N associée à un mouvement de rotation de 20° (15° de RE ; 5° de RI) et de 36° en flexion extension (18° de flexion, 18° d’extension). On appliquait une fréquence continue de 1 Hz.
La mesure des variations thermiques à l’interface
Un thermocouple était utilisé pour la mesure des variations thermiques à l’interface articulaire. Il était positionné au fond d’un tunnel dont l’extrémité était située à 0,65 mm de la surface de la tête fémorale. Une mesure du bain du simulateur était également réalisée. La température était mesurée en continu avec un relevé effectué tous les 50 cycles.
Statistiques
L’analyse de variance (ANOVA) a été utilisée pour rechercher une différence entre les mesures. Un test de Shapiro – Wilk a été utilisé pour évaluer la normalité des variables. Un test de Bartlett a été utilisé pour évaluer l’homogénéité des variances. Les résultats étaient significatifs lorsque le degré de significativité p était inférieur à 0,05.
RESULTATS
Généralités
Un couple métal – polyéthylène (UHMWPE) a été testé à une fréquence de 1 Hz en modifiant deux types de paramètres dans le bain du simulateur : la concentration de protéines ou d’acide hyaluronique. 5000 cycles ont été réalisés pour chaque manipulation.
Variation de concentration en protéines dans le bain
Les températures moyennes au tribocontact (à l’interface du couple de frottement), du bain du simulateur et le délai d’obtention du plateau thermique sont données dans le tableau 1 et la figure 6.
DISCUSSION
La réponse à nos objectifs
Pour la variation de concentration en protéines dans le bain, il a été retrouvé une atteinte moins rapide du plateau thermique au tribocontact dans le bain au sérum physiologique. Il existait un pic initial de température jusqu’à atteindre un plateau thermique relativement stable. Il n’existait pas de différence de température selon la concentration de protéines.
Pour la variation de concentration en acide hyaluronique (AH), il existait une tendance à une atteinte plus rapide du plateau thermique au tribocontact en l’absence d’AH et une atteinte moins rapide pour une concentration élevée. Après l’atteinte du plateau thermique, les mesures de températures étaient stables. Il n’existait pas de différence de température quel que soit la concentration en AH utilisée.
La température du bain restait relativement stable sans différences retrouvées selon la concentration en protéines ou en AH utilisées.
La comparaison statistique des pics thermiques n’était pas réalisable en raison d’un nombre trop faible de mesures avant l’atteinte des plateaux thermiques.
2. Lubrifiant articulaire et bain du simulateur : peut-on transposer les résultats des tests sur simulateur ?
La biochimie du liquide articulaire joue un rôle capital dans les variations thermiques à l’interface articulaire par modification du coefficient de friction en fonction de sa composition et en influençant l’usure par corps étrangers par précipitation des chaines protéiniques sous l’effet de la chaleur.
La connaissance du liquide articulaire d’une PTH qui « va bien » est limitée. Sa composition est encore mal connue.
La concentration du liquide articulaire en AH a été décrite et mesurée par Yamada et al.[29, 38] lors de reprises pour descellement mécanique de PTH et lors d’implantations de PTH pour 36
coxarthrose. Il existait une concentration en AH inférieure dans le groupe des reprises de PTH (0,64 ±0,42 g/l contre 1,07±0,28, p=0,015). Mazzucco et al.[25] observaient une diminution de 30% de la concentration en acide hyaluronique dans le groupe « reprise de PTG » versus gonarthrose. La concentration en protéines était par contre plus élevée de 25% dans le groupe « reprise de PTG » (taux 34 g/l versus 27 g/l). Il n’existait pas de corrélation entre le taux en AH et la teneur en protéines du liquide articulaire.
L’albumine semble avoir un rôle important dans la lubrification de l’arthroplastie[13] avec une influence du paramètre température qui entraine au-delà de 70°C une agrégation de molécules d’albumine[18, 28]. Ce risque d’agrégation est important car les études thermiques montrent des variations de températures allant de 45° sur hanches natives à plus de 90° sur simulateurs. Les études sur simulateur utilisent le plus souvent du sérum bovin fœtal qui est caractérisé par une haute teneur en protéines. La plus abondante, l’albumine, constitue 57 à 71% du contenu du sérum et les gammaglobulines en représentent 8 à 26%[26].
La variabilité des mesures d’usure en fonction du lubrifiant utilisé dans le bain du simulateur est un élément important qui limite la comparaison des études réalisées sur simulateur de prothèses. Les auteurs décrivent la nature du liquide utilisé dans le bain du simulateur qui est habituellement du sérum bovin fœtal ou du sérum bovin dilué pour obtenir un taux minimum de teneur en protéines. Le taux actuel, en rapport avec la norme NF ISO 14242-1:2014 autorise toute concentration en protéines à condition que celle ci soit validée par des études in vivo. Les études retrouvent des taux de protéines variant de 20 à 40 g/l avec une moyenne à 30 g/l[12][23]. Il n’existe pas de norme pour la teneur en acide hyaluronique. Il peut être tentant pour les industriels de tester leurs implants avec un taux « optimisé » de protéines ou d’acide hyaluronique dans le sérum afin de limiter les phénomènes d’usure du PE.
Liao et al.[22] avaient montré sur simulateur de PTH et de PTG une augmentation des particules d’usure du PE quand la teneur en protéines du sérum diminuait.
Brandt et al.[3] comparaient la composition du liquide articulaire de genoux arthrosiques avec les sérums utilisés sur les simulateurs de PTH et de PTG. Ils observaient un taux de protéines dans le liquide articulaire des patients de 34 g/L avec 70% d’albumine. Ce taux de protéines était de 69 g/L avec 51% d’albumine pour le sérum bovin, de 40 g/L avec 40% d’albumine pour le sérum de bovin nouveau-né et de 42 g/L avec 42% d’albumine pour le sérum bovin alpha. Les auteurs préconisaient, afin de se rapprocher au maximum du liquide articulaire humain, l’utilisation de sérum bovin alpha supplémenté en fer dilué par une SOLUTION SALINE ET l’ajout d’acide hyaluronique à la concentration de 1,5 g/L.
Dans notre étude, le sérum bovin fœtal utilisé était de 37 g/l qui correspond aux études in vivo qui retrouvaient des taux de 20 à 40 g/l sur hanche prothétique[12].
Kaddick et al.[15], sur une étude sur simulateur de prothèse de hanche avec évaluation d’un couple tête céramique /cotyle PE UHMWPE, observaient une différence significative des débris d’usure du PE en faisant simplement varier le sérum utilisé dans le bain du simulateur. La différence était significative avec un effet à priori néfaste sur l’usure d’une concentration élevée de protéines dans le bain du simulateur.
Enfin, les données sur simulateur ne prennent pas en compte la réalité clinique avec un liquide « synovial » qui va être remplacé par le sang provenant de l’hématome post opératoire. L’influence de ces paramètres sur l’usure est inconnue. Le moment où un liquide « pseudo-synovial » en volume suffisant permet la lubrification maximale de la prothèse est également inconnu. Le délai varie probablement de quelques semaines à plusieurs mois.
On ignore donc s’il existe une phase initiale post opératoire de quelques semaines où la PTH fonctionnerait avec du sang comme lubrifiant qui pourrait être à l’origine d’une production anormale de particules d’usure dont la cytotoxicité est également parfaitement inconnue.
Toutes ces données confirment la difficulté et les limites des essais sur simulateur. La comparaison quantitative des produits d’usure du PE inter étude est impossible en raison de la variabilité des protocoles comme la nature et le renouvellement du bain du simulateur, les contraintes appliquées…
Viscosité et concentration en acide hyaluronique et en protéines
Le liquide articulaire observé dans les PTH semble assez proche du liquide articulaire natif avec cependant un taux d’AH moindre[38], et donc en théorie, une moindre viscosité. Le coefficient de viscosité du liquide articulaire est un paramètre qui joue un rôle dans la température à l’interface articulaire. Les données transmises par l’industriel qui fournit en sérum bovin à la société Ceraver ne permettait pas d’avoir une valeur exacte de la viscosité finale du sérum bovin fœtal et de l’acide hyaluronique utilisé. Il s’agit d’une des limites de notre étude. Une élévation thermique à l’interface agit de façon bipolaire en protégeant le couple de friction (formation d’un film d’agrégats de protéines à l’interface) et en dégradant les qualités globales de viscosité du liquide articulaire en précipitant les protéines en suspension et en modifiant la résistance biomécanique du PE. La température idéale de fonctionnement du couple de friction est inconnue. Les liquides des bains de simulateurs de PTH utilisés dans la plupart des études possèdent une viscosité comparable à celle de l’eau et ne correspond pas au liquide articulaire plus visqueux. Lea Bortel et al.[21] ont réalisé un liquide artificiel avec une viscosité comparable à celle du liquide articulaire sur une étude pion disque d’usure. Les avantages de ce liquide était l’augmentation de la viscosité, un coût raisonnable et une amélioration de la cohérence avec des particules d’usure proches de celles retrouvées in vivo. Il pourrait améliorer la reproductibilité des études sur simulateur. Mais ce liquide artificiel est encore en cours de validation.
Il n’existe par ailleurs aucun contrôle bactériologique du liquide du bain du simulateur dans les études retrouvées dans la littérature. Il pourrait être intéressant d’éliminer systématiquement une contamination bactériologique qui pourrait modifier la viscosité et les résultats sur l’usure.
Les limites de la reproduction de la marche sur simulateur
Le but du simulateur est de tenter de reproduire en quelques semaines, en fonction de la fréquence utilisée, le nombre de cycles que le patient effectuerait avec sa prothèse sur une période allant généralement de 5 à 10 ans.
Il est admis que 1 million de cycles correspondent à une année de fonctionnement d’une prothèse de hanche implantée.
Les études longues sur simulateur (plusieurs millions de cycles) permettent de valider les critères majeurs comme la dégradation des pièces prothétiques, la production qualitative et quantitative de débris d’usures. Les études courtes permettent mesurer les phases d’accélération de température que l’on retrouve notamment chez les patients sportifs.
Le simulateur (société Ceraver) était de type 2D. Le schéma exact de marche ne pouvait être reproduit en totalité. Une fréquence de 1 Hz qui correspond à une population d’activité physique moyenne a été utilisée. Le choix d’une fréquence de 1 Hz avec un fonctionnement continu ne semble donc pas en adéquation avec la réalité clinique où le patient va associer des phases de marche et de repos qui joueront un rôle sur le refroidissement au niveau du couple de friction et sur la circulation de fluides à l’interface prothétique. Il reste cependant en adéquation avec la plupart des études publiées sur simulateurs qui sont réalisées avec des fréquences comprises entre 0,5 et 2 Hz.
Les simulateurs de PTH de dernière génération 3D permettent de reproduire la totalité des mouvements d’une hanche : Flexion/Extension ; Abduction/Adduction ; Rotation interne et externe.
Cette étude a été réalisée en cyclage court (50 000 cycles par manipulations) car il s’agissait d’une étude préliminaire afin d’évaluer si la variation de concentration en protéines ou en acide hyaluronique avait un impact important sur l’échauffement à l’interface.
Les variations thermiques à l’interface articulaire.
Les études des modifications thermiques in vivo au niveau de la hanche sont rares dans la littérature. Le paramètre « température » a été utilisé comme critère de jugement car il s’agit d’un témoin indirect de l’usure. Il serait nécessaire de mesurer les débris d’usure mais leur recueil est difficile techniquement et financièrement. Les filtres utilisés ne permettent pas de recueillir les plus petites particules et pourraient biaiser les mesures d’usure.
Une élévation de la température au niveau articulaire peut entrainer une nécrose osseuse. Eriksson et al.[8] ont montré qu’une température à 47°C pendant 1 minute pouvait entraîner une ostéonécrose. Une température de 88° C a été enregistrée au contact osseux lors d’une cimentation fémorale in vitro[14]. L’injection de ciment chirurgical dans des vertèbres de lapin montrait des signes focaux de nécrose[35]. Cette nécrose peut être responsable de descellement prothétique. Lors de la cimentation d’une tige fémorale, les zones les plus exposées à une nécrose osseuse sont les zones 1 et 7 de Gruen (figure 13) en raison d’un volume de ciment plus important. Cette nécrose osseuse se transforme en une membrane poreuse qui permet le passage de liquide articulaire chargé en débris de PE. Ces débris peuvent à leur tour stimuler une résorption osseuse par activation ostéoclastique dans les zones 2 à 6.
|
Table des matières
Abréviations
1. INTRODUCTION
1.1 Historique de la prothèse totale de hanche
1.2 Les mécanismes de pénétration de la tête fémorale dans le polyéthylène
1.3 La maladie du polyéthylène
1.4 Biochimie du liquide articulaire, modifications thermiques et simulateurs de PTH
1.5 Objectifs
2. MATERIEL ET METHODES
2.1 Laboratoire, implant utilisé et simulateur
2.2 Protocole de fonctionnement du simulateur
2.3 La mesure des variations thermiques à l’interface
2.4 Statistiques
3. RESULTATS
3.1 Généralités
3.2 Variation de concentration en protéines dans le bain
3.3 Variation de concentration en acide hyaluronique dans le bain
4. DISCUSSION
4.1 La réponse à nos objectifs
4.2 Lubrification articulaire et bain du simulateur : peut-on transposer les résultats des tests sur simulateurs ?
4.3 Viscosité et concentration en acide hyaluronique et en protéines
4.4 Les limites de la reproduction de la marche sur simulateur
4.5 Les variations thermiques à l’interface articulaire
5. REFERENCES
Télécharger le rapport complet
