FIXATION DES GREFFES DE LIGAMENT
CROISÉ
ANTÉRIEUR
P. CHRISTEL‑ PARIS
Dans les premières semaines
post‑opératoires, la fixation de la greffe constitue le point
faible de la reconstruction du ligament croisé antérieur (LCA).
La résistance de cette fixation dépend du moyen de fixation et du
type de greffe employée. La connaissance des performances de ces moyens
de fixation est donc critique pour connaître le niveau de contrainte que l'on peut appliquer à la
reconstruction sans danger pour celle‑ci.
L'étude de la fixation des
greffes de LCA comprend plusieurs volets:
- La connaissance des contraintes subies par le LCA et ses
greffes dans la vie courante: la rééducation et la pratique
sportive.
-
L'étude
des propriétés mécaniques statiques de la fixation.
- L'étude des
propriétés mécaniques dynamiques sous charge cyclique.
La résistance
mécanique de la fixation ligamentaire doit être
considérée par rapport aux contraintes subies par la ligament
croisé antérieur ou sa greffe pour l'activité quotidienne,
la rééducation, le sport. Les paramètres mécaniques
à considérer sont les suivants: résistance à la
rupture en traction, rigidité de la reconstruction, glissement de la
greffe par rapport à la fixation et enfin résistance aux efforts
cycliques.
QUELLES SONT LES CONTRAINTES
MECANIQUES SUPPORTEES PAR LE LCA ET SES GREFFES ?
Les études de Wascher et
coll. (26) ont montré que la tension physiologique du LCA était
au maximum en extension et atteignait 120 N. Elle est minimum entre 10 et
90°de flexion puis augmente de nouveau au delà de 120 °de
flexion du genou.
La valeur de la charge
supportée par la LCA a été calculée ou
mesurée par différents auteurs: Morrison (19) par
modélisation, estime à 150 N la charge supportée par le
LCA durant la marche. Dans un travail ultérieur, Morrison (20), puis
Noyes et Barber (21) estiment cette charge à 450 N durant la pratique du
jogging.
La valeur de la charge
supportée par le LCA pour l'activité quotidienne et la
rééducation "agressive" a été
calculée par Markolf et coll. (16-18) entre 150 et 750 N pour une
contraction du quadriceps de 30 Nm.
Frank et Jackson (9) estiment
à 500 N la charge supportée durant l'activité quotidienne
ou la rééducation "agressive", type Shelbourne.
Ainsi les valeurs calculées
ou mesurées par les différents auteurs sont variables. On peut
raisonnablement retenir comme base, les valeurs suivantes : 150 N dans
l'activité quotidienne et 400 à 500 N pour la
rééducation "agressive " ou la pratique sportive.
LES TESTS MECANIQUES STATIQUES
Les conditions d'essai
utilisées pour leur réalisation vont en influencer
considérablement les résultats. Parmi les nombreux
paramètres à prendre en considération, il est essentiel de
préciser, pour interpréter et comparer les résultats des
différents auteurs entre eux, si l’essai a été
effectué en traction axiale - c'est à dire avec une force
dirigée dans l'axe de la fixation - ou si l'essai a été
réalisé avec une angulation par rapport à la fixation
(traction non axiale). La qualité du tissu osseux est aussi à
prendre en considération ; en effet, la résistance de la
fixation est directement dépendante de la densité du tissu osseux
donc de sa résistance mécanique. D'une manière
générale, le tibia offre une résistance mécanique
inférieure à celle du fémur, et le tissu osseux animal a,
dans l'ensemble, une densité nettement supérieure à celle
de l’être humain bien que certains auteurs (10,27)
considèrent qu'il n'existe pas de différence en termes de
densité minérale et de propriétés
mécaniques, entre les os d'homme adulte jeune et les os d'origine animal
(veau, porc, etc...).
Les différents articles de la
littérature rapportent leurs résultats soit sous forme de
résistance à la rupture en traction soit sous forme de limite
élastique, toutes deux exprimées en Newton (N). Ces deux
paramètres n’ont cependant pas la même signification :
-
La
résistance à la rupture correspond à la force la plus
élevée pour laquelle la structure testée se rompt
complètement
-
La
limite élastique correspond au point d’inflexion de la courbe
charge-déformation au moment où le tracé, de
linéaire, devient courbe.
La partie linéaire de la courbe, partie dite
« élastique » correspond à une
déformation totalement réversible. Au delà de la limite
élastique, la déformation du système testé
n’est plus entièrement réversible et après lever de
la charge il persiste alors une déformation résiduelle.
La limite élastique est plus
précise pour caractériser la fixation ligamentaire. Nous verrons
plus loin que certains systèmes ont une résistance à la
rupture élevée mais avec une limite élastique faible, ce
qui se traduit en pratique, par un allongement considérable, non
réversible, avant rupture.
Ainsi, quand on ne considère
que la résistance à la rupture, il est essentiel de
vérifier la valeur de l’allongement à rupture avant de
porter un jugement sur les performances du système de fixation
proposé.
La fixation du tendon rotulien
L'ère moderne de la fixation
du tendon rotulien commence avec Kurosaka en 1987 qui a été le
premier 3 proposer des vis d'interférence métalliques
spécifiques pour la fixation de la greffe os-tendon‑os (13). Dans
son article original, il retrouve une limite élastique avec une vis
d'interférence métallique 9x30 mm à 436 ± 90 N,
I'essai étant effectué sur os humain, d'âge 20 ans, en traction
axiale.
Les valeurs de la résistance
à I'arrachement des différents moyens de fixation de la greffe
os-tendon‑os varient selon les auteurs. Elles sont nettement inférieures quand on
considère la limite élastique plutôt que la
résistance à la rupture. Les moyens les moins performant
étant la fixation du tendon rotulien par des fils de suture noués
sur un bouton ou par agrafage direct des chevilles osseuses à la surface
de l'os( 3,13).
Bien que les vis
d'interférence offrent un moyen de fixation extrêmement
résistant et supérieur aux autres systèmes existant, il
faut savoir que la rigidité de la reconstruction n'atteint jamais celle
du LCA original (13). Seule la vis d'interférence permet de s'approcher
de la valeur normale du LCA, les autres moyens, bouton, agrafe, etc ...
aboutissent à des reconstructions à faible rigidité.
Parmi les facteurs
influençant la résistance de la fixation du tendon rotulien avec
vis d'interférence, on relève les paramètres suivants (4):
-
La
densité de l'os spongieux : la fixation fémorale est
toujours supérieure a la fixation tibiale.
-
Le
diamètre de la vis : les vis de 9 mm offrent une meilleure
résistance que les vis de 7 mm.
-
Le
diamètre du tunnel par rapport à celui de la cheville osseuse :
moins il y a de jeu entre la cheville osseuse et les parois du tunnel, plus la
résistance à l'arrachement est importante.
-
La
divergence de la vis d'interférence par rapport à la cheville
osseuse : au delà d'une divergence de 25°, il existe une diminution
significative de la résistance à l'arrachement de la fixation.
-
A
diamètre identique, la résistance de la fixation par vis
d’interférence résorbables est identique à celle
obtenue avec les vis métalliques. Ce résultat n’est pas surprenant car la
résistance de la fixation est surtout en rapport avec la densité
osseuse.
La synthèse des
résultats des essais statiques portant sur la fixation du tendon
rotulien permet de conclure que seule la fixation par vis d'interférence
permet une rééducation "agressive" d'emblée. Cependant,
la rigidité de la reconstruction est toujours inférieure a celle
du LCA naturel. Enfin, la résistance et la rigidité de la
fixation sont proportionnelles aux diamètres de la vis
d'interférence.
La fixation des tendons ischio‑jambiers
Le problème de la fixation
des ischio‑jambiers est nettement plus complexe que celui du tendon
rotulien du fait de la multitude des systèmes disponibles.
Ces systèmes peuvent
être actuellement rangés en trois catégories:
- les systèmes
d'ancrage direct, intra‑spongieux : il s'agit des vis
d'interférence métalliques ou résorbables, type RCI ou
autres.
- les systèmes
mixtes, cortico‑spongieux. Il s'agit de potences transversales intra‑osseuses
autour desquelles les tendons ischio-jambiers forment une boucle. Ces
systèmes sont utilisés uniquement au niveau fémoral
(BoneMulch, Transfix, LinX‑HT, Rigidfix, etc ...)
‑ les systèmes à appui
cortical: Endobutton, étriers, rondelles a picots,
agrafes, boutons, etc...
Ces trois types de système de
fixation peuvent aussi être classés en fonction de leur position
par rapport aux insertions du LCA :
-
Les
systèmes directs permettent d'obtenir un ancrage de type
« anatomique » : la distance entre les points de
fixation correspond à celle des sites d’insertion du LCA.
-
Les
systèmes cortico‑spongieux correspondent à une fixation
« intermédiaire », une partie de la greffe
étant dans les tunnels osseux non fixée.
-
Les
systèmes à appui cortical, « non
anatomiques », aboutissant à un éloignement
considérable des points de fixation de la greffe dont l’essentiel
de la longueur se trouve dans des tunnels osseux, non fixée.
Parmi tous les systèmes
disponibles, il s'établi une hiérarchie en fonction de la
densité de l'os sur lequel s'appuie le système de fixation.
L'Endobutton CL offre la meilleure résistance, suivi des systèmes
à appui cortico‑spongieux, les systèmes directs
présentant la résistance la plus basse (5).
Ces données sont
confirmées dans une autre étude réalisée par Guirea
et coll. (10) sur fémur bovin, en utilisant un test en traction à
45° par rapport au tunnel. Les auteurs ont retrouvé des
résultats similaires en comparant un étrier à appui
cortical, des vis d’interférence, et une vis avec rondelle
à picots. L'étrier, système à appui cortical, présente
une résistance a l'arrachement statistiquement supérieure
à celle des autres systèmes.
Dans l’ensemble, les
systèmes à appui corticaux, ont une résistance à la
rupture nettement supérieure à 1000 N. Les systèmes
à appui cortico‑spongieux se situent entre 600 et 900 N, et les
vis d'interférence entre 400 et 500 N.
Résistance de l
'attache tibiale
Au niveau de la fixation tibiale, il
n'existe pas de système de potence à appui cortico‑spongieux
comme au niveau du fémur. Il existe soit des systèmes directs (vis d'interférence), ou des
systèmes à appui cortical, (rondelles à picots, agrafes),
qui peuvent fixer les tendons ischio‑jambiers directement contre la
surface du tibia ou servir d'appui aux fils de traction de la greffe
noués sur ceux‑ci.
L'étude de Magen et coll.
(15) a été
réalisée par traction axiale sur tibia de porc. Elle a
consité à comparer
la limite élastique de plusieurs type de fixation : doubles rondelles
à picots, sutures N°5 appuyées sur vis bicorticale,
Washerloc, vis RCI 9x25 mm, et agrafes (technique de la boucle de ceinture).
Cette étude a montré que la fixation par deux rondelles a picots
autour desquelles les tendons ischio‑jambiers sont entourés en
« 8 » avait une limite élastique statistiquement
supérieure à celle des autres moyens de fixation .
Cependant, si l'on considère la rigidité de ces systèmes, I'utilisation de fils de suture noués sur vis bi‑corticales ou d'agrafes, montre une rigidité considérablement plus faible que pour les autres systèmes : vis RCI, Washerloc, et doubles rondelles a picots.
Dans une étude comparant la
résistance mécanique du Polylene et du Mersilene en lac de 5 mm
de large avec du fil Ethibond n°6, Becker et coll. (2) ont mesuré des résistances
à la rupture respectivement à 474 , 437, et 338 N. Mais si, les
résistances de ces grosses sutures sont élevées, leur
allongement à rupture très important, supérieur à
1O mm, expliquant pourquoi la rigidité des reconstructions fixées
par l’intermédiaire de fils de sutures est très basse, donc
inapropriée.
Magen et coll. (15) ont aussi
étudiés le glissement de la greffe de tendons ischio‑jambiers
par rapport au système de fixation. Ils ont montré, chez
l'animal, sous traction axiale, que le glissement de la greffe, quand celle‑ci
est fixée par des fils de suture sur une vis ou par des agrafes, est
supérieur à 3 mm pour une charge de 500 N, alors que les autres
systèmes ne glissent que d'1 mm au maximum.
Enfin, ces auteurs ont
comparé leurs résultats obtenus chez l'animal avec ceux obtenus
sur os humain frais (âge moyen 35 ans, 18 à 48). Ils ont ainsi
montré que le comportement des systèmes de fixation était
différent chez l'homme et chez l'animal, surtout en ce qui concerne la
vis RCI. De même, ils ont montré que le glissement de la greffe
par rapport au système de fixation était plus important chez
l'homme que chez l'animal en particulier pour les vis RCI.
Facteurs influençant la
fixation directe des tendons ischio‑jambiers.
Giurea et coll. (10) ont
montré qu'il existait des différences à l'arrachement de
la greffe en fonction du dessin de la vis utilisée surtout en rapport
avec la forme du pas de vis.
Weiler et coll. (28) ont
montré que la résistance à la traction et la
rigidité de la reconstruction étaient significativement
améliorées par l'emploi de vis résorbables par rapport aux
vis métalliques.
Les mêmes auteurs ont aussi
montré que l'adjonction d'une cheville osseuse aux tendons ischio‑jambiers
permettait d'améliorer significativement la résistance à
l'arrachement de cette fixation (28). Cependant l'emploi d'une telle cheville
osseuse oblige à utiliser des tunnels de grand diamètre (1).
En conclusion de toutes ces
données, il apparait que pour la fixation des tendons ischio‑jambiers,
les systèmes à appui cortical ou cortico-spongieux offrent une
résistance à la rupture supérieure aux systèmes de
fixation directe. Cependant leurs inconvénients est un
éloignement des points de fixation entraînant une diminution de la
rigidité du système (24) et en pratique une ostéolyse des
tunnels (7,12,14). Il existe à ce sujet plusieurs hypothèses
pouvant expliquer l’élargissement des tunnels : d'une part
l’effet « élastique » longitudinal (Bungee)
et l'effet « essui‑glace ». L'effet
élastique est secondaire à un pistonnage de la greffe dans les
tunnels osseux et l'effet essui‑glace est dû à un balayage
de la greffe à la sortie des tunnels lors des mouvements de
flexion-extension du genou. Ces deux effets combinés ont
été rendus responsables de l'élargissement des tunnels du
fait de l'absence de fixité de la greffe dans ceux‑ci (11).
En fait le mouvement relatif de la
greffe par rapport aux parois des tunnels semble insuffisant pour expliquer
à lui seul cet ostéolyse (5) . Le pompage du liquide synovial le
long de la greffe, ainsi que les facteurs ostéolytiques
libérés par la greffe lors de sa nécrose pourraient jouer
un rôle plus important.
L'utilisation de systèmes
directs permet une fixation anatomique donc une optimisation de la
rigidité de la reconstruction. La distance entre point de fixation des
greffes ischio‑jambiers en utilisant des vis d'interférence
correspond a celle de la longueur du LCA, entre 3 et 3,5 cm, tandis que
l'utilisation de systèmes type Endobuton du coté fémoral
et vis bicorticales sur lesquelles les fils de suture sont noués au
niveau tibial aboutie a une distance entre points de fixation de 18 cm.
Enfin, I'ensemble des études
montrent que les performances mécaniques en terme de résistance a
l'arrachement ou de rigidité sont insuffisantes avec l'utilisation des
agrafes, des rondelles a picots ou des fils noués sur vis (2,8,15,22).
La fixation directe supporte les
efforts de la vie courante (150 N) mais est « limite »
pour la rééducation "agressive" (500 N). Cependant, il
ne faut pas perdre de vue que la charge supportée par le LCA ne
correspond pas à celle supportée par les systèmes de
fixation du fait de l'angle formé par la greffe avec les tunnels lors de
la flexion extension du genou. Ceci est surtout vrai pour la fixation
fémorale mais l’est moins pour la fixation tibiale qui est pratiquement
dans l’alignement du LCA.
LES ESSAIS MECANIQUES DYNAMIQUES
Il s'agit d'essais cycliques au
cours desquels les greffes sont soumises à des cycles de force
sinusoïdaux. La mise en charge peut être axiale ou non. Les
paramètres de mise en charge sont : l'amplitude de la charge, le
nombre de cycles, et leur fréquence. Les paramètres
mécaniques étudiés sont : l'allongement de la
reconstruction en fonction du temps d'essai, et la course de la greffe dans le
tunnel.
Les études Brown et (5,6) réalisées sur
fémur humain frais (âge moyen 46 ans, 42 à 50) ont
consisté à cycler la reconstruction entre 50 et 250 N à 1
Hz, pendant 1 000 cycles.
Différentes reconstructions
ont été étudiées: tendon rotulien fixé par
vis d'interférence ou par sutures nouées sur un bouton, DIDT
fixés avec Endobutton avec lac polyester (Endotape) ou avec Endobutton
CL, BoneMulch, vis d'interférence résorbable (Biointerference
screw), LinX-HT.
Ce type de tests est
particulièrement sévère puisque parmi les 9 tendons
rotuliens fixés par vis d'interférence, trois se sont rompus
avant 1000 cycles, et 2 des 8 tendons fixés avec suture sur bouton se
sont aussi rompus avant 1000 cycles. Quatre DIDT sur 11 spécimens fixés avec vis
d'interférence résorbable se sont arrachés avant d'atteindre
les 1000 cycles.
Le mouvement relatif des greffes par
rapport aux parois des tunnels, lors des cycles de mise en charge, a
été mesuré entre 0,33 et 0,68 mm. Pour les auteurs, cette
mobilité de la greffe par rapport aux parois du tunnel ne peut expliquer
à elle seule les phénomènes d'élargissement des
tunnels observés sur les radiographies.
L'allongement de la reconstruction est minimum pour le tendon rotulien fixé par vis d'interférence (1,5 ± 0,4 mm) et maximum pour la fixation par vis d'interférence résorbable (Biointerference 8x23 mm) = 4,2 ± 3,4 mm.
L'allongement de la reconstruction est minimum pour le tendon rotulien fixé par vis d'interférence (1,5 ± 0,4 mm).
nettement supérieur de celui
de la mobilité de la greffe dans le tunnel
doit inciter au cyclage de la greffe
lors de l'intervention chirurgicale
pour "caler" le système de fixation.
Une étude menée à l’Imperial College de Londres, publiée récemment (10) a étudié l’allongement sous charge cyclique de plusieurs moyens de fixation des greffes tendineuses : étrier, vis d’interférences et, rondelles à picots.
Les auteurs ont retrouvé des résultats similaires à ceux de Brown et ont constaté que l’allongement de la reconstruction n’a aucune tendance à se stabiliser avec le temps pour la rondelle à picots et la vis RCI, traduisant un glissement de la greffe au niveau de sa fixation. Par ailleurs, les greffes se sont révélées être endommagées par l’angle de raccord entre la tête de la vis RCI et son filetage ainsi que par les picots des rondelles.
Les résultats de ces tests peuvent paraître inquiétants mais ils simulent des conditions extrêmes qui ne sont pas rencontrées en pratique clinique. En effet si la greffe glisse au niveau de son moyen de fixation la force appliquée à celle-ci diminue et l’allongement se stabilise.
Existe-t-il un système de fixation « idéal » pour les tendons ischio-jambiers ?
Du coté fémoral le problème
de la fixation des ischio-jambiers pourrait être considéré
comme résolu du fait du faible niveau de contrainte supporté par
la fixation. Une combinaison optimale serait d’associer une fixation
intermédiaire ou extra articulaire avec une fixation directe. Cette
combinaison supprime le glissement de la greffe, et la vis
d’interférence évite les effets élastique et
d’essui-glace.
Du coté tibial le problème de la fixation des tendons ischio-jambiers n’est pas résolu. Les différents moyens disponibles soit laissent glisser les tendons (vis d’interférence, agrafes, rondelles à picots), soit s’accompagnent d’un allongement important sous charge (fils de sutures ou lacs noués). Le problème est d’autant plus difficile à résoudre que la charge appliquée à la fixation tibiale est pratiquement identique à celle supportée par la greffe.
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