B. CRONIER*, R. GUIDOIN**, J.-H. JAEGER***, N. PODDEVIN**, J.-P. DELAGOUTTE et H. COUDANE****

INTRODUCTION

En 1982, Henri Dejour, lors du symposium de la SO. F. C. O. T. sur les ligamentoplasties écrivait : "La qualité de nos résultats ne permet pas de proposer un geste devant une laxité asymptomatique et quelles que soient les techniques employées à ce jour, le traitement chirurgical est plus arthrogène que l'abstention".

Il ajoutait cependant : "Seule la reconstruction d'un pivot central peut donner un bon résultat stable et peut-être éviter l'arthrose. Nous rêvons d'un ligament synthétique qui permettrait d'échapper aux aléas de la biologie".

Depuis une vingtaine d'années, le développement des sports de compétition et de loisirs a entraîné une augmentation considérable des lésions ligamentaires et des laxités résiduelles au niveau du genou. Certains patients victimes d'une rupture du ligament croisé antérieur qui voulaient reprendre le sport le plus rapidement possible et au même niveau se sont vus proposer des ligamentoplasties "artificielles".

C'est ainsi, qu'en l'absence de contrôle, de nombreux ligaments ont été mis sur le marché, la plupart sans expérimentation clinique sérieuse. Les complications se sont multipliées et beaucoup ont progressivement abandonné les prothèses ligamentaires pour revenir aux auto-transplants.

Les prothèses synthétiques qui ont été utilisées peuvent être classées en 3 types :

l les implants permanents faits de fibres non résorbables qui doivent assurer définitivement la fonction du ligament rompu qu'ils remplacent ; la repousse d'un éventuel tissu n'aurait d'intérêt que pour isoler la prothèse du milieu articulaire,

l les implants réhabitables dont la fonction de substitution est limitée dans le temps et doit être assurée à long terme par un tissu collagène de repousse autour et à l'intérieur du ligament ; ces prothèses devraient au mieux stimuler la formation de collagène orienté,

l les implants de renfort ligamentaire qui servent à augmenter la résistance mécanique immédiate des transplants tissulaires autologues ; cette dernière catégorie se rapproche en fait des implants réhabitables ; ce concept séduisant se heurte toutefois à la difficulté d'obtenir une "symbiose" entre le renfort et le transplant tissulaire ; si le renfort absorbe trop de contraintes, il nuit à la formation et à l'orientation du collagène néoformé et s'il n'absorbe pas les contraintes, il met en péril la solidité du transplant tissulaire.

CAHIER DES CHARGES ET BIO-COMPATIBILITÉ

Le cahier des charges des prothèses synthétique peut être résumé en 3 principales caractéristiques:

•LA BIO-COMPATIBILITÉ

Elle caractérise la capacité de la prothèse soit de ne susciter aucune réponse biologique (en dehors d'une réaction à corps étranger), soit de susciter une réponse biologique appropriée de l'hôte avec repousse de tissus sur le matériau.

•LA BIO-FONCTIONNALITÉ

Elle caractérise l'aptitude de la prothèse à remplir la fonction pour laquelle elle a été conçue. On attend ainsi d'une prothèse ligamentaire de ligament croisé antérieur que ses caractéristiques mécaniques soient le plus proche possible de celles du ligament croisé antérieur humain sain.

•LA BIO-DURABILITÉ

Elle définit la capacité du matériau à conserver ses performances intrinsèques à long terme.

PRINCIPAUX MATÉRIAUX UTILISÉS

•LES FIBRES

- Le polyester (Dacron*) : C'est le matériel qui a été utilisé initialement (Strycker*). Il faut noter que cette "prothèse" avait été conçue comme ligament de renfort permanent et non comme prothèse authentique.

- Les molécules de polyéthylène issue du polyester par modification de leur cristallinité peuvent être utilisées comme ligament artificiel. Deux types de polyéthylène sont ainsi utilisés : polyéthylène terephtalate (ex : Proflex*) et polyéthylène haute performance (ex : Cendis*).

- Le polyarylamide (ex : Ligaid*), le polytétrafluoro-éthylène (ex : Gore-Tex*) et le polypro-pylène ont de même été utilisés, soit comme prothèse authentique, soit comme renfort (Kennedy-Lad*).

- Enfin, le carbone a été utilisé compte tenu de sa propension à favoriser la formation fibreuse.

•LES STRUCTURES

Elles sont actuellement au nombre de 4 :

- les cordes tordues (Gore-Tex*) (ABC Surgicraft*),

- la tresse classique (Ligaid* 42 brins),

- la tresse creuse (Cendis*),

- les structures mixtes (Strycker*) (Ligastic*) (Leeds-Keio*).

MATERIEL D'ETUDE ET METHODE

89 explants ont été adressés à l'Institut des Biomatériaux de Québec après exérèse dans plusieurs services de chirurgie orthopédique français et canadiens entre 1985 et 1993.

13 différents modèles (cf. tableau n° 1) furent ainsi collectés et analysés.

Sur 89 ligaments explantés, seuls 72 font l'objet de cette étude ; les autres (17) ont été exclus compte tenu de l'impossibilité de tirer des conclusions à partir de cohortes comportant moins de 5 éléments.

Les renseignements concernant l'âge, le sexe des patients et la durée d'implantation n'ont pu être obtenus pour la totalité des explants, expliquant que concernant ces données le nombre total de dossiers soit inférieur à 72.

Ces prothèses furent ôtées chez 72 patients (46 hommes - 23 femmes - 3 sexes inconnus). L'âge moyen d'implantation retrouvé dans 60 dossiers était de 27 ± 7 années. Ces prothèses furent implantées entre 1981 et 1991 avec un maximum de poses au décours de l'année 1987.

Dans 90 % des cas, les ruptures du ligament croisé naturel furent liées à un accident sportif (football : 36 %, ski : 32 %).

La date d'explantation était de 34 ± 24 mois.

Après exérèse, les prothèses furent rincées dans du sérum physiologique et fixées dans une solution tamponnée de glutaraldehyde 1,5 %. Elles ont été analysées à l'Institut des Biomatériaux du Québec (Guidoin R., Cronier B., Poddvein N.).

Tous les implants furent examinés macroscopiquement par l'intermédiaire d'un photomacroscope Tessovar. Les emplacements des dommages mécaniques subis par les prothèses ont été mesurés avec précision.

Des sections de 5 mm multipliés par 5 mm furent réalisées sur chaque ligament et, après séchage dans une solution d'éthanol et de toluène et enrobage dans la paraffine, les spécimens furent coupés en lamelles de 5 microns d'épaisseur et colorés à l'hématoxynine-éosine. Les sections les plus endommagées des prothèses furent sélectionnées et le tissu fibreux éliminé après dépôt dans une solution de bicarbonate de sodium à 5 % portée à ébullition pendant 5 minutes. Après un abondant rinçage dans l'eau distillée, les segments prothétiques ont été placés dans 2 bains successifs d'eau de javel à 5 % pendant 2 heures et observés à la loupe binoculaire. Les spécimens choisis de 5 mm par 5 mm ont alors été fixés au tétroxyde d'osmium, déshydratés dans l'éthanol et séchés à l'hexaméthyldisilazale. Après recouvrement à l'or-palladium dans un pulvérisateur sous vide, ils ont été examinés en microscopie électronique à balayage.

L'encapsulation fibreuse de tous les explants était présente dans le segment intra-articulaire alors qu'elle était totalement absente dans les segments intra-osseux. Cette encapsulation n'était jamais régulière et comportait des accumulations tissulaires localisées.

Il faut toutefois noter que selon la difficulté éprouvée par le chirurgien lors de l'exérèse, les explants pouvaient présenter des dommages additionnels à ceux de la rupture in vivo. Les sîtes privilégiés de la rupture se situaient au centre du segment intra-articulaire et à la sortie des tunnels osseux. L'usure était fréquente au pourtour du condyle, excepté toutefois pour le Surgicraft* qui était moins usé en dehors du site de rupture et du système d'attache (cf. tableau n° 2).

RESULTATS

Les études histopathologiques ont permis de mettre en évidence, bien que la structure de chaque ligament soit spécifique, une prolifération tissulaire qui ne s'étendait pas à la zone prothétique contenue dans les tunnels osseux. Les réactions inflammatoires étaient dans tous les cas plus typiques des réactions à corps étrangers (macrophages et cellules géantes).

Aucune relation directe n'a pu être établie entre la durée d'implantation et l'importance de la pénétration du collagène dans la prothèse. L'infiltration du collagène apparaissait comme un élément de déstructuration textile qu'un renforcement ou une suppléance mécanique.

La morphologie des ruptures dépendait de la constitution du ligament et de la fibre choisie :

- Les ligaments Stryker* présentaient des signes d'abrasion avec fibres effilochées, surface pelée et crevasses axiales.

- Dans le modèle Proflex*, les marques d'abrasion étaient également très fréquentes avec signes d'usure en flexion.

- Les fibres du modèle Lygeron* étaient très effilochées avec des ruptures consécutives à l'abrasion contre la surface osseuse.

- Les explants de type Ligastic* étaient rompus dans la zone intra-articulaire avec filaments très effilochés et présence, à la surface des fibres, de nombreuses crevasses axiales secondaires à la flexion.

- Les ligaments de type Surgicraft* étaient rompus à la sortie du canal tibial et ne présentaient pas d'autre usure au pourtour du condyle. Par contre, dans ce modèle, l'abrasion subie par les fibres était très importante dans la portion intra-articulaire.

- Dans les modèles de type Sem*, les dommages iatrogènes liés à l'exérèse étaient plus importants que ceux dus à la fatigue et à l'usure.

DISCUSSION

L'infiltration organisée de collagène proposée par de nombreux promoteurs apparaît davantage comme un agent de déstructuration textile qu'un renforcement ou une suppléance mécanique. Si le développement collagénique a été observé dans tous les cas, il s'agit essentiellement d'accumulations focales désordonnées. Ainsi, le tissu résultant ne peut supporter les sollicitations biomécaniques normales car il s'agit essentiellement d'un collagène non mature.

En effet, la prolifération tissulaire entraîne une individualisation des fibres et l'accumulation de tissus fibreux entre l'enveloppe et la partie centrale de la prothèse qui contribuent à la faillite de la prothèse et n'apporte aucune suppléance mécanique. Par ailleurs, cette formation et/ou accumulation de tissu fibreux apparaît indépendante de la durée d'implantation. Il est possible que de multiples facteurs interviennent dans ce processus, tels que la qualité de la synoviale, le geste opératoire, le programme de réadaptation post-opératoire et enfin la structure textile de la prothèse. Aucun ligament n'a été excisé pour une réaction inflammatoire aiguë. Ainsi, il apparaît que la structure textile est primordiale et il est probable qu'une structure qui ne se laisserait pas "distendre" par une infiltration tissulaire collagène pourrait donner à terme de meilleurs résultats. (cf. tableau n° 3)

CONCLUSION

•LA BIO-COMPATIBILITE

L'une des critiques majeures est la fréquence des synovites aiguës ou chroniques secondaires à l'implantation des ligaments artificiels.

L'étude rapportée n'a pas pu analyser l'état synovial compte tenu des conditions de prélèvement et de transport des explants. Toutefois, la "synovite" peut revêtir 3 formes principales :

- la synovite d'adaptation qui survient dans les 3 premiers mois d'implantation ; elle est caractérisée par une hydarthrose rebelle avec un liquide de ponction clair ou discrètement hémorragique ; un contrôle arthroscopique met en évidence une synoviale rouge, inflammatoire et les biopsies synoviales pratiquées ramènent un tissu infiltré de polynucléaires non altérés de monocytes ; cette synovite d'adaptation doit être considérée comme pathologique si elle résiste aux anti-inflammatoires,

- la synovite immunologique qui se traduit par une altération de l'état général qui peut revêtir l'aspect d'une véritable toxicose : fièvre, asthénie, gros genou douloureux inflammatoire souvent décrit sous le terme de "genou à bulle" ; la ponction ramène un liquide jaunâtre, parfois laiteux, stérile en culture, avec nombreux polynucléaires alternés ; la symptomatologie se réduit à un mauvais désenzymage du ligament ; le seul recours est alors l'ablation pure et simple de l'implant ; ces synovites immunologiques sont devenues plus rares lorsque les fabricants ont amélioré leur technique de désenzymage,

- la synovite mécanique qui survient après le troisième mois et correspond à une irritation synoviale par les débris d'usure du ligament ; cette synovite mécanique serait d'autant plus précoce que le ligament a été posé dans de mauvaises conditions ; la symptomatologie est constituée par une hydarthrose chronique, la ponction mettant en évidence un liquide séreux comprenant quelques polynucléaires altérés ; les biopsies de synoviales réalisées au décours d'arthroscopies montrent un aspect inflammatoire avec cellules macrophagiques ; un lavage abondant permet parfois la rétrocession des troubles mais la récidive impose quasi-constamment le retrait du matériel.

Olson (1988) a montré que les particules d'usure des ligaments étaient capables d'induire la formation de cytotoxines et d'enzymes capables de détruire le cartilage articulaire par libération par les synoviocytes de collagénase, de gélatinase ainsi que la formation de C.A.F. (chondrocyte activating factor).

Les particules de carbone sont les plus inductrices de ce phénomène.

•LA BIO-FONCTIONNALITÉ

Le ligament croisé artificiel humain possède une résistance importante à l'abrasion qui manque toujours aux fibres artificielles proposées. Les substituts ligamentaires synthétiques doivent répondre à des nécessités mécaniques complexes (flexion, traction, compression et torsion) qui s'appliquent de façon itérative et cyclique. Dans le milieu biologique, ces contraintes physiques entraînent des phénomènes de fatigue susceptibles de provoquer des déchirures, des éclatements, des ruptures partielles et finalement totales de la structure synthétique, la rendant inopérante.

•LA BIO-DURABILITÉ

Le ligament croisé antérieur normal possède un ancrage osseux assez complexe qui s'effectue, non seulement par l'intermédiaire des fibres de Sharpey, mais aussi par un passage progressif par des couches fibreuses, fibro-cartilagineuses puis osseuses, évitant de passer par des interfaces vraies, sources de fragilité. Les fibres de collagène humaines ont une durée de demi-vie de 300 à 500 jours et sur le plan théorique, seul un implant réhabité par un collagène renouvelable a des chances de bio-durabilité satisfaisante : les autres évolueront fatalement vers la rupture.

De plus, contrairement au ligament naturel, le ligament artificiel est bien évidemment dépourvu de mécano-récepteurs et le patient reste donc incapable d'apprécier vitesse, accélération, direction du mouvement, position de l'articulation et contraction réflexe des muscles voisins. Ainsi, le ligament artificiel n'est pas protégé des excès de contrainte et donc de la rupture.

L'artifice utilisé par certains fabricants de proposer des ligaments dont la résistance à la rupture est nettement plus élevée que celle du ligament croisé antérieur ne pallie qu'imparfaitement à ce problème (cf. figure n° 1).

Enfin, les travaux menés sur les ligaments explantés ont montré que l'envahissement fibro-collagénique est source de déstructuration de la prothèse avec épaississement de celle-ci dans sa portion intra-articulaire augmentant le risque d'un conflit dans l'échancrure à la sortie du tunnel tibial.

MODÈLE	FABRICANT	NOM COMMERCIAL	DESCRIPTION GÉNÉRALE DE LA STRUCTURE	NOMBRE	MATÉRIAUX
1	STRYKER	STRYKER	4 rubans tissés insérés dans une enveloppe tricotée	25	PET
2	PROTEK	PROFLEX	15 tresses tubulaires insérées les unes dans les autres	18	PET
3	ORTHOGROUP	LYGERON	enveloppe tissée renfermant 6 rubans tissés	11	PET
4	ORTHOMED	LIGASTIC	treillis renforcé dans le sens longitudinal par des fils multifilamentaires	07	PET
5	SURGICRAFT	ABC PET/PET	24 tresses lâches assemblées aux deux extrémités par un surtressage	06	PET
6	SCIENCE ET MÉDECINE	SEM	double tresse tubulaire en polyester	05	PET
7	SURGICRAFT	ABC PET/C	24 tresses lâches comportant PET et carbone et maintenues aux extrémités par deux surtressages en PET	02	PET/C
8	CENDIS	RASCHEL	structure tricotée en PHP (renfort)	03	PHP
9	CENDIS	PHP 11	double tresse tubulaire en PHP	02	PHP
10	CENDIS	PHP 00	simple tresse tubulaire en PHP	03	PHP
11	CENDIS	PHP 71	treillis en PHP (renfort)	03	PHP
12	WL GORE	GORE-TEX	tresse en fibres de PTFE avec une boucle de fixation à chaque extrémité	02	PTFE
13	PROTHAID	LIGAID	tresse en fibres de Nomex* avec une boucle de fixation à chaque extrémité	02	PAA

PET :	Polyester et polyéthylène terrephtalate	C :	Carbone	PHP :	Polyéthylène haute performance
PTFE :	Polytétrafluoroéthylène	PAA :	Polyarylamide

MODÈLE	RUPTURE ET USURE	REMARQUES
1 STRYKER	Deux ruptures : sortie du canal tibial et pourtour du condyle ; usure au niveau du condyle	Trois segments et effilochages, perte d'enveloppe
2 PREFLEX	Une rupture au centre du ligament et usure au pourtour du condyle et/ou sortie du canal tibial	Les zones d'usure diffèrent selon la technique chirurgicale employée
3 LYGERON	Ruptures multiples difficilement identifiables en raison du nombre important de spécimens	Nombreux segments à la forme en "Y" du ligament, perte d'enveloppe et maintien des rubans, usure en dents de scie
4 LIGASTIC	Une rupture au centre de la partie intra-articulaire	Pas de zone d'usure visible en dehors de la zone de rupture
5 SURGICRAFT	Sortie du canal tibial	Pas d'usure autour du condyle où la structure est composée de tresses
6 SEM	Plusieurs ruptures non identifiables	Nombreux dommages iatrogènes qui se superposent aux dommages de fabrication

MODÈLE	RÉACTION INFLAMMATOIRE	PÉNÉTRATION DU COLLAGÈNE	ENCAPSULATION EXTERNE	INDIVIDUALISATION DES FIBRES	REMARQUES
1 STRYKER	chronique modérée	jusqu'au centre de la structure	épaisse, irrégulière, tissu granulomateux et collagène	certaines fibres de la partie externe	accumulation de collagène entre l'enveloppe et les rubans internes
2 PREFLEX	chonique modérée	jusqu'à la 5 ou 6è couche, soit 1/3 de la section	faible	importante	gonflement important de la structure
3 LYGERON	chronique modérée	uniquement dans l'enveloppe	épaisse	absente
4 LIGASTIC	chronique modérée	jusqu'au centre	mince à absente	faible	infiltration de collagène très lâche jusqu'au centre
5 SURGICRAFT	chronique modérée	jusqu'au centre	très épaisse	50 % des fibres	infiltration de collagène entre les tresses
6 SEM	chronique modérée	pas de pénétration	faible	absente

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