Biologie de la cicatrisation osseuse secondaire 

Biologie de la cicatrisation osseuse secondaire 

Le taux de remplissage des trous conseillé à partir de l’expérience clinique est de 40 à 50%, voire moins si possible. L’étude expérimentale de Stoffel a permis, là encore, de justifier ces recommandations, en montrant que l’augmentation de raideur des os synthétiques appareillés par plaque LCP® de 12 trous grâce à l’augmentation du nombre de vis n’a plus été significative en compression au delà de 3 vis par fragment et de 4 vis par fragment en torsion.
En outre, il semblerait ainsi que le nombre de vis soit un facteur moins influant que la longueur de la plaque concernant la raideur et la résistance en flexion et compression [150– 152]. En revanche, le nombre de vis serait le facteur le plus important pour les propriétés mécaniques en torsion.

Longueur de travail de la plaque:

La longueur de travail de la plaque est définie comme la longueur du segment central de la plaque. Une controverse existe quant à son effet sur la résistance en fatigue et la raideur des plaques verrouillées.
D’un point de vue mécanique, lors d’ostéosynthèse d’alignement, le segment central supporte de fortes charges et peut se déformer en flexion.
Si le segment central est court, les contraintes appliquées sur celui-ci sont élevées et risqueraient d’entraîner une rupture par fatigue précoce de l’implant. Si le segment central est plus long, le même moment de flexion est appliqué sur une distance supérieure de plaque, les contraintes sur le segment central sont diminuées. Le risque de rupture par fatigue de l’implant serait alors minimisé. Stoffel a ainsi montré que sur une perte de substance de 1 mm, l’augmentation de la distance de travail a permis de réduire de 50 à 85% les contraintes appliquées sur la plaque, puisque les forces nécessaires à l’obtention du contact des abouts osseux lors de la flexion ont été moindres [149]. Néanmoins, il n’a obtenu aucune rupture de fatigue pour le nombre de cycles effectués avec différentes longueurs de travail, tout comme une autre étude sur le même modèle synthétique [153].
Mais l’effet de la distance de travail de la plaque doit être nuancé en fonction de la longueur initiale de l’écart interfragmentaire.
Si, comme nous venons de le décrire, l’augmentation de la distance de travail serait peutêtre bénéfique pour la tenue en fatigue lors d’écarts interfragmentaires limités (1 mm); pour des écarts interfragmentaires plus élevés, elle induirait des effets négatifs sur la durée de vie en fatigue.
Stoffel a ainsi montré que, lors de compression cyclique, l’espérance de vie en fatigue des plaques verrouillées en titane pontant une perte de substance de 6 mm a été diminuée de moitié lors d’omission des 2 vis proches de l’ostéotomie, augmentant la distance de travail de la plaque LCP®. Les contraintes de von Misses ont été alors augmentées de 133% sur les vis centrales. En outre, l’omission de ces 2 vis a réduit la raideur en compression et torsion de 64 et 36% [149].
Une autre étude a montré que pour un écart interfragmentaire de 10 mm, l’augmentation de la distance de travail d’une plaque LCP® pour vis de 2,4 mm n’aurait aucun effet significatif sur la raideur en compression et la durée de vie en fatigue [154]. De même, une étude sur le même modèle avec des plaques verrouillées pour vis de 4,5 mm a obtenu les mêmes résultats pour des plaques en acier, mais a observé une corrélation significativement positive entre longueur de travail et durée de vie en fatigue et négative entre longueur de travail et raideur en compression pour des plaques en titane [155]. Enfin, une autre étude n’a pas observé de différences significatives de raideur en compression et de durée de vie en flexion cyclique en fonction de la distance de travail, avec des plaques LCP® en acier pour vis de 4 mm appareillant un modèle de perte de substance de 8 mm.

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Table des matières

INTRODUCTION
PARTIE 1 : ETAT DES CONNAISSANCES ACTUELLES
1- Biologie de la cicatrisation osseuse secondaire 
1-1. Description de la cicatrisation osseuse en conditions instables
1-2. Facteurs influencent la cicatrisation osseuse secondaire diaphysaire
1-2.1. Facteurs généraux
1-2.2. Facteurs locaux
1-2.2.1. Facteurs mécaniques
1-2.2.2. Irrigation sanguine et approvisionnement en oxygène
2- Techniques d’ostéosynthèse et implants actuellement utilisés
2-1. Description de l’ostéosynthèse biologique
2-2. Comparaison expérimentale et clinique de l’ostéosynthèse anatomique avec l’ostéosynthèse biologique
2-3. Différents implants utilisables pour l’ostéosynthèse biologique
3- Les plaques verrouillées 
3-1. Généralités et classification des plaques verrouillées
3-2. Plaques verrouillés à angulation fixe ou monoaxiales
3-3. Principes et biomécaniques de la fixation verrouillée par plaque LCP
3-4. Indications des plaques LCP
3-5. Recommandations d’utilisation des plaques LCP lors d’ostéosynthèse d’alignement diaphysaire
3-5.1. Nombre de vis et de corticales
3-5.2. Longueur de la plaque et remplissage des trous
3-5.3. Longueur de travail de la plaque
3-5.4. Espace entre la plaque et l’os sous-jacent
3-6. Inconvénients des plaques LCP
4- Notion de biomécanique osseuse
4-1. Définitions
4-2. Courbe expérimentale en compression

4-3. Cas particulier de la compression sur le modèle tibia ovin
4-3.1. Les différentes forces s’exerçant sur l’os
4-3.2. Tests en compression axiale
5- Problématique de l’étude
PARTIE 2 : ETUDE EXPERIMENTALE 
1- Matériels et méthodes 
1-1. Matériels
1-1.1. Animaux et spécimens
1-1.2. Implants, machines d’essais biomécaniques et instruments de mesure
1-2. Méthodes
1-2.1. Mesures morphologiques
1-2.2. Protocole anesthésique et analgésique
1-2.3. Création du modèle de fracture et ostéosynthèse
1-2.4. Conditions postopératoires
1-2.5. Evaluation clinique
1-2.6. Evaluation radiographique
1-2.7. Evaluation du desserrage des vis
1-2.8. Etalonnage du micromètre laser
1-2.9. Essais biomécaniques non-destructifs ex vivo sur l’os appareillé, le cal osseux et l’os controlatéral en compression axiale
1-2.10. Analyse statistique
2- Résultats
2-1. Complications des ostéosynthèses
2-2. Caractéristiques morphologiques des tibias
2-3. Evaluation du desserrage des vis
2-4. Propriétés mécaniques des tibias en compression axiale
2-4.1. Evaluation qualitative des tibias en compression axiale
2-4.2. Evaluation quantitative à 6 semaines des os appareillés et des os controlatéraux en compression axiale
2-4.3. Evaluation quantitative à 12 semaines des os appareillés, des cals osseux et des os controlatéraux en compression axiale
2-4.4. Evolution des propriétés mécaniques des spécimens au cours du temps en compression axiale
3- Discussion 
3-1. Eléments de matériels et méthodes

3-1.1. Conditions postopératoires et reprise d’appui sur le membre
3-1.2. Configuration des montages verrouillés
3-1.3. Etude de la méthodologie des essais biomécaniques
3-1.3.1. Essais biomécaniques sur les cals osseux
3-1.3.2. Conditions de conservation des spécimens
3-2. Interprétation des résultats
3-2.1. Caractéristiques morphologiques des tibias
3-2.2. Evaluation du desserrage des vis
3-2.3. Propriétés mécaniques des spécimens à 6 et 12 semaines postopératoires
3-2.4. Evolution des propriétés mécaniques des spécimens au cours du temps
3-3. Biais potentiels de l’étude
3-3.1. Biais liés aux différences de morphologie des individus inclus
3-3.2. Biais liés à la préparation des spécimens pour les essais biomécaniques
3-3.3. Biais liés au positionnement des broches pour mesure interfragmentaire
3-4. Limites de l’étude
3-4.1. Modèle de fracture utilisé
3-4.2. Limites des moyens d’évaluation de la cicatrisation osseuse
3-4.2.1. Mesures directes et indirectes de la raideur du cal in vivo
3-4.2.2. Limite statistique liée aux effectifs utilisés
3-4.3 Limites de la contrainte choisie
CONCLUSION 
BIBLIOGRAPHIE

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