Biomécanique de l’os. Application au traitement des fractures [PDF]

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Encyclopédie Médico-Chirurgicale 14-031-A-30 (2004)

14-031-A-30

Biomécanique de l’os. Application au traitement des fractures P. Meyrueis A. Cazenave R. Zimmermann

Résumé. – L’os est un matériau anisotrope et viscoélastique. Il se forme et se résorbe en fonction des contraintes mécaniques qu’il subit (loi de Wolff). Sa résistance varie en fonction de la direction suivant laquelle la charge est appliquée. L’os est plus fragile en tension qu’en compression. L’activité musculaire modifie les contraintes supportées par les os in vivo. La consolidation osseuse est influencée par des facteurs mécaniques : la question la plus importante est le choix entre une fixation stable ou une fixation instable. L’ostéosynthèse est statique si sa raideur ne change pas pendant la durée de la consolidation. Si le foyer de fracture a été ouvert une ostéosynthèse statique doit être stable. L’ostéosynthèse est dynamique quand on fait varier sa raideur pendant la consolidation, pour améliorer la formation du cal ou pour réduire le risque de fracture itérative (clou et fixateur externe). L’ostéosynthèse dynamique peut être relativement instable pendant 5 ou 6 semaines pour favoriser le cal périosté, et après cela stable jusqu’à la fin de la consolidation. Le degré d’instabilité qui favorise la consolidation pendant les premières semaines est encore inconnu. L’expérience montre qu’elle doit rester modérée. © 2003 Elsevier SAS. Tous droits réservés.

Mots-clés : Os ; Biomécanique ; Consolidation ; Ostéosynthèse statique ; Ostéosynthèse dynamique ; Ostéosynthèse stable

Introduction

¶ Définitions Force

Les fractures peuvent être traitées en suivant les principes émis par certaines écoles renommées. Le chirurgien doit cependant garder l’esprit ouvert aux nouvelles idées, sans succomber aux modes passagères. Il doit pour cela s’appuyer sur les notions fondamentales concernant la consolidation osseuse et ses bases mécaniques. Les notions essentielles concernant la consolidation osseuse ont été exposées dans un autre article de ce traité. Ce travail qui lui fait suite est consacré aux caractéristiques mécaniques de l’os et à la biomécanique de la consolidation. Nous espérons que le lecteur trouvera dans ces pages les règles qui guideront ses choix thérapeutiques.

Biomécanique de l’os CARACTÉRISTIQUES MÉCANIQUES DES MATÉRIAUX

Un bref rappel des notions de base est indispensable avant d’envisager les propriétés mécaniques de l’os, tissu vivant de structure complexe, et celles des implants utilisés pour l’ostéosynthèse des fractures.

P. Meyrueis (Ancien professeur du Service de Santé des Armées, chirurgien des Hôpitaux) Adresse e-mail: [email protected] 64 rue de Metz, 83200, Toulon, France. A. Cazenave (Ancien chirurgien des Hôpitaux des Armées) Institut Calot, 1 rue du Docteur-Calot, 62600, Berck-sur-Mer, France. R. Zimmermann (Ancien chirurgien des Hôpitaux des Armées) 64 rue de Metz, 83200, Toulon, France.

Une force est une action ou une influence telle qu’une traction ou une pression qui, appliquée à un corps libre, tend à l’accélérer ou à le déformer (force = masse × accélération). Elle se définit par son point d’application, sa direction et son intensité. Un newton est une force qui, appliquée à une masse de 1 kg lui donne une accélération de 1 m par seconde carrée. Contrainte Une contrainte (stress) peut être définie comme la résistance interne à la déformation, ou la force interne produite dans un matériau par l’application d’une charge extérieure. Contrainte = charge / surface d’application de la charge Suivant le système international, les contraintes sont exprimées en newtons par mètre carré (1 N/m2 = 1 Pa), parfois en N/mm2 (1 N/mm2 = 1 mégapascal ou MPa). Toutefois, de très nombreuses publications expriment encore les contraintes en kilogrammes-force par millimètre carré (kgf/mm2). 1 kgf/mm2 = 9,81 MPa, c’est-à-dire en pratique 10 MPa. Une grande partie des mesures concernant l’os ont été effectuées en utilisant les kgf/mm2. Nous conserverons donc ces unités. Le lecteur obtiendra les résultats en MPa en multipliant les chiffres indiqués par 10. Forces et contraintes peuvent être classées en tension (traction), compression, flexion, torsion et cisaillement (Fig. 1). La tension tend à allonger le matériau et à le rétrécir. Inversement, la compression le raccourcit et l’élargit. Les deux agissent perpendiculairement à la surface du matériau. Le cisaillement (shear stress) agit parallèlement à cette surface. La torsion provoque dans le matériau des contraintes perpendiculaires à l’axe neutre de la structure.

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Appareil locomoteur

L

T

T

1

2

ϕ

3

Figure 3 Essai en torsion : u / L = T / GJ. L’angle de torsion U est inversement proportionnel à la rigidité en torsion GJ. La rigidité en torsion dépend du module de cisaillement du matériau (G) et d’un paramètre géométrique, le moment polaire d’inertie (J). T : force de torsion.

Contrainte (kg/mm2) 4

5

1

2

σB σD σC

6

Figure 1

Différents types de charges et de force. 1. Tension ; 2. compression ; 3. flexion ; 4. cisaillement ; 5. torsion ; 6. charge combinée torsion-compression.

3 B C

D

σA

A

Lo

O

D'

εD εA

εB

εC

Déformation (%)

Figure 4

Courbe contrainte déformation d’un matériau. 1. Zone d’élasticité ; 2. zone de déformation plastique ; 3. zone de rupture.

Lo + L

F

Figure 2

Principe du test de résistance à la traction.

Déformation relative La déformation relative que les Anglo-Saxons désignent sous le terme de strain est la déformation d’un matériau résultant de l’application d’une force ou d’une charge. Il existe deux types de déformations relatives : – les déformations en tension ou en compression qui s’expriment le plus souvent en pourcentage de la longueur initiale (DL/L) ou en centimètres par centimètre (Fig. 2) ; – les déformations en cisaillement qui représentent le pourcentage de déformation angulaire du matériau et qui s’expriment en radians (Fig. 3).

L’essai consiste à enregistrer, au moyen d’une machine de traction, l’évolution DL de la distance entre ces deux repères en fonction de la force F, appliquée parallèlement à l’axe à chaque extrémité de l’éprouvette (Fig. 2). La courbe (force/allongement) obtenue dépend du matériau, mais également des dimensions de l’éprouvette. Pour obtenir une courbe indépendante des dimensions de l’éprouvette, on rapporte usuellement la force F à la section initiale S de l’éprouvette. On parle alors de la contrainte (stress) nominale de traction : a = F/S, qui s’exprime en (MPa) ou en kgf/mm2. De la même façon, l’allongement DL est rapporté à la longueur initiale L pour donner la déformation (strain) linéaire DL/L, qui s’exprime en pourcentage. On obtient ainsi la courbe (contrainte/déformation) caractéristique du matériau. En examinant un exemple de courbe (contrainte/déformation) (Fig. 4), on observe trois zones distinctes.

¶ Essais en traction. Module de Young

Zone d’élasticité (partie OA de la courbe)

La méthode la plus employée pour déterminer les caractéristiques mécaniques de base d’un matériau consiste à réaliser un essai de résistance à la traction conformément à la norme ISO 6892. Une éprouvette de forme et de dimensions standardisées est taillée dans le matériau à étudier. Deux repères distants d’une longueur L sont pointés le long d’une génératrice de la partie cylindrique.

Cette partie de la courbe est assimilable à un segment de droite, c’est-à-dire que la déformation est proportionnelle à la contrainte exercée sur l’éprouvette ou sur l’implant. C’est la loi de Hooke (1676).

2

Le rapport : E = contrainte / déformation est une constante appelée module d’élasticité en traction ou module de Young.

Appareil locomoteur

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Il est exprimé en MPa ou en kgf/mm2, et il est l’expression de la pente de cette partie de la courbe. L’élongation (A) est proportionnelle à la force (F) qui la provoque et inversement proportionnelle au module d’élasticité (E) : A = F / E. Le module de Young est d’autant plus grand que le matériau est plus rigide. Tant que l’on applique à un implant une contrainte inférieure à rA (qui est la limite élastique ou yield stress du matériau), la suppression de cette contrainte permet à l’implant de reprendre ses dimensions initiales (la décharge s’effectue sensiblement sur le même chemin que la charge, c’est-à-dire suivant la partie OA de la courbe). La déformation est élastique. e A est la déformation produite par r A ; c’est la plus grande déformation élastique du matériau (yield strain).

F

1

Zone de déformation plastique (partie AB de la courbe) Au-delà du point A, la pente de la courbe diminue jusqu’à s’annuler. C’est-à-dire qu’à une faible augmentation de la contrainte appliquée correspond une forte augmentation de la déformation. En outre, cette déformation n’est plus entièrement réversible. Si pour un niveau de contrainte rD la charge est lentement réduite, il en résulte une décharge le long de D’D, pratiquement parallèle à OA. Lorsque la contrainte est ramenée à zéro, il subsiste une déformation résiduelle eD (on parle de déformation plastique). C’est ce que le chirurgien réalise très souvent en modelant une plaque d’ostéosynthèse. C’est également le cas pour l’incurvation d’un des deux os de l’avant-bras de l’enfant lorsque l’autre os est fracturé. Si l’on effectue une nouvelle mise en charge à partir du point D’, on constate une évolution élastique le long de D’D, puis une évolution plastique le long de DB. La limite élastique du matériau est maintenant rD (supérieure à rA) ; les propriétés du matériau ont donc été modifiées. On dit que le matériau a été écroui ou qu’il a subi un écrouissage (strain hardening). Écrouir un métal ou un alliage consiste donc à le travailler sous des efforts supérieurs à sa limite d’élasticité pour le transformer en un autre corps à limite d’élasticité accrue, mais à domaine plastique réduit. L’écrouissage peut être obtenu en métallurgie par forgeage, étirage ou laminage à froid. Le réchauffement à forte température de ce métal écroui lui rend ses qualités initiales. C’est le phénomène du recuit. L’usinage d’un implant entraînant des écrouissages locaux, il est assez souvent recuit pour lui rendre ses propriétés initiales. Zone de rupture (partie BC de la courbe) Au-delà du point B, la pente de la courbe devient négative. La rupture a lieu pour la contrainte rC. rC est appelée contrainte de rupture (ultimate stress ou fracture stress) du matériau. eC est la déformation produite par rC. C’est la déformation pour laquelle la rupture a lieu (ultimate strain). rB est appelée résistance à la traction (tensile strength). C’est la contrainte nominale maximale du matériau. C’est cette valeur qui est généralement donnée pour caractériser la résistance d’un métal. Pour les métaux utilisés en orthopédie, elle est très voisine de la contrainte de rupture rC. Un matériau est cassant s’il se rompt rapidement dès que sa limite élastique est atteinte. Sa plasticité est faible ou nulle. C’est le cas du titane. La ductilité ou malléabilité caractérise un matériau apte à se déformer dans la zone de plasticité, comme par exemple le cuivre.

Compression

Traction

Figure 5

Essai de flexion trois points.

l/2 a

l/2 a

P

P

δ

δ = P a (312 - 4a2) EI 24 EI = P a (312 - 4a2) δ 24

e L

Figure 6 Essai de flexion quatre points. La flexion d est inversement proportionnelle à la rigidité en flexion EI. La rigidité en flexion dépend du module d’élasticité (E) du matériau et du moment d’inertie (I), qui dépend lui-même des dimensions de l’éprouvette rectangulaire. EI : rigidité en flexion ; E : module d’élasticité du matériau de la poutre ; I = Le3 / 12. nombre d’appuis] [flexion trois points (Fig. 5) ou quatre points (Fig. 6)] et du mode de chargement. Les éprouvettes doivent être longues et portent dans ce cas le nom de poutres. Nous ne pouvons pas entrer dans le détail de la théorie des poutres. Nous indiquons seulement quelques notions essentielles : en soumettant une poutre (mais aussi l’os, un implant ou le composite os-implant) à des tests en flexion, on provoque une déformation de cette poutre. Sa face supérieure devient plus courte que sa face inférieure. La face supérieure est en compression et la face inférieure en flexion. La poutre est en fait soumise à un gradient linéaire de contraintes allant de la compression à la flexion. Il y a donc une zone de la poutre dans laquelle les contraintes sont nulles. Cette zone correspond à un plan de symétrie horizontal appelé plan neutre de la poutre.

¶ Essais en flexion

¶ Essais en torsion

Il existe différentes techniques de tests en flexion. Elles varient en fonction du mode d’appui [encastrement ou appui simple du

Un cylindre subit une contrainte en torsion lorsque ses extrémités sont soumises à un couple (forces parallèles travaillant dans des 3

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Figure 7

Charge (kg/mm2)

Courbe

de

Woehler.

Appareil locomoteur

On estime habituellement à 2 millions le nombre de cycles de contraintes supportés par un implant du membre inférieur en 1 an. Le lecteur intéressé peut trouver plus de détails sur les caractéristiques mécaniques des matériaux utilisés pour la fabrication des implants destinés à l’ostéosynthèse, dans notre article de l’Encyclopédie Médico-Chirurgicale. [42] CARACTÉRISTIQUES MÉCANIQUES DE L’OS

Limite de fatigue

La connaissance des caractéristiques mécaniques de l’os est indispensable pour la compréhension du mécanisme des fractures et pour le choix des techniques thérapeutiques. Nombre de cycles à la rupture

directions opposées) dont le plan est perpendiculaire à l’axe du cylindre. Les contraintes de torsion se manifestent en spirales continues tout le long de l’objet. Si on applique un couple de torsion (Fig. 3) aux extrémités d’une éprouvette, on observe sur la courbe (couple appliqué/angle de torsion) un comportement identique à celui obtenu lors de l’essai en traction. La courbe présente une partie linéaire élastique, puis une zone plastique non linéaire jusqu’à rupture. Si en traction, pour une section circulaire de l’éprouvette, la contrainte dans celle-ci est inversement proportionnelle au carré du diamètre, en torsion elle est inversement proportionnelle au cube de ce diamètre. Pour un cylindre creux et pour une même section, ce cylindre est d’autant moins contraint en torsion que le diamètre extérieur est important.

¶ Essais en fatigue Un matériau peut se rompre sous une contrainte inférieure à sa limite élastique s’il est soumis à des contraintes cycliques : c’est le phénomène de fatigue. Un des essais les plus pratiqués pour déterminer le comportement en fatigue d’un matériau consiste à soumettre une éprouvette à un essai en torsion alternée et flexion rotative. Afin que les fibres du matériau soient successivement comprimées puis tendues, l’extrémité de l’éprouvette est soumise à une rotation cyclique, tandis qu’une charge est appliquée à l’autre extrémité. La charge étant connue, on relève le nombre de cycles pour lequel la rupture de l’éprouvette survient. La courbe (charge/nombre de cycles à la rupture) obtenue est appelée courbe de Woehler. En examinant un exemple de courbe de Woehler (Fig. 7), on constate généralement que : – le nombre de cycles que supporte un matériau avant rupture diminue quand la charge appliquée augmente ; – il existe une valeur de la charge en deçà de laquelle, quel que soit le nombre de cycles la rupture ne se produit pas. Cette valeur de la charge est appelée limite de fatigue ou limite d’endurance. Pour les alliages habituellement utilisés en orthopédie, elle varie autour de 50 % de la charge de rupture. Soumis à une charge supérieure à la limite de fatigue, le matériau casse inéluctablement après un certain nombre de cycles. Soumis à une charge inférieure à la limite de fatigue, il ne casse pas. L’endurance d’un implant augmente avec le taux d’écrouissage. Un implant recuit, très plastique, a une limite de fatigue basse. Compte tenu des charges qu’ils supportent, une plaque d’ostéosynthèse ou un clou centromédullaire sont au-dessous de la limite de fatigue lorsque la fracture est consolidée. Dans ces conditions, ils ne cassent pas. Ils cassent en revanche obligatoirement pour un nombre de cycles prédéterminé si la fracture ne consolide pas, car l’implant travaille audessus de sa limite de fatigue. 4

Un jour de 1866, au cours d’une réunion de naturalistes, Herman von Meyer présentait une section frontale de l’extrémité supérieure du fémur. [59] Parmi les auditeurs se trouvait Culmann, ingénieur et mathématicien de renom. Celui-ci fut frappé par la disposition trabéculaire ordonnée de l’os. Cette extrémité osseuse avait les mêmes caractéristiques qu’une grue de type Fairbain dont les lignes de contraintes maximales étaient connues. Ces lignes correspondaient au système de travées osseuses. Culmann proposa aux biologistes une loi à confirmer : le squelette est élaboré de manière à supporter le maximum de charge avec le minimum de matériel [25]. L’idée fut acceptée et en 1870 Wolff [64] énonçait sa fameuse loi selon laquelle l’os se forme en fonction des contraintes auxquelles il est soumis.

¶ Moyens d’étude Ce n’est que depuis la Deuxième guerre mondiale que les caractéristiques mécaniques de l’os ont fait l’objet de nouveaux travaux. Différentes techniques ont été utilisées : – tests mécaniques tels que ceux que nous avons évoqués à propos des matériaux ; – technique des « vernis craquelants » par observation des déformations du revêtement d’un os au cours de l’application de charges ; – jauges de contraintes ; – photoélasticité : technique qui utilise les modifications de la diffraction de la lumière dans certains plastiques en fonction des contraintes qu’on leur fait subir. Cette technique que les auteurs ont utilisée à de nombreuses reprises, a encore un intérêt didactique ; – modèles mathématiques complexes ; – plus récemment, analyse par éléments finis qui permet de prévoir les contraintes dans une structure complexe. Rohlmann et al. [55] ont démontré que cette technique peut donner des renseignements sur des données simples telles que la distribution des contraintes résultant de l’application d’une force isolée. Elle reste en revanche très approximative dans des conditions physiologiques, en particulier sur le plan quantitatif ; – techniques de microscopie acoustique très performantes pour définir les différentes constantes élastiques de l’os dans les différents plans de l’espace.

¶ Résultats Ces recherches ont abouti à des conclusions à peu près identiques que nous pouvons résumer comme suit. Matériau composite L’os est un matériau composite comportant deux phases, la matrice qui est essentiellement collagène et l’os minéral.

Biomécanique de l’os. Application au traitement des fractures

Le collagène n’a aucune résistance en compression mais a une grande résistance à la traction. Pour Zioupos et Currey, [68] la diminution des propriétés mécaniques de l’os avec l’âge est due à des modifications du collagène. La partie minérale est plus résistante en compression qu’en traction. L’os tire sa résistance en traction de son composant collagène et sa résistance en compression de son composant minéral. L’arrangement des cristaux d’apatite en petites unités protège l’os de la propagation des cracks. La raideur de l’os augmente avec son degré de minéralisation. Au fil de l’évolution elle s’est adaptée aux contraintes. Destinés à propager les sons, les osselets de l’oreille moyenne sont très minéralisés. La forme et la structure tubulaire de l’os ne sont pas un caprice de la nature. Son architecture en anneau est parfaitement adaptée à la résistance aux contraintes. Il suffit pour s’en convaincre de prendre une feuille de papier. Il faut très peu d’effort pour la plier. Si on la roule en forme de tube, en revanche, il devient plus difficile de la courber. La forme cylindrique est celle qui donne la plus grande résistance pour une quantité donnée de matière. Résultat des tests Les caractéristiques mécaniques de l’os révélées par les tests, varient en fonction de nombreux paramètres tels que le mode de conservation, l’humidité, l’orientation du prélèvement… La dessiccation augmente la raideur (rigidité) de l’os. L’os mort est plus résistant que l’os vivant [58] mais il est plus cassant. – Résistance en traction L’os est élastique et suit la loi de Hooke. Il s’allonge proportionnellement à la contrainte en traction qu’il subit. Dès 1847, Wertheim évaluait le module d’élasticité (module de Young) de l’os frais entre 1 819 et 2 638 kgf/mm2. En 1876, Rauber [51] l’estimait entre 1 982 et 2 099 kgf/mm2. Jusqu’à une époque très récente, on a considéré que le module d’élasticité de l’os cortical était d’environ 2 000 kgf/mm2 (20 000 MPa) et celui de l’os spongieux de 650 kgf/mm2 (6 500 MPa). Nous verrons plus loin que les choses sont beaucoup plus complexes et que le module de Young varie fortement d’un point de la corticale à l’autre. En 1967, Bonfield et Li [10] ont découvert que l’os de bœuf avait un module d’élasticité extrêmement bas, de 3 MPa soit 0,3 kgf/mm2. Ce niveau est dépassé en permanence dans les activités quotidiennes. Au-delà de cette limite, l’os a un comportement anélastique et sa déformation met une dizaine de minutes pour disparaître. En 1978, Bonfield a repris ces expériences avec O’Connor. [9] Ils ont retrouvé un module d’élasticité très bas de 8 à 12 MPa (0,8 à 1,2 kgf/mm2) (Fig. 8) : – pour des contraintes très faibles en dessous de la limite élastique, l’os a un comportement élastique linéaire classique (courbe A) ; – quand la limite élastique vient d’être dépassée, les courbes de charge et de décharge coïncident seulement aux nivaux de contrainte maximum et minimum. La courbe (B) a un aspect de boucle fermée en hystérésis. Cet aspect avait déjà été signalé par l’un des auteurs en 1976 ; [67] – pour des contraintes élevées, les courbes de charge et de décharge ne coïncident pas sous forme d’une absence de contrainte lors de la décharge. Elles laissent persister une déformation résiduelle et un aspect de boucle ouverte en hystérésis (courbe C). La déformation non élastique a disparu lentement après la décharge, à condition d’attendre assez longtemps (jusqu’à 40 minutes). Les os de l’enfant ont un module plus bas que ceux de l’adulte et ils absorbent plus d’énergie avant de se fracturer. [16] Il existe chez l’enfant une large zone de déformation non élastique.

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Contraintes

Appareil locomoteur

A

B

C

Déformations

Figure 8

Les trois types de cycles de chargement-déchargement de l’os (d’après Bonfield et O’Connor). A : phase élastique ; B : boucle en hystérésis fermée ; C : boucle en hystérésis initialement ouverte et qui se ferme avec le temps à contrainte O.

Le module d’élasticité varie avec le degré de minéralisation de l’os. La contrainte de rupture de l’os cortical est très proche de sa limite élastique. Selon Rauber, [51] cette contrainte de rupture varie entre 9,25 et 12,41 kgf/mm2. Pour Marique, [33] celle du fémur est de 12,5 kgf/mm2. Evans [19] l’évalue en moyenne entre 6,35 et 10,57 kgf/mm2. La contrainte de rupture de l’os cortical se situe donc classiquement aux environs de 10 kgf/mm2. Elle augmente pour l’os sec. En 1967, Comtet et al. [15] ont constaté sur des radius frais une résistance en traction de 20 kgf/mm2. À titre de comparaison, celle de l’acier est d’environ 100 kgf/mm2 ; celle du cuivre de 13, du chêne de 10, du pin de 6 et du béton de 2. La résistance en traction de l’os est donc supérieure à celle du bois et à celle du béton. La résistance en traction (P) d’un os entier est donnée par la formule simple : P = SK (S étant la surface de section de l’os et K la contrainte de rupture de l’os en traction). Il est ainsi simple de calculer la charge à la rupture des os du squelette, qui est de 1 500 kg pour l’humérus et de 2 300 kg pour le fémur. Mais comme le soulignent Comtet et al., [15] il serait faux de croire que cela représente la véritable résistance en traction de ces os. En effet, la ligne idéale passant par le centre de gravité des sections n’est pas rectiligne et l’os a à supporter non seulement des contraintes de traction mais également des contraintes de flexion. On obtient donc la rupture pour une charge bien inférieure à la valeur calculée ci-dessus. Burstein et al. [12] ont mesuré une déformation osseuse de 4,6 % (± 1,2 %) au moment de la rupture, sur une série de fémurs. Des études micromécaniques réalisées par Ascenzi et Bonucci [2] sur des ostéons isolés de l’os cortical ont révélé que la courbe contraintedéformation dans les ostéons est très fortement dépendante de l’orientation des paquets de fibres de collagène. – Résistance en compression Lorsque deux forces s’appliquent sur un corps en directions opposées, dirigées l’une en direction de l’autre, le corps est en compression. Il devient plus court et plus large et finit par s’écraser. La formule applicable est la même que pour la résistance en traction soit P = SK, mais cette fois K est la charge de rupture en compression, différente de celle en traction. La contrainte de résistance en compression de l’os cortical varie suivant les auteurs de 12,56 à 25 kgf/mm 2 soit deux fois plus que le bois. Nous retiendrons une moyenne de 15 kgf/mm2. La charge de rupture en compression de l’humérus est ainsi de 2 200 kg, celle du fémur de 5

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Appareil locomoteur

Figure 9

Contraintes

Contraintes

A

Courbes contraintes-déformation du fémur (d’après Burstein et al.). A. Traction. B. Compression. Noter l’absence de phase plastique en compression.

Déformation

B

Déformation

3 450 kg avec les mêmes réserves que celles que nous avons énoncées pour la charge à la rupture en traction. L’os résiste donc mieux à la compression qu’à la traction.

∆ l = 1,25·10-3 mm/mm l

L’os spongieux a une résistance en compression beaucoup plus faible. Elle est de 1 kgf/mm2 aux condyles fémoraux et de 2 à 3 kgf/mm2 dans certaines zones de l’extrémité supérieure du fémur. Dans l’ensemble, l’os spongieux est dix fois moins résistant en compression que l’os cortical [61]. C’est donc en son sein que se produisent les fractures en compression. Cette résistance diminue encore avec l’âge. Le rôle principal de l’os spongieux semble être l’amortissement des contraintes. L’arthrose pourrait être due à une diminution de son élasticité. En 1972, Burstein et al [12] ont montré que l’os a un comportement plastique en traction mais pas en compression. Pour ces auteurs, la présence d’une zone de déformation plastique en tension est comparable à celle que l’on observe avec les polymères et correspond à la création de vides. Pour d’autres, elle est due à la formation de microfractures dans la corticale. En compression la courbe reste linéaire, c’est-à-dire que l’os se rompt brutalement sans déformation plastique (Fig. 9).

La résistance au cisaillement varie suivant les auteurs de 7 à 11 kgf/mm2 pour l’os cortical et de 0,10 à 0,5 kgf/mm2 pour l’os spongieux. En gros, l’os cortical est 20 fois plus résistant en cisaillement que l’os spongieux. – Résistance en flexion La résistance en flexion de l’os cortical varie de 10 à 20 kgf/mm2. Elle augmente avec le moment d’inertie de l’os. Celui-ci augmente avec la distance qui sépare la masse osseuse de l’axe neutre. Cela explique l’élargissement du canal médullaire du sujet âgé qui donne une résistance équivalente avec moins de masse osseuse. Cela explique également les constatations de Blaimont [8] lorsqu’il a mesuré la microdureté des diaphyses. Celle-ci diminue de l’endoste vers le périoste. La partie la plus dure est logiquement la plus éloignée de l’axe neutre (Fig. 10). L’os n’est donc pas homogène mais son hétérogénéité est organisée. – Résistance en torsion Pour Rauber, [51] la résistance à la torsion de l’os varie entre 4 et 9,3 kgf/mm2, avec une moyenne de 7 kgf/mm2 sur éprouvettes. Comtet [15] ne trouve que 5 à 6 kgf/mm2 sur l’os entier. Il attribue cette différence aux microdéfauts de surface qui existent sur l’os. En torsion, la rupture se produit suivant une hélice, conformément à la théorie qui enseigne qu’une sollicitation en torsion est équivalente à une traction et à une compression s’exerçant à 45°. La formule des contraintes en torsion que nous avons vue à propos des matériaux nous apprend que plus l’os est long, moins il est résistant en torsion. Cela explique que les fractures spiroïdes surviennent sur les os longs. Plus l’os a un gros diamètre, moins il est vulnérable. Si le 6

j T.

b c

– Résistance au cisaillement Le cisaillement survient lorsqu’un groupe de forces tend à faire glisser une partie du corps sur lequel elles sont appliquées, sur la partie voisine.

N

C. a

d

e

f

g

h

i

∆l = 0,7·10-3 mm/mm l

Figure 10

Variations de la microdureté (d’après Blaimont). Déformations pour P = 100 kg. La dureté diminue presque linéairement de l’endoste au périoste.

bras de levier est long, comme par exemple un humérus tordu par l’intermédiaire de l’avant-bras, la force nécessaire pour rompre l’os est moindre (fractures au cours de concours de « bras de fer »). Le site des fractures en torsion ne coïncide pas avec le siège d’application de la torsion. Anisotropie Matériau composite élastique, l’os a de nombreuses autres caractéristiques. En 1958, Evans [19] a montré qu’il est anisotrope, c’està-dire qu’il n’a pas les mêmes propriétés dans tous les plans. Les résistances en traction que nous avons indiquées sont celles qui s’appliquent suivant l’axe longitudinal de l’os. Transversalement ou obliquement, cette résistance est plus faible (Fig. 11). La résistance et la raideur de l’os sont maximales dans les directions correspondant aux contraintes les plus élevées. En 1975, Reilly et Burstein [52] ont présenté la première étude systématique de l’anisotropie de l’os. Ils ont montré que le module d’élasticité longitudinal était en moyenne 50 % plus élevé que le module transversal. Konirsch [26] a montré, grâce aux extensomètres électriques à grande amplification, que le module d’élasticité varie notablement suivant la face de l’os et suivant qu’on l’étudie en traction longitudinale, en compression ou en flexion. Il diminue de l’endoste au périoste, ce qui tend à égaliser les contraintes intraosseuses (Fig. 12) : – à proximité de l’endoste : 2 600 kgf/mm2 (26 000 MPa) ; – sous le périoste : 1 400 kgf/mm2 (14 000 MPa).

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Appareil locomoteur

Contraintes

30 ˚

L

60

˚

T

Déformation

Figure 11

Anisotropie de l’os. Tests en traction dans quatre directions sur de l’os cortical fémoral : traction longitudinale (L), à 30° de l’axe de l’os, à 60°, et traction transversale (T) (d’après Frankel et Burstein).

A

B

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– en réponse à des demandes fonctionnelles, il peut changer ses propriétés mécaniques locales et les adapter aux contraintes. Il existe une « fenêtre de contraintes admissibles » ; si l’os est soumis à un excès de contrainte, il va s’adapter en augmentant de volume et en modifiant sa texture. Si les contraintes deviennent excessives, il se nécrose ou se fracture (fractures de fatigue). Si au contraire il est soumis à un niveau de contrainte insuffisant, il va s’amincir et devenir plus fragile. C’est le phénomène du stress-shielding que l’on observe au contact de prothèses massives très rigides parfaitement et directement fixées à l’os. Ce phénomène est également préoccupant en mission spatiale de longue durée ; – l’os a la possibilité remarquable de se réparer lui-même. Ces propriétés sont le résultat de l’action combinée de processus biologiques et mécaniques complexes. Nous allons voir plus loin à propos du fémur et du radius que l’os est beaucoup plus résistant que le calcul mathématique et les essais en traction sur éprouvettes isolées ne le laissent supposer. Les mesures de Burstein ont montré qu’avec l’âge se produit une diminution de la déformation maximum avant rupture, atteignant 5 % tous les 10 ans au niveau du fémur et 7 % tous les 10 ans pour le tibia.

N

N

CONTRAINTES SUPPORTÉES PAR LES OS Déformations

A

N

A

N

Contraintes

A

A

Figure 12 Le module d’élasticité de la corticale diminue de l’endoste vers le périoste. Les zones osseuses les plus déformées sont aussi les plus déformables, et les contraintes intraosseuses tendent vers l’égalisation. L’élasticité osseuse s’adapte aux sollicitations (d’après Blaimont). A. E constant. B. E variable. L’os étant plus résistant en compression qu’en traction, c’est de préférence sa face soumise à des contraintes en traction qu’il faut renforcer lors d’une ostéosynthèse. Fort heureusement, les métaux utilisés comme implants pour l’ostéosynthèse possèdent une bonne résistance en traction. Viscoélasticité L’os vivant est viscoélastique. Ses propriétés mécaniques varient avec la vitesse d’application de la charge. Il perd en partie cette propriété à l’état sec. Grâce à cette caractéristique, il résiste mieux aux efforts rapides qu’aux efforts lents. La viscoélasticité de l’os lui permet de mieux s’adapter aux contraintes : [58] – si on applique une charge sur un os, il se déforme instantanément ; si la charge est maintenue, l’os continue à se déformer pendant 55 jours ; – après 55 jours, la déformation atteint 153 % de celle qui avait été obtenue après les 2 premières minutes. Le serrage d’une vis illustre bien cette viscoélasticité. Après l’avoir serrée à fond, il est toujours possible de donner un quart ou un demi-tour après quelques minutes.

Les connaissances dans ce domaine sont récentes et demeurent limitées. Dans l’activité quotidienne, un ensemble complexe de forces est appliqué sur les os. L’application de ces forces provoque des déformations microscopiques. Ces déformations dépendent de l’importance des contraintes, de la géométrie de l’os, c’est-à-dire de sa longueur, de ses courbes, de son diamètre et de ses propriétés mécaniques. Chez l’homme, le centre de gravité du corps est situé devant la deuxième vertèbre sacrée. La position latéralisée des membres inférieurs par rapport au centre de gravité produit des forces additionnelles asymétriques qui s’ajoutent au poids du corps. Le squelette des membres inférieurs est ainsi soumis à une compression asymétrique. Il en résulte des contraintes en flexion qui sont en tension sur le côté convexe et en compression du côté concave. La forme des os est adaptée pour diminuer les contraintes en flexion. Les os sont courbes, de telle sorte qu’ils sont dans l’axe de la résultante des forces qui agissent sur eux. Cette courbure augmente les contraintes de compression qui sont les mieux tolérées et diminue en revanche les contraintes de flexion. Le travail de Lanyon et Baggott [28] avec des jauges de contraintes sur des radius de mouton a montré que la mise en charge axiale de cet os courbe produit des contraintes longitudinales mais aussi de flexion, en raison de la position excentrique de la charge. Il existe de ce fait des contraintes de compression du côté concave et des contraintes de tension du côté convexe (Fig. 13). Les contraintes de compression sont deux fois plus importantes que les contraintes de tension. Le calcul théorique basé sur la mise en charge d’une poutre chargée excentriquement prédisait des chiffres comparables. La pathologie des affections statiques ne peut être bien comprise qu’en prenant en compte la distribution des contraintes dans l’os. En 1968, Blaimont [7, 8] commençait ainsi un de ses articles : « La connaissance des contraintes osseuses et leur distribution est un élément presque entièrement ignoré de la physiologie du système de soutien ». Cette connaissance est pourtant d’un grand intérêt pour l’ostéosynthèse, car elle permet une adaptation du matériel aux conditions mécaniques qui lui sont imposées.

Autres propriétés

¶ Fémur

Tissu vivant, l’os a en outre deux propriétés considérables qui le distinguent des autres matériaux :

Il est incontestablement l’os qui a été le mieux étudié. On sait depuis Pauwells que la charge qui s’exerce sur la tête fémorale est 7

Biomécanique de l’os. Application au traitement des fractures

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Y

F

I2 Tension

A

∆Y

A

I1

Compression

X

Figure 13 Mise en charge axiale longitudinale d’un os courbe. Elle entraîne des contraintes de compression longitudinales auxquelles s’ajoutent des contraintes de flexion, en raison de l’excentricité de l’application de la charge. Le résultat est la mise en tension du côté convexe et en compression du côté concave (d’après Lanyon et Baggott [28]). 100

100

h Z 10 D 110

D 10

Figure 14

Le fémur peut être comparé à une potence, dont la charge excentrée engendre des contraintes de traction (Z) et des contraintes de compression (D). Si une charge identique était appliquée dans le grand axe d’une poutre verticale de même dimension, elle y produirait des contraintes de compression axiale de moindre intensité (d’après Pauwels in Blaimont [7]).

considérable. En position unipodale, le poids du corps excentré exerce sur la tête fémorale une charge de près de 300 kg, susceptible d’augmenter en fonction des efforts et des mouvements (Fig. 14). En montant des escaliers, cette charge peut atteindre 5 fois le poids du corps et en marchant rapidement jusqu’à 7,6 fois car dans ce cas les forces d’accélération s’ajoutent à la charge statique. Bergmann et al., [5] reprenant l’expérience de Rydell, [57] ont publié en 1990 leurs résultats après mise en place in vivo de prothèses de hanche équipées de jauges de contraintes chez deux patients. Les contraintes mesurées étaient pour un sujet de 370 % du poids du corps en montant les escaliers, de 416 % en les descendant et de 369 % en marchant à plat. Pour l’autre sujet, atteint d’une maladie neurologique entraînant des troubles de la marche, ces contraintes étaient respectivement de 552 %, 523 % et 413 %. Les contraintes sur le fémur en dessous du petit trochanter sont donc très élevées. Blaimont et al. [6, 7] après Comtet [15] ont attiré l’attention sur un aspect « mystérieux et paradoxal » de la résistance osseuse : le calcul 8

Appareil locomoteur

des contraintes aboutit à des valeurs qui sont en contradiction avec les résultats de la mesure expérimentale de la résistance osseuse. Blaimont a ainsi testé un fémur qui a résisté à une charge céphalique de 900 kg, ce qui correspond à une contrainte en tension de la corticale externe sous le grand trochanter de 22,5 kgf/mm2. Une éprouvette prélevée au même niveau et testée en tension se fracturait pour une charge de 8,5 kgf/mm2. Le fémur aurait dû se fracturer à ce niveau pour une charge céphalique de 340 kg. Comtet et al. ont observé la même anomalie : une diaphyse radiale soumise expérimentalement à un effort de traction présente une fracture lorsque la charge atteint une valeur qui suppose une contrainte moyenne de 23,5 kgf/mm2. Or au niveau où se produit la rupture, la résistance en traction sur éprouvettes isolées n’excède pas 14 kgf/mm2. L’os est donc beaucoup plus résistant que le calcul mathématique et les essais en traction sur éprouvettes isolées ne le laissent supposer. « Ce paradoxe peut s’expliquer soit parce que les bases du calcul mathématique des contraintes sont erronées dans leur application à l’os, soit parce que les épreuves de résistance à la traction sont entachées d’erreur ». Blaimont a montré que les deux explications s’associaient pour expliquer le paradoxe : – la dureté de l’os diminue presque linéairement de l’endoste au périoste. Le module d’élasticité est nettement plus élevé au voisinage de l’endoste que dans la zone périostée. La différence est importante ; Comtet trouvait sur le radius un module de 2 600 kgf/mm2 à proximité de l’endoste, et de 1 413 kgf/mm2 sous le périoste. Si la totalité de la section osseuse présentait une égale dureté, les contraintes évolueraient suivant le modèle utilisé pour le calcul mathématique des contraintes. Dans la flexion fémorale, le périoste est plus déformé que l’endoste. Les zones déformées sont donc les plus déformables. Il s’ensuit une tendance à l’égalisation des contraintes (Fig. 12) ; – Comtet a montré que les épreuves de traction sur éprouvettes peuvent être entachées d’erreurs systématiques par défaut. Elles donnent de la résistance osseuse une idée trop pessimiste. Les causes d’erreur peuvent neutraliser ou cumuler leurs effets et conduire à des erreurs sur la contrainte de rupture estimées à 60 %. La répartition des contraintes sur le fémur est bien connue depuis les travaux de Blaimont [7] en 1968. Lorsque cet os est mis en charge, la partie externe de l’os subit des contraintes de tension (T) alors que sa partie interne subit des contraintes de compression (C). « Les deux zones T et C s’enroulent l’une autour de l’autre, en spirale, du haut en bas de la diaphyse » (Fig. 15). Le fémur se fléchit donc sur toute sa hauteur. « Les plus grandes déformations s’observent dans le haut du fémur puis vont en diminuant jusqu’à 20 cm. À partir de ce niveau, les déformations de compression présentent une nouvelle élévation tandis que les déformations de traction continuent de baisser » (Fig. 16). Les contraintes supportées par le fémur sont importantes, même lorsque le sujet en décubitus soulève simplement le membre du plan du lit. Diehl [17] les a évaluées compte tenu du poids du membre et du bras de levier qui correspond à la distance du centre de gravité au foyer. Le moment de flexion, à la hauteur de la région sous-trochantérienne est de 440 cm/kg . Dans les mêmes conditions, ce chiffre chute à 10 cm/kg au niveau de la métaphyse distale du tibia (Fig. 17).

¶ Tibia Les études de Lanyon et al. [27] et celles de Carter [13] ont montré la complexité des contraintes supportées par la face antéroexterne du tibia au cours de la marche et de la course. Pendant la marche (Fig. 18), les contraintes sont en compression pendant l’appui du talon, en tension pendant la phase d’appui plantaire, puis à nouveau en compression au moment de l’appui en pulsion sur l’avant-pied et le gros orteil. Des contraintes en cisaillement apparaissent

Biomécanique de l’os. Application au traitement des fractures

Appareil locomoteur

Figure 15 Contraintes supportées par le fémur (d’après Blaimont). Sous l’effet de la charge P qui s’exerce sur la tête fémorale, le fémur est soumis à des contraintes de traction T et à des contraintes de compression C. « Les deux zones T et C s’enroulent l’une autour de l’autre, en spirale, du haut en bas de la diaphyse ». Le fémur se fléchit sur toute sa hauteur.

P

C

T

10 kg

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150 kg 350 kg 440 kg

N

Figure 17

Moments de flexion (en cm/kg) produits par la simple élévation du membre inférieur au-dessus du plan du lit (d’après Diehl).

4

Tension Compression Cisaillement (rotation externe)

Contraintes (MN/m2)

3

N

2 1 0 1 2 3

M

4 HS

FF HO

HO TO

S

Figure 18 Contraintes sur la corticale antéroexterne du tibia pendant la marche (1,4 m/s). HS : appui du talon ; FF : appui plantaire ; HO : soulèvement du talon ; TO : soulèvement du gros orteil ; S : déplacement du pied soulevé. T

C 0 12 10 5

4 2 0

oooooooo oo o

o

15

oooooo

Tension Compression Cisaillement (rotation externe) Cisaillement (rotation interne)

6

o

10

Contraintes (MN/m2)

8

Figure 19 Contraintes sur la corticale antéroexterne du tibia pendant la course (2,2 m/s). TS : appui du gros orteil ; TO : soulèvement du gros orteil.

ooooo

20 2

25

Figure 16

Variations diaphysaires des maxima de déformation. Les plus grandes déformations s’observent dans le haut du fémur. À chaque niveau, la valeur maxima de la compression (C) excède celle de la traction (T) (d’après Blaimont).

pendant la dernière partie du pas, indiquant une rotation externe du tibia à ce moment. Pendant la course (Fig. 19), il existe des contraintes modérées en compression au moment de l’appui du gros orteil suivies de contraintes très élevées en tension. Les contraintes en cisaillement sont faibles.

4

TS TS-TO

La face postérieure du tibia est en tension lorsque le pied est posé à plat. Grâce à sa forme tubulaire, le tibia résiste bien aux contraintes en flexion. Compte tenu de son plus large diamètre à sa partie supérieure et de ce fait de son plus grand moment d’inertie à ce niveau, il résiste mieux aux contraintes en torsion que la partie distale, dont le petit diamètre s’accompagne d’un moment d’inertie plus faible. Les 9

Biomécanique de l’os. Application au traitement des fractures

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Appareil locomoteur

Tableau 1. – Résistance globale des os entiers d’après Yamada [66] rapporté par Sedel [58] Os

Charge de rupture en flexion (kg)

Résistance à la rupture en flexion (kg/mm2)

Déflexion (mm)

Charge de rupture en torsion (kg/cm)

Résistance à la rupture en torsion (kg/m2)

Angle avant rupture (degrés)

Fémur Tibia Péroné Humérus Radius Cubitus

250 262 40 136 53 64

19,3 20,1 20,1 19,3 21,3 21,3

11,1 9 14,3 8,8 9,3 9,4

1400 1000 116 606 208 190

4,62 4,43 4,01 4,95 4,55 4,48

1,5 3,4 35,7 5,9 15,4 15,2

contraintes en cisaillement à la partie distale du tibia sont le double de celles qui s’exercent sur la partie proximale. Cela explique la raison pour laquelle les fractures en rotation du tibia se produisent essentiellement à la partie distale de l’os. Comme le souligne Poitout, [47] le tibia peut être considéré à la coupe comme un « prisme triangulaire ». Si un « prisme triangulaire » métallique mis en compression perd de sa hauteur et s’élargit, le tibia au contraire voit ses faces se rapprocher sous l’influence d’une charge croissante. L’influence des muscles sur ses faces contrebalance cette déformation.

¶ Fibula Il a une courbure inversée par rapport à celle de la face postérieure du tibia et joue un rôle fondamental dans la transmission des contraintes en rotation. La membrane interosseuse à une action essentiellement mécanique.

¶ Membre supérieur C’est aux faces postérieures de l’humérus et des deux os de l’avantbras que siègent généralement les contraintes de traction.

Biomécanique des fractures Nous ne pouvons pas entrer dans le détail de cette question qui justifierait un article isolé. Nous nous limitons donc à quelques notions générales. CONTRACTION MUSCULAIRE

Elle joue un rôle très important dans la prévention des fractures. [59] On peut illustrer ce rôle par l’exemple de la chute en skis vers l’avant. Le tibia du skieur vient s’appuyer en avant sur le bord de la chaussure avec un effet de flexion. La corticale postérieure du tibia est soumise à des contraintes de traction très élevées qui ont de fortes chances d’entraîner une fracture. Heureusement, la contraction réflexe du triceps va provoquer des contraintes de compression postérieures qui vont neutraliser les contraintes de traction, protéger le tibia et éviter la fracture. La contraction musculaire automatique au cours d’une chute protège le squelette. Chez le vieillard en revanche, la rapidité de la réaction musculaire n’est plus suffisante. Les troubles de la vue, de l’ouïe et de l’équilibre sont des facteurs aggravants. FRACTURES DE FATIGUE

¶ Résistance globale des os Elle a été étudiée par Yamada. [66] Le Tableau 1 donne un résumé de ces résultats.

¶ Poutres composites os-muscle Comme l’ont souligné Rabischong et Avril en 1965, [49] os et muscles s’associent pour augmenter la résistance d’un segment déterminé à des efforts parfois considérables. Ils forment ensemble une poutre composite beaucoup plus résistante que les os isolés. Les poutres composites sont l’association de deux matériaux différents unis solidairement et qui partagent les contraintes en fonction de leur module d’élasticité et de leur moment d’inertie. Reprenons l’exemple de Rabischong, c’est-à-dire les contraintes qui s’exercent sur les deux os de l’avant-bras lorsqu’une charge de 20 kg est placée dans la main. Si l’on considère que le coude est maintenu plié à 90° par les fléchisseurs du coude comme les câbles d’une grue, les contraintes de traction- compression dans les deux os de l’avantbras sont de 2,5 t, ce qui est très supérieur à la résistance du squelette. Les muscles n’agissent donc pas sur les leviers squelettiques à la façon des câbles d’une grue, mais forment avec eux une poutre composite. Le muscle en contraction modifie ses dimensions et son module de Young. Il vient se plaquer étroitement sur le squelette. La ligne neutre se déplace. Le plan osseux passe en arrière d’elle et travaille en compression. Le calcul indique alors une contrainte qui n’est plus que de 1,30 kgf/mm2, ce que l’os peut parfaitement supporter. Les muscles se comportent également comme des haubans comparables à ceux qui tiennent un mât de bateau. En agissant ainsi, ils augmentent les forces de compression dans l’os, ce qui est favorable, puisque nous avons vu que c’est en compression que l’os est le plus résistant. 10

Une fracture peut survenir si la contrainte supportée par l’os est supérieure à la résistance maximum de l’os, mais elle peut également survenir à la suite de l’application répétée de contraintes beaucoup plus basses. Ce sont les fractures de fatigue. Elles font l’objet d’un article particulier. [32] Elles surviennent soit après application peu fréquente de contraintes élevées, soit après application très fréquente de contraintes relativement faibles. La fréquence des sollicitations joue également un rôle, car le remodelage osseux peut aller plus vite que le processus de fracture spontanée et éviter celle-ci. La fatigue musculaire intervient dans la survenue des fractures de fatigue en supprimant la protection du squelette. FRACTURES ET NIVEAU D’ÉNERGIE

On peut classer les fractures en trois catégories, basées sur la quantité d’énergie libérée à leur niveau : – fractures à basse énergie : ce sont les fractures survenues à la suite d’une chute banale ; – fractures à haute énergie : elles se produisent à l’occasion d’un accident de la route et sont comminutives avec lésions des parties molles ; – fractures à très haute énergie : causées par un projectile de guerre à grande vitesse, elles correspondent à de véritables explosions osseuses avec pertes de substance des parties molles. FRACTURES SUR DÉFECTUOSITÉ OSSEUSE

La création d’une perte de substance osseuse fragilise considérablement l’os. Burstein [11] a montré que le simple fait de forer un trou et d’insérer une vis dans le fémur de lapin diminue de 70 % sa capacité

Appareil locomoteur

Biomécanique de l’os. Application au traitement des fractures

d’absorber l’énergie. Huit semaines plus tard l’effet a disparu, mais l’ablation de la vis diminue à nouveau de 50 % cette possibilité de l’os. La création d’une fente osseuse sur une diaphyse crée une section ouverte. Dans ce cas, la résistance à la fracture est diminuée de 70 %. Le prélèvement d’un greffon cortical fragilise donc beaucoup l’os.

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fixation d’une fracture doit-elle être stable ou instable ? ». À cette question fondamentale, il convient maintenant d’en ajouter une nouvelle : « Cette fixation doit-elle être statique ou dynamique ? ». Faire le point sur les facteurs mécaniques de la consolidation osseuse exige donc de commencer par un rappel des définitions de base. DÉFINITIONS

FRACTURES ET CONTRAINTES

La survenue d’une fracture est en fait une question de distribution de contraintes et d’énergie mécanique. L’énergie nécessaire pour fracturer un tibia humain normal est seulement le 1/10 000e de l’énergie cinétique d’un skieur de 80 kg se déplaçant à 45 km/h. [50] Le désastre survient seulement quand l’énergie cinétique est brutalement concentrée et convertie en travail pour déformer le tibia. Les fractures sont le résultat de contraintes excessives en tension. Celles-ci ne sont en général pas causées par des forces de traction mais plutôt par des forces de flexion ou de torsion. Les fractures en « bois vert » sont pour Radin [50] la combinaison de microfractures de la corticale d’un os peu calcifié à bas module d’élasticité.

¶ Fixation stable et fixation instable

Le meilleur exemple est réalisé par les fractures-tassements des vertèbres.

Lors du symposium de la Sofcot en 1982 [23] il a été convenu avec les représentants de l’AO et du Canada qu’un foyer de fracture est considéré comme stable si aucun mouvement interfragmentaire n’est décelable à l’œil nu sous l’influence des contraintes (forces par unité de surface ou stress des Anglo-Saxons) qu’il subit. Inversement, un foyer est instable s’il persiste des mouvements visibles entre les extrémités fracturaires sous l’influence des contraintes. La question fondamentale du traitement des fractures est de savoir si l’immobilisation orthopédique ou chirurgicale doit stabiliser le foyer ou laisser persister une instabilité. [44] Pour savoir si on a réalisé une ostéosynthèse stable ou instable, il est essentiel de mobiliser vigoureusement le membre avant de refermer la voie d’abord. Il est ainsi encore parfois possible de modifier le montage pour atteindre le degré de stabilité recherché. Une ostéosynthèse stable à la mobilisation peropératoire par le chirurgien et à la mobilisation postopératoire par le malade peut devenir instable à la reprise de l’appui. On dit qu’il existait seulement une stabilité de mobilisation. Inversement, si l’ostéosynthèse reste stable non seulement à la mobilisation mais aussi à la reprise totale de l’appui, on parle de stabilité de charge.

¶ Fractures en cisaillement

¶ Raideur

On les rencontre habituellement dans l’os spongieux en particulier aux condyles fémoraux ou aux plateaux tibiaux.

Les implants et les montages associant plusieurs implants utilisés pour fixer un foyer de fracture se caractérisent par leur résistance à la déformation désignée par les Anglo-Saxons sous le terme de stiffness. La meilleure traduction en français est probablement « raideur » [35]. Cette raideur varie de la rigidité à son contraire, la flexibilité. Par définition, un corps est rigide s’il se déforme difficilement. Inversement, il est flexible s’il se déforme facilement. La raideur d’un implant dépend de ses dimensions et du module d’élasticité du matériau dans lequel il est fabriqué. Nous avons pris la mauvaise habitude de parler de rigidité à la place de raideur.

¶ Fractures en traction Elles surviennent généralement dans l’os spongieux. La fracture de la base du cinquième métatarsien par traction du court péronier latéral et celle du calcanéum par traction du tendon d’Achille sont de bons exemples.

¶ Fractures en compression

¶ Fractures en torsion Les contraintes de tension les plus élevées sont à 45° des contraintes de cisaillement. Le trait de fracture suit un plan en spirale pour suivre cet angle. Il n’y a pas de meilleur exemple que la fracture spiroïde du skieur.

¶ Fractures en flexion Les fractures diaphysaires transversales ou en « aile de papillon » relèvent de ce mécanisme. La fracture commence sur la surface convexe, sur les fibres les plus extérieures qui supportent le plus de contraintes en tension. S’il existe sur cette face une entaille ou une rainure, la fracture commence à ce niveau.

Biomécanique de la consolidation Depuis les temps les plus reculés, l’homme utilise les facteurs mécaniques de la consolidation en immobilisant les membres fracturés. L’ostéosynthèse apparue au début du XXe siècle perturbe les facteurs biologiques en évacuant l’hématome fracturaire et modifie la mécanique de la consolidation. La connaissance des conditions mécaniques idéales, avec ou sans ostéosynthèse, est donc d’une importance fondamentale. La stabilité et la raideur idéale des ostéosynthèses sont discutées depuis longtemps. Le symposium de la Société française de chirurgie orthopédique et traumatologique (Sofcot) en 1982 fut consacré à cette question. [23] Son titre était : « La fixation d’une fracture doit-elle être rigide ou élastique ? » (I. Kempf, J.-P. Meyrueis, S. Perren). Il aurait été préférable de l’intituler : « La

¶ Élasticité et plasticité L’élasticité est la propriété d’un corps, donc d’un implant, de retrouver sa forme et ses dimensions initiales après sa déformation. La plasticité est l’inverse, c’est-à-dire la propriété d’un corps de conserver une partie ou la totalité de la déformation. Lorsque le chirurgien déforme un implant, par exemple une plaque d’ostéosynthèse pour l’adapter à la forme de l’os, cet implant va passer par trois phases successives, comme nous l’avons vu dans le premier chapitre : – dans un premier temps, pour des contraintes modérées, l’implant a un comportement élastique, c’est-à-dire que lorsque la contrainte cesse il reprend sa forme et ses dimensions initiales ; – dans un deuxième temps, pour des contraintes plus importantes, son comportement devient plastique, c’est-à-dire qu’il reste déformé. La limite entre la zone élastique et la zone plastique est la limite élastique ; – si les contraintes augmentent encore, l’implant entre dans la zone de rupture, c’est-à-dire qu’il casse. 11

Biomécanique de l’os. Application au traitement des fractures

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Appareil locomoteur

Tableau 2. – Différents types de cal d’après Mac Kibbin (1978). Type de consolidation

Vitesse

Comblement d’un espace

Tolérance à l’instabilité

Tolérance à la stabilité absolue

Importance des tissus mous

Cal périosté Cal cortical Cal médullaire

+++ + ++

+++ ++++ lent

+++ ++

++++ +++

++++ -

Un implant modelé en salle d’opération est donc relativement fragilisé. Il est préférable d’utiliser des implants prémoulés ayant subi en usine un temps de recuisson qui leur a redonné leurs propriétés métallurgiques initiales.

¶ Fixation statique et fixation dynamique Il est de bon ton depuis une dizaine d’années de parler de fixation dynamique. Pourtant, la définition de l’ostéosynthèse dynamique reste imprécise. Pour l’AO, une fixation dynamique est celle qui utilise les forces musculaires pour stabiliser le foyer, comme le fait par exemple un hauban. D’autres au contraire utilisent ce terme pour désigner la remise en charge précoce des foyers de fracture transversaux encloués sans verrouillage ou verrouillés d’un seul côté. Tous les auteurs utilisent le terme de dynamisation pour désigner la dérigidification des fixateurs externes en cours de traitement. La recherche d’un consensus sur le sens même des termes utilisés était devenue indispensable. En l’absence de définition internationale précise, l’un des auteurs a donc proposé il y a quelques années [35, 41] de convenir que : – une fixation est statique lorsque sa raideur reste constante du début à la fin du traitement ; – elle est dynamique lorsqu’on fait varier sa raideur dans le temps et de ce fait les contraintes qui passent dans le foyer, pour favoriser la formation du cal ou pour le renforcer : déverrouillage des clous, dynamisation des fixateurs externes. FIXATION STABLE OU FIXATION INSTABLE ÉLASTIQUE

La question fondamentale que doit se poser le chirurgien avant de commencer le traitement d’une fracture est de savoir s’il doit réaliser une fixation stable ou une fixation instable élastique. Il ne viendrait en effet à l’esprit de personne de défendre une fixation instable plastique avec laquelle les contraintes entraîneraient une déformation résiduelle permanente dans le foyer de fracture. Dans une récente conférence d’enseignement, [46] P.-E.Ochsner utilise le terme de « stabilité relative » pour désigner la fixation élastique instable. Nous ne sommes pas favorables à cette appellation, qui remet en question un consensus toujours difficile à obtenir. e

Pendant les trois premiers quarts du XX siècle, la majorité des ostéosynthèses recherchaient la stabilité du foyer de fracture, le plus souvent sans y parvenir. Cette ostéosynthèse stable fut ensuite remise en cause. Pour discuter du bien-fondé de ces attitudes contradictoires, nous devons revenir un moment sur le rôle des facteurs mécaniques dans les mécanismes de la consolidation.

¶ Biomécanique du cal Tableau de Mac Kibbin En 1978, Mac Kibbin [31] a parfaitement mis en évidence le rapport entre la mobilité du foyer de fracture et la formation d’un cal par les différentes couches osseuses. La connaissance de son tableau est indispensable à la compréhension de l’ostéosynthèse (Tableau 2). Après une courte phase de formation du cal primaire, périoste, corticales et médullaire vont participer à la formation du cal de façon très différente. 12

Figure 20

Cal médullaire à 6 semaines. Lorsque le foyer a été stabilisé par le cal périosté ou par ostéosynthèse, le cal médullaire s’infiltre entre les fragments de corticale.

Le périoste forme rapidement un cal volumineux qui ponte le foyer de fracture et l’immobilise progressivement. Ce cal est susceptible de combler de larges pertes de substance. Il nécessite le respect des tissus mous qui entourent l’os. Le cal périosté est stimulé par une mobilité du foyer de fracture. La stabilité de ce foyer empêche au contraire sa formation. La formation de cal par le périoste est par ailleurs limitée dans le temps, ce qui, nous le verrons, a des conséquences dans le concept d’ostéosynthèse dynamique. Le cal externe est le mécanisme de consolidation le mieux connu et le moins controversé. La consolidation des corticales peut se produire « per primam » lorsque le contact entre les fragments est parfait. Ce fut la base de la technique AO. Le plus souvent, il persiste des zones de contact imparfait, et l’ossification se fait non par passage direct des ostéons mais par ossification venue du voisinage (gap healing). Dans les deux cas, le cal cortical exige une stabilité absolue du foyer de fracture. Il est inhibé par la mobilité à son niveau. Le cal venu de la médullaire est de formation assez lente. Il est peu sensible à la mobilité dans le foyer de fracture. Nouvelles études histologiques Il y a quelques années, nous avons repris l’étude de ces cals. [41] Ce travail nous a montré que le rôle du cal médullaire a été jusqu’ici sous-estimé. Ilizarov insistait déjà sur son importance. En site stable, les cellules précurseurs de la moelle forment à 6 semaines un disque biconcave d’os immature qui s’infiltre entre les fragments de corticale (Fig. 20). La pénétration du cal médullaire entre les fragments de corticale pour consolider celle-ci exige une stabilité parfaite du foyer. À 12 semaines, de nouveaux systèmes de Havers se sont formés dans le cal périosté et dans les corticales. Ces systèmes sont orientés dans tous les plans de l’espace suivant les contraintes locales, conformément à la loi de Wolff. Pour plus de détails, nous renvoyons le lecteur intéressé à notre article sur la consolidation osseuse dans le même traité. Le processus naturel de consolidation passe par la formation rapide d’un cal périosté, stimulé par une immobilisation imparfaite. Ce cal stabilise le foyer, qui est ensuite comblé par un cal venu de la médullaire. Le remodelage reconstitue ensuite progressivement les corticales.

Appareil locomoteur

Biomécanique de l’os. Application au traitement des fractures

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¶ Foyer fermé

Ablation

Une ostéosynthèse réalisée à foyer fermé par un fixateur externe, comme le préconise Burny, respecte le périoste et l’hématome fracturaire. Un montage élastique instable est alors justifié pour stimuler le périoste. C’est le cal formé par celui-ci qui va stabiliser le foyer. Les montages réalisés sont l’équivalent d’un plâtre, avec l’avantage d’une mobilisation articulaire précoce, mais les risques septiques non négligeables que font courir les fiches.

Plâtre complémentaire

Raideur du montage

Pendant des millénaires, les fractures fermées se sont consolidées avec une immobilisation précaire. C’est toujours le cas avec un plâtre, une extension continue ou avec la technique de Sarmiento qui réalisent une immobilisation instable.

Une fixation légèrement instable élastique constitue un bon moyen d’immobilisation d’une fracture fermée.

Temps

¶ Foyer ouvert Les choses sont totalement différentes lorsque le foyer de fracture a été ouvert soit par le traumatisme, soit par le chirurgien. Celui-ci doit certes penser à la mécanique de son ostéosynthèse mais aussi à la biologie de la consolidation. Ostéosynthèse à foyer ouvert d’une fracture fermée Elle doit se faire avec un respect maximum des éléments ostéoformateurs : – l’évacuation de l’hématome fracturaire et du pouvoir ostéoinducteur qu’il acquiert en 4 jours perturbe fortement la formation du cal. C’est en effet dans cet hématome que sont libérées dans les premières 48 heures les substances mitogènes puis les facteurs ostéoinducteurs biochimiques tels que la bone morphologic protein (BMP), les transforming growth factors (TGF), etc. Il contient également les cellules précurseurs indifférenciées, en cours de multiplication sous l’influence de ces facteurs. Il est cependant possible de prélever en début d’intervention le caillot fracturaire et de le mettre en attente dans du sérum additionné d’antibiotique. Il est ensuite remis en place autour du foyer avant fermeture ; – l’ouverture du périoste diminue ses propriétés de formation du cal. Il doit donc être ouvert a minima et les extrémités d’une plaque peuvent parfaitement être placées sur un périoste respecté ; – le curetage de la cavité médullaire est un geste à proscrire absolument si la fracture était fermée avant son ouverture chirurgicale. Malgré ces précautions, à foyer ouvert, avec ouverture du périoste, il ne faut plus compter sur le cal périosté pour stabiliser le foyer. Il reste à faire appel au cal cortical per-primam ou au cal cortical venu du cal médullaire. Ces cals nécessitent une stabilité absolue du foyer. Les études expérimentales de Wu et al. de la Mayo Clinic [65] confirment cette notion. Elles ont en effet prouvé, en étudiant la consolidation d’ostéotomies de chiens immobilisés par des fixateurs de raideurs différentes, que la consolidation et le remodelage d’une fracture sont d’autant plus longs que le fixateur est plus flexible. À foyer ouvert, une ostéosynthèse statique doit impérativement être stable.

Figure 21

L’ostéosynthèse par plaque est statique. Sa raideur ne varie pas pendant toute la durée de la consolidation.

médullaire puis cortical. Ces cas difficiles nécessitent un apport ostéogénique qui exige une stabilité du foyer.

¶ Fractures de l’enfant La consolidation d’une fracture de l’enfant se fait très facilement grâce à un cal périosté. La croissance corrige une partie des déformations résiduelles. La fixation instable élastique à foyer fermé est donc chez lui un procédé de choix. La technique de l’enclouage élastique donne des résultats remarquables. Nous sommes en revanche en désaccord avec son appellation de « fixation élastique stable ». La mobilité du foyer est indiscutable et volontaire pour favoriser le cal périosté. La fixation est donc élastique instable suivant le consensus du symposium de 1982. FIXATION STATIQUE ET FIXATION DYNAMIQUE

¶ Fixation statique L’ostéosynthèse par plaques est l’exemple de la fixation statique. La raideur du montage est fixée une fois pour toutes sauf si les vis se mobilisent. Lorsque des signes de mobilisation des vis sont perceptibles, il existe cependant une possibilité d’améliorer la stabilité du foyer : c’est la mise en place d’un plâtre complémentaire comme le recommandait M. Muller. Cette stabilisation supplémentaire imparfaite suffit parfois pour que la consolidation rattrape la détérioration de l’ostéosynthèse et l’évolution vers la pseudarthrose (Fig. 21). L’enclouage verrouillé en haut et en bas est également un montage statique qui ne varie pas dans le temps.

¶ Fixation dynamique À partir du début des années 1980, une série d’études expérimentales a remis en cause le principe d’une fixation statique des fractures, mécaniquement identique d’un bout à l’autre du traitement. Études expérimentales

Fractures largement ouvertes par le traumatisme La stabilisation du foyer ne suffit généralement pas pour obtenir la consolidation. Le périoste gravement endommagé n’a plus que de très faibles possibilités de formation d’un cal périosté. Le parage nécessite un curetage local de la cavité médullaire. Ce parage médullaire élimine une grande partie des cellules ostéoprogénitrices dont la multiplication, sous l’action des facteurs ostéo-inducteurs et des substances mitogènes, aurait assuré la formation d’un cal

En 1981, Wolf et al. [63] observent une augmentation de la résistance d’ostéotomies de rats traitées par mise en charge cyclique. Cette amélioration n’était évidente que de la 4e à la 6e semaine. Elle diminuait à 8 semaines, quand l’os approchait de sa résistance normale. En 1884, Rubin et Lanyon [56] montrent que l’application d’un nombre limité de cycles de charge sur l’os provoque une réponse ostéogénique susceptible de rétablir et de maintenir la masse osseuse. En 1985, Goodship et Kenwright [20] établissent que 13

Biomécanique de l’os. Application au traitement des fractures

Les résultats cliniques d’Ilizarov qui remettait ses patients en charge très précocement, et de de Bastiani qui débloquait axialement son fixateur vers la 5e semaine, confirmaient ces résultats expérimentaux. Applications

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Déverrouillage

l’application quotidienne d’une stimulation mécanique axiale de 360 N (500 cycles à 0,5 Hz) commencée 1 semaine après la fracture et terminée à la 12e semaine accélère la consolidation par formation d’un cal périosté. Ces études prouvaient qu’il est possible d’agir mécaniquement sur la consolidation.

Raideur du montage

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En dehors des fractures comminutives pour lesquelles le maintien de la longueur est primordial, la dynamisation des clous devrait se faire dans l’ordre inverse, c’est-à-dire en reportant à la 6e semaine l’éventuel verrouillage d’appoint ! Le déverrouillage tardif pour renforcer le cal avant l’ablation totale du matériel conserve son intérêt pour renforcer un cal déjà existant. – Dynamisation des fixateurs externes La fixation externe est le moyen d’ostéosynthèse idéal pour la fixation dynamique. Dès le début des années 1980, nous avons été nombreux à préconiser et à utiliser la diminution progressive de la raideur des montages en fin de traitement, pour renforcer le cal et limiter le risque de fracture itérative. Ce n’est que plus tard, au milieu des années 1990, que les expériences de Kenwright ont attiré l’attention sur l’intérêt d’une fixation initiale légèrement instable de façon intermittente. En 1991, Kenwright et al. [24] ont publié les premiers résultats de mobilisation intermittente précoce destinée à stimuler le cal périosté : – dans une première série, des mouvements axiaux de 1 mm ont été appliqués pendant 20 minutes chaque jour, en commençant avant le 7e jour ; – dans la deuxième série, le fixateur était bloqué en position de neutralisation. Globalement, les auteurs ont considéré que la mobilisation axiale précoce améliorait de 20 % les délais de consolidation. Dans une deuxième publication de 1995, [54] les mêmes auteurs se sont contentés d’une remise en charge précoce avec un fixateur Orthofix bloqué en position de neutralisation. La mobilité ainsi obtenue dans le foyer variait de 0,2 à 0,9 mm, mais cette mobilité n’était pas purement axiale. Les conclusions de cette nouvelle étude sont beaucoup plus prudentes, et se résument à préciser que de 14

A

6

Ablation

Renforcement du cal

Stimulation cal périosté

B

Déverrouillage

Temps

Verrouillage

Les résultats de cette technique de dynamisation ont été décevants pour ceux qui cherchaient à obtenir la consolidation. Cette déception était prévisible. La technique préconisait en effet une fixation stable au début, devenant ensuite instable pour favoriser la formation du cal (Fig. 22). Nous savons maintenant qu’il faudrait faire l’inverse, c’est-à-dire une fixation légèrement instable au début pour stimuler le cal périosté, suivie vers la 6e semaine quand les possibilités de ce cal sont épuisées, d’une stabilisation pour favoriser la minéralisation du cal périosté ainsi que la formation du cal cortical et éventuellement médullaire.

Renforcement du cal

Raideur du montage

L’école de Strasbourg a préconisé pendant des années la dynamisation de l’enclouage verrouillé par ablation des vis de verrouillage d’un côté du foyer vers le 3e mois, lorsque le cal tarde à se développer. Pratiqué trop précocement, ce déverrouillage risque d’entraîner un tassement du foyer. Réalisé en revanche lorsque le foyer est suffisamment englué, il n’entraîne pas de mobilité anormale mais une augmentation des contraintes dans l’os, favorable au renforcement du cal suivant la loi de Wolff. La majorité des auteurs réservent maintenant le déverrouillage aux évolutions défavorables.

Ablation

– Dynamisation de l’enclouage

Temps (semaines)

Figure 22

Dynamisation de l’enclouage. A. Au cours de la dynamisation classique, la raideur du montage est immédiatement à son maximum. Le déverrouillage vers le deuxième mois ou plus tard ne peut plus stimuler le cal périosté. Il ne peut donc pas favoriser la formation du cal. Il peut en revanche renforcer le cal si celui-ci existait déjà. B. Le nouveau concept propose un enclouage initial non verrouillé pour stimuler le cal périosté par une légère instabilité, suivi d’un verrouillage vers la sixième semaine pour stabiliser le foyer, et éventuellement d’un déverrouillage tardif pour renforcer le cal. Ce concept ne peut s’appliquer que si le rétablissement de la longueur n’impose pas un verrouillage immédiat.

nouveaux travaux sont souhaitables pour évaluer l’importance, la fréquence et la direction des mouvements susceptibles d’influencer la consolidation. Ils ont pu constater, en effet, que la mobilisation systématique prolongée d’une fracture complexe aboutit le plus souvent à des impasses de la consolidation après épuisement du cal périosté. Les travaux de Noordeen et al. [45] montrèrent la même année que la poursuite de micromouvements dans le foyer au-delà de quelques semaines provoque la formation d’une pseudarthrose. Comment pouvons-nous envisager les choses à la lumière de ces expériences ? Après 5 à 6 semaines, la mobilisation modérée du foyer par remise en charge intermittente précoce n’est plus susceptible de stimuler le cal périosté, dont les possibilités de formation s’épuisent avec le temps. Elle risque en revanche de détruire une stabilisation précaire qui allait permettre la pénétration d’os immature entre les extrémités osseuses. La logique est donc en faveur d’un arrêt de la mobilisation du foyer à ce stade, avec au contraire stabilisation permanente pendant les semaines de maturation du cal. Suivis par un certain nombre de confrères, nous avons proposé en 1996 [41] de commencer le traitement par une fixation élastique permettant la stimulation du cal périosté. À la 6e semaine, lorsque les possibilités de formation de ce cal sont épuisées, le foyer est stabilisé pour favoriser les cals médullaire et éventuellement cortical (Fig. 23).

Biomécanique de l’os. Application au traitement des fractures

Rigidité du fixateur

Appareil locomoteur

Figure 23

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Fixation externe dynamique.

(Stade 3) Greffe osseuse précoce après cicatrisation parties molles

Stabilisation par déblocage axial (fractures simples) ou rigidification du montage (fractures complexes)

B Dérigidification progressive multidirectionnelle

Lambeaux musculaires (avant 72 h)

Comblement des espaces interfragmentaires par le cal médullaire

A Stimulation cal périosté

Renforcement du cal

Mobilité interfragmentaire = 1 mm

6

Comment obtenir cette stabilisation ? Le déblocage axial du fixateur peut dans certains cas être utilisé pour améliorer la stabilité. En effet dans l’immense majorité des cas, ce déblocage axial n’entraîne paradoxalement pas d’augmentation de la mobilité dans le foyer. La suppression de l’effet ressort des fiches provoque un léger tassement de celui-ci et de ce fait une amélioration de la stabilité [1]. Le plus souvent, la stabilisation est obtenue en raidissant le montage. Lorsque celui-ci comporte plusieurs appareils, ils sont en général mis en place lors de la première intervention mais certaines parties sont enlevées jusqu’à la phase de stabilisation. La reprise de l’appui a par elle-même un effet positif sur la formation osseuse. Les expérimentations de Meadows et al. [34] ne laissent persister aucun doute à ce sujet. Mais la remise en charge même limitée à 75 %, des foyers instables n’est pas envisageable avant le 50e jour au plus tôt.

Temps (semaines)

qu’une partie des contraintes, il est préférable d’adopter une dérigidification du montage dans toutes les directions, comme le suggère l’étude histologique des canaux de Havers en évolution dans le cal. À quelques jours d’intervalle, tout en poursuivant un appui total, les différentes pièces du fixateur sont progressivement enlevées ou remplacées (Fig. 24). Une guêtre de protection est ensuite appliquée systématiquement pendant quelques semaines. Kenwright(in [18]) suit la même évolution, et insiste sur l’absolue nécessité d’une stabilisation totale du foyer de fracture après la phase de stimulation initiale du cal périosté par des micromouvements. La dynamisation de la fixation externe est à l’heure actuelle très largement utilisée dans le monde. Son efficacité est plus discutée sur la formation du cal que sur la prévention des fractures itératives.

Quand enlever le fixateur ? La résistance du cal croît avec le temps, mais de façon assez brutale. Le foyer mobile se fige en quelques jours. Les radiographies apprécient la quantité de cal mais pas ses qualités mécaniques. Différents procédés ont été testés41 pour évaluer la raideur du foyer. Nous citons celui publié en 1994 par Richardson et al. [53] Ils évaluent la raideur du foyer : – soit directement en appliquant un goniomètre flexible de part et d’autre de la fracture ou sur les fiches après ablation de l’appareil ; – soit indirectement par des jauges de contrainte placées sur le fixateur en place. L’ordinateur calcule la raideur de la fracture en N/m/degré. À l’issue de cette étude, les auteurs ont adopté la rigidité de 15 N/m/degré comme limite au-delà de laquelle le fixateur peut être enlevé sans risque de fracture itérative. Le temps nécessaire pour atteindre cette rigidité a été en moyenne de 13 semaines pour les fractures stimulées par micromouvements, et de 18 semaines pour les fractures immobilisées statiquement. Le fixateur peut être enlevé en une seule fois lorsque le cal a atteint une rigidité suffisante. Il existe un risque certain de fracture itérative. Pour éviter cette complication, nous préconisons depuis 1980 [23] la dérigidification progressive des montages pour renforcer le cal encore fragile par un passage progressivement croissant des contraintes, conformément à la loi de Wolff. Plutôt que de se contenter d’une dérigidification axiale qui ne rétablit dans l’os

Applications au traitement des fractures TRAITEMENT ORTHOPÉDIQUE

Depuis les débuts de l’humanité, les fractures ont été traitées par immobilisation orthopédique, c’est-à-dire par des attelles, puis plus récemment par des plâtres ou par extension continue. L’immobilisation ainsi réalisée est tout à fait relative, ce qui n’empêche pas ces fractures de consolider en général sans problème. Comme nous l’avons vu, la formation du cal périosté est favorisée par l’instabilité modérée du foyer. Au bout d’environ 6 semaines, ce cal cesse d’évoluer mais il a immobilisé complètement le foyer et la consolidation corticale par pénétration du cal venu de la médullaire peut s’effectuer. Compte tenu de ces remarquables résultats sur la consolidation, il pourrait paraître logique de s’en tenir à ce mode de traitement. Les choses ne sont pas aussi simples et le traitement chirurgical s’impose dans un grand nombre de cas. Le traitement orthopédique nécessite en effet une immobilisation prolongée des muscles et des articulations qui entraîne une amyotrophie et un risque notable de raideur articulaire. Par ailleurs, les fractures épiphysaires et articulaires sont difficiles ou impossibles à réduire parfaitement et à contenir par un traitement orthopédique après réduction. 15

Biomécanique de l’os. Application au traitement des fractures

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M

h

d

Figure 25

F

Raideur en flexion d’un système os-implant. h = d·M2·F / EI.

I= Le 3 12

I= D 4 -d 4 64

e d

L

D

Figure 26

La raideur de l’implant dépend de ses dimensions.

Raideur de l’implant – Évaluation La raideur en flexion d’une plaque peut être évaluée [39] par la flèche « h » que présente un système os-implant sous l’action d’un moment fléchissant donné. Soit M la longueur du bras de levier, F la force appliquée, d la largeur du foyer de fracture comminutif et I le moment d’inertie de l’implant. Une formule suffisamment approchée donne pour la flèche : h = (d M2 F) / EI (Fig. 25). Pour une fracture comminutive et une force donnée appliquée de façon identique, la flèche est d’autant plus faible et la raideur d’autant plus grande que EI est élevé. – Facteurs La raideur d’une plaque dépend de ses dimensions et du matériau utilisé. Dimensions Le moment d’inertie I dépend en effet des dimensions de l’implant. Pour une plaque, si L est sa largeur et e son épaisseur : I = Le3 / 12

Figure 24 Dérigidification multidirectionnelle pour renforcer progressivement un cal déjà existant. L’avantage du traitement chirurgical est de permettre : – une réduction le plus souvent exacte qui limite le risque d’arthrose secondaire par déformation articulaire ou par désaxation ; – une fixation autorisant une mobilisation rapide qui évite amyotrophie et raideur articulaire. OSTÉOSYNTHÈSE PAR PLAQUE

La mise en place d’une plaque d’ostéosynthèse se faisant obligatoirement à foyer ouvert, il est indispensable d’obtenir la stabilité du foyer de fracture.

¶ Stabilité du foyer Comment obtenir cette stabilité ? En augmentant la raideur de l’implant et celle du montage. 16

Comme on peut le constater, l’épaisseur d’une plaque constitue le facteur fondamental de sa raideur puisqu’elle intervient par son cube. Doubler l’épaisseur d’une plaque a pour effet de multiplier par 8 sa rigidité. La mobilité dans le foyer de fracture est diminuée d’autant. Il aurait fallu multiplier la largeur par 8 pour obtenir le même résultat (Fig. 26). Les statistiques cliniques confirment ces notions mécaniques. Les plaques d’ostéosynthèse destinées au fémur présentent de grandes différences de raideur. Les plaques AO sont beaucoup moins raides que les plaques de Judet et que les plaques Maconor 2 qui s’en sont inspirées sur le plan mécanique. Après ostéosynthèse immédiate, Taillard [ 6 0 ] a observé 20 % de pseudarthroses avec les plaques AO. Ce taux était de 16 % pour Piganiol. [48] À la même époque, Lignac et l’équipe de R. Judet à Garches [29] ne constataient que 8,5 % de non-consolidations, soit deux fois moins. Matériau utilisé E représente en effet le module d’élasticité ou module de Young du matériau qui constitue l’implant. Le E d’un alliage cobalt-chrome est d’environ 22 000 kgf/mm 2 (220 000 MPa). Le E de l’acier inoxydable est à peu près de 20 000 kgf/mm2 (200 000 MPa). Le E des alliages de titane est approximativement de 11 000 kgf/mm2 (110 000 MPa). Le E du carbone-carbone est au voisinage de 4 000 kgf/mm2 (40 000 MPa). Le E de l’os cortical enfin, est en

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Figure 27

Biomécanique de l’os. Application au traitement des fractures

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Les deux types de contraintes au niveau des vis.

moyenne de 2 000 kgf/mm2 (20 000 MPa). Ces notions un peu rébarbatives ont des conséquences pratiques. Pour une fracture comminutive, à dimensions égales, une plaque titane laisse persister dans le foyer de fracture une mobilité double de celle obtenue avec une plaque en acier ou en alliage cobalt-chrome. Les plaques en carbone, non malléables, n’ont jamais dépassé le stade expérimental. Avec elles, dans les mêmes conditions, la mobilité résiduelle aurait été multipliée par 5. L’utilisation de ces implants risque donc d’entraîner une instabilité inacceptable dans le foyer. Ayant toujours en tête qu’à foyer ouvert une ostéosynthèse doit impérativement être stable, les utilisateurs de plaques en titane doivent se souvenir que celle-ci doit avoir une épaisseur supérieure de 25 % à la plaque correspondante en acier, afin d’obtenir une stabilité équivalente du foyer. À une certaine période, il était courant d’entendre réclamer des implants à module d’élasticité égal à celui de l’os. Avec une plaque ou un clou de ce type, la mobilité d’un foyer comminutif serait 10 fois plus importante qu’avec le même implant en acier. L’instabilité serait énorme et la pseudarthrose assurée. Ce n’est que dans les fractures simples que l’on peut, après vissage du foyer, envisager avec prudence des implants dont le module d’élasticité est inférieur à celui de l’acier ou des implants d’une épaisseur plus faible. Raideur du montage Elle dépend de la raideur de la plaque mais aussi de la qualité et des performances de la fixation de celle-ci à l’os, c’est-à-dire des vis et des contacts os-plaque et os-vis. – Vis Le nombre de vis indispensables pour fixer une plaque à l’os dépend de la taille et du poids du sujet mais surtout de la localisation. On considère qu’il faut en moyenne prendre sept corticales de chaque côté du foyer pour le fémur et le tibia, six pour l’humérus et cinq pour les deux os de l’avant-bras. Pour que l’ostéosynthèse reste stable pendant le temps de la consolidation, il faut que ces vis restent efficaces. Or, sous l’effet des contraintes qu’elles subissent, ces vis peuvent se rompre, se dévisser ou s’arracher par destruction du filet osseux. Si cela se produit, l’ostéosynthèse devient instable et la consolidation ne se fait pas. Les contraintes supportées par les vis doivent donc être analysées. L’étude que nous avons consacrée à cette question en 1979 [38] à la suite de la thèse d’un des auteurs (Cazenave), nous a montré qu’elles sont de deux types (Fig. 27) : – des contraintes de cisaillement qui tendent à rompre la vis au niveau de la jonction plaque-os ; – des contraintes longitudinales ou de traction-compression qui tendent à l’arracher. Que ces contraintes soient d’un type ou de l’autre elles ont trois origines (Fig. 28) : – le vissage. Il provoque des contraintes longitudinales dans l’os au cours du serrage. Ces contraintes visibles en photoélasticimétrie ont

Figure 28

Origine des contraintes supportées par les vis. 1. Contraintes dues aux mouvements ; 2.contraintes de vissage ; 3. effet ressort.

été bien étudiées par Blaimont et al. [8] Ils ont montré qu’un serrage excessif des vis entraîne des modifications de structure à type d’écrasement osseux ou de fissures, pouvant aboutir à une destruction de leur ancrage. L’os qui est beaucoup plus élastique que la vis va se comprimer au cours du vissage comme un ressort. Ce ressort exerce ensuite une contrainte permanente sur le filet de la vis, tendant à chasser celle-ci vers le bas et à plaquer sa tête contre la plaque. Cette dernière exerce une force de rappel dirigée en sens inverse. La plus grande partie des contraintes dues au vissage s’épuisent en frottement entre la tête de vis et la plaque. Si un serrage excessif entraîne une nécrose de la zone d’appui du filet osseux, le ressort se détend, les contraintes de vissage sont annulées et le blocage de la vis est supprimé. Celle-ci va se dévisser. Ce sont les contraintes de vissage qui assurent le blocage de la vis ; – les mouvements du membre. Ils provoquent soit des contraintes de cisaillement, soit des contraintes longitudinales de tractioncompression. Ces dernières s’ajoutent algébriquement à celles du vissage : – si les contraintes dans l’os, au contact de la vis, se font dans le même sens que les contraintes de vissage, elles augmentent cellesci. La pression du filet osseux sur le filet de la vis peut devenir considérable et entraîner une nécrose ou un écrasement osseux. La vis peut alors s’arracher sans être dévissée ; – si les contraintes dans l’os se font en sens inverse, elle diminuent les contraintes de vissage et peuvent les annuler. La vis est alors débloquée. La poursuite des mouvements va entraîner un effet de matage, c’est-à-dire de petits mouvements verticaux qui écrasent l’os. Ces mouvements sont automatiquement transformés en rotation dans le sens du dévissage. La vis se dévisse et devient inefficace. C’est alors sa voisine qui supporte les contraintes et va subir le même sort, à moins qu’un plâtre ou la consolidation arrêtent le processus ; – la mise en compression du foyer. Elle produit des contraintes de cisaillement élevées et transforme une grande partie des dangereuses contraintes de traction-compression en contraintes de cisaillement supplémentaires. Nous allons voir que ces contraintes peuvent être divisées par 3 en créant des aspérités sous la plaque. Les mesures et la photoélasticimétrie (Fig. 29) nous ont montré [67] que les vis les plus sollicitées sont celles qui sont proches du foyer. Il existe à ce niveau deux couples de forces intenses surtout lorsque le foyer est large. Lorsque celui-ci est simplement impacté, les contraintes de traction sont partiellement transformées en contraintes de cisaillement. Les vis des extrémités de la plaque sont également sollicitées en raison de la brutale discontinuité élastique entre l’os sain et l’os rigidifié par l’implant. L’amincissement des extrémités de la plaque, c’est-à-dire la création d’une plaque à flexibilité variable, suivant le dessin que nous avions proposé en 17

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Biomécanique de l’os. Application au traitement des fractures

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Figure 31 Plaques adhérentes. A, B. Principe des plaques adhérentes. Plaque normale (A). Les tractions sur la plaque cisaillent les vis et les mobilisent. Plaque rugueuse (B). Les vis appuient la plaque contre l’os. Le cisaillement est très fortement diminué. C, D. Néovascularisation et os néoformé entre les aspérités. Zone mal vascularisée sous les plaques classiques (C). Formation de nouveaux vaisseaux et d’os nouveau entre les aspérités (D).

Figure 29 Contraintes sur les deux vis situées de part et d’autre d’un foyer large. Étude en photoélasticimétrie. Le fragment du haut est poussé en flexion vers l’arrière (vers la pointe des vis). Les contraintes sont visibles sous la forme de franges colorées rouges, oranges et vertes. Plus ces franges sont nombreuses, plus les contraintes sont élevées. Dans ce cas, les contraintes sont localisées (en forme d’oreilles) sur les vis situées de part et d’autre du foyer. Les vis suivantes ne subissent que des contraintes minimes. Les plaques à flexibilité variable n’ont malheureusement pas pu être commercialisées en raison de leur prix de revient. Le dévissage des vis de fixation de la plaque sous l’influence des contraintes est donc la cause principale d’échec. – Contact os-plaque

Figure 30 Contraintes en bout de plaque. La brutale rupture d’élasticité en bout de plaque est atténuée par l’amincissement de l’extrémité de la plaque et par la mise en place d’une vis courte. Cette association minimise le risque de fracture à ce niveau en cas de chute. Les contraintes sont matérialisées par les multiples franges colorées qui se concentrent autour de la vis courte et à la partie supérieure des deux vis voisines. 1978, [37] diminue les contraintes de traction et leurs variations dans les vis des extrémités. Cette amélioration est si possible complétée par la mise en place d’une vis courte en bout de plaque (Fig. 30). Une étude théorique des contraintes de traction-compression supportées par les vis de fixation d’une plaque [3, 37] nous a montré qu’il existe deux groupes de couples de force : – le premier, d’intensité moyenne, concerne les vis des extrémités des plaques classiques, que l’os soit fracturé ou consolidé. Il disparaît dans les plaques à flexibilité variable ; – le deuxième groupe de couples, très intenses, est situé lorsque le foyer de fracture est large, sur les vis proches du foyer de fracture. Il est indépendant de la forme de la plaque et disparaît lorsque l’os est consolidé. 18

En recherchant un moyen de minimiser les risques de dévissage, c’est-à-dire en fait les contraintes de cisaillement, nous avons abouti en 1977 au principe des plaques adhérentes. [36] C’est un procédé simple pour diminuer ces contraintes supportées par les vis. Il suffit pour cela de créer des aspérités sur la face de la plaque qui est en contact avec l’os. Le coefficient de frottement entre une plaque banale et l’os est faible. Sous l’action des mouvements du membre, la plaque a tendance à glisser et à cisailler les vis. Une plaque dont la face osseuse est rugueuse a en revanche un coefficient de frottement avec l’os très élevé (Fig. 31). Les vis servent alors surtout à appliquer la plaque contre l’os. Les mouvements transmis à la plaque par un fragment osseux sont transmis à l’autre fragment, non seulement par les vis mais aussi par la totalité de la plaque. Une étude expérimentale par photoélasticimétrie nous a confirmé que les contraintes de cisaillement supportées par les vis sont divisées en moyenne par 3, ce qui diminue le risque de mobilisation des vis. L’expérimentation animale réalisée par Comtet, Moyen et al. [14] puis la pratique clinique ont montré que ce principe, né d’un concept mécanique, était plus intéressant encore sur le plan biologique. Les aspérités évitent en effet la dévascularisation qui survient sous les plaques classiques. Elles entraînent par ailleurs la formation, entre les pointes ou les saillies, d’un os nouveau hypervascularisé. Ce concept a été à la base des implants Maconor 2 et Epiunion, et fut ensuite repris par les Suisses sous le terme de plaques à contact limité (LC). – Contact plaque/vis Plus récemment, P. Surer a mis au point un excellent principe de blocage des têtes de vis dans la plaque, évitant ainsi définitivement tout risque de dévissage des vis. C’est le système Surfixt. Cette

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Figure 33

Étude photoélasticimétrique de la compression. La compression est asymétrique. Les contraintes sont très élevées au niveau du foyer sous la plaque et nulles du côté opposé. Ce phénomène peut être diminué en courbant la plaque. La vis du tendeur subit d’énormes contraintes.

Figure 34 Trou sans vis au niveau du foyer. Les contraintes se concentrent à son niveau. Le risque de rupture rapide de la plaque est élevé. Figure 32

Fragilité des plaques à trous décalés. Lors de l’inclinaison latérale d’un foyer large, les contraintes se localisent dans la plaque au niveau du foyer, mais surtout dans la petite portion de plaque qui sépare les trous du bord de la plaque. Il y a là une concentration excessive de contraintes qui favorise la corrosion, les fissures et la rupture de l’implant. Cette disposition des trous est à éviter.

technique, qu’il serait idéal de coupler avec des aspérités sous l’implant pour les raisons vasculaires que nous venons d’indiquer, assure le maintien de la stabilité initialement choisie pour le montage. Il existe déjà de nombreuses variantes de ce principe de blocage.

¶ Propriétés mécaniques de la plaque en fonction de sa

forme En réalisant des copies en araldite des différentes plaques et en les étudiant en photoélasticimétrie, il est possible de déterminer les contraintes qu’elles subissent dans différentes circonstances. C’est ce qu’a fait dans sa thèse en 1976 un membre de notre équipe, R. Zimmermann. [67] Il a ainsi pu montrer : – la fragilisation des plaques à trous décalés par la concentration de contraintes que provoque le décalage latéral des trous lors de certains mouvements (Fig. 32). La distribution des trous dans l’axe de la plaque est mécaniquement meilleure ; – la nécessité d’une courbure transversale de la plaque adaptée à la convexité de l’os. Ce point est particulièrement sensible au niveau du fémur, dont la diaphyse est très convexe. Une plaque plane posée sur elle ne s’appuie que sur une ligne axiale et s’avère facilement instable en rotation. Cette expérience illustre par ailleurs des notions connues : – le déchargement des contraintes sur l’implant que produit l’adjonction d’une deuxième plaque ; – le caractère asymétrique de la compression [22] qui provoque de très fortes contraintes dans l’os sous l’implant. La vis du tendeur de plaque subit d’énormes contraintes qui la fragilisent. Il est préférable de la jeter après usage (Fig. 33) ; – la concentration des contraintes dans les vis proches du foyer et dans la partie centrale de la plaque lorsque le foyer est large (Fig. 29) ;

– le danger que représente un trou sans vis au niveau d’un foyer large. Les contraintes convergent à son niveau, provoquant rapidement de la corrosion sous tension, des fissures et la rupture de l’implant (Fig. 34).

¶ Plaques posées à foyer semi-fermé Les longues plaques de pontage des foyers comminutifs, recommandées par R. Judet et reprises récemment avec des améliorations par l’AO, ne stabilisent pas parfaitement le foyer, en raison de la longue portion sans vis. Elles donnent toutefois de bons résultats, car elles sont posées en respectant les muscles et une grande partie du périoste dans la partie comminutive. Ces conditions se rapprochent du foyer fermé. Dans ce cas la fixation élastique légèrement instable qu’elles réalisent est favorable. La réduction nécessite un distracteur ou l’utilisation d’une table orthopédique. Parfaitement justifiée dans les fractures comminutives, cette technique peut être discutée dans les fractures simples. La réduction est assez souvent imparfaite, et un certain nombre de résultats qui sont présentés comme des cas-modèles sont incontestablement des cals légèrement vicieux qui ont probablement un retentissement à long terme. 19

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F

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L

A

d D

O

A X

F

X = DxA F = 13

Y

F

D 2

PL3 EI

I ~ 0,05d4 P

B A Y = DxA 2 5 cm

Figure 35

Avantage de la position du clou. Par sa position au niveau de l’axe neutre, le clou divise par deux la possibilité de mouvement angulaire.

2 cm x1

OSTÉOSYNTHÈSE PAR CLOU

L’observation du clou de charpentier a permis à Kuntscher d’élaborer le principe de l’enclavement solide intramédullaire par l’emploi de clous spéciaux à rainures en forme de feuille de trèfle, et élastiques dans le sens du diamètre.

x4

1 cm x7

C

On sait depuis longtemps qu’en fait l’appui se fait en trois ou quatre points seulement, malgré l’alésage. Par sa situation sur la ligne neutre, le clou ne permet que deux fois moins de mouvements angulaires du foyer qu’un implant identique qui serait vissé à la surface de l’os comme une plaque (Fig. 35). Comme pour les plaques, on obtient la stabilité du foyer en augmentant la raideur de l’implant et celle du montage.

A

¶ Raideur du clou La raideur du clou varie dans des proportions considérables suivant la présence ou l’absence d’une fente. Les expérimentations montrent que la rigidité en torsion est 20 fois plus élevée lorsque le clou n’est pas fendu, alors que la rigidité en flexion est comparable. Pour un clou, si D est le diamètre extérieur et d le diamètre intérieur :

B

I = (D4 - d4) / 64. Le clou est d’autant plus raide que le diamètre extérieur est plus grand et le diamètre intérieur plus petit. Cette formule n’est valable que pour un clou non fendu. C

¶ Raideur du montage La raideur d’un clou n’est à prendre en compte que s’il est parfaitement fixé aux fragments osseux. Deux techniques sont susceptibles d’améliorer cette fixation du clou à l’os : l’alésage et le verrouillage. Sans alésage et sans verrouillage, un clou d’alignement ne stabilise pas la fracture en rotation. La série multicentrique de Benoit et al. [4] rapportait 29 % de pseudarthroses avec cette technique, réalisée à foyer ouvert, au niveau du fémur. Avec alésage et toujours à foyer ouvert, le pourcentage d’échec tombait à 5,5 %. Sans méconnaître le rôle biologique des débris osseux produits par l’alésage, il est certain que celui-ci agit essentiellement en stabilisant une grande partie des fractures diaphysaires. La nécessité de stabilisation d’un foyer ouvert ne se discute donc pas. La technique de l’enclouage verrouillé a encore amélioré la stabilisation et de ce fait les résultats. La série de Wiss et Stetson à Los Angeles publiée en 1995 [62] rapportait 2 % de pseudarthroses dans l’enclouage du tibia à foyer fermé avec alésage et verrouillage. Ce pourcentage passait à 15 % si la fracture était ouverte mais pour des raisons non mécaniques. Le verrouillage stabilise le foyer, une importante partie des contraintes passant grâce à lui dans le clou et 20

Figure 36

Biomécanique de la fixation externe unilatérale. Le diamètre de la fiche joue un rôle primordial, ainsi que la distance os-fixateur qui intervient par son cube. En partant de la rigidité-témoin d’un fixateur placé à 5 cm de l’os, on multiplie cette rigidité par 4 en l’approchant à 2 cm et par 7 en le mettant à 1 cm. Les fiches doivent être espacées au maximum sur chaque fragment. Pour trois fiches (A, B, C) de la figure C, la meilleure disposition est celle qui est représentée en C

dans les vis de verrouillage. En compensation, clou et vis sont exposés aux ruptures en fatigue car les contraintes qu’ils supportent sont supérieures à la limite de fatigue de l’alliage dans lequel ils ont été réalisés. Ces complications sont surtout fréquentes lorsqu’il s’agit de clous pleins, de petit calibre, verrouillés, mis en place sans alésage. Toutes les contraintes passent alors dans le clou et dans les vis de verrouillage. Dans ce cas, suivant les séries, les vis de verrouillage se sont rompues dans un pourcentage de cas variant de 9 % avec les clous de Russel-Taylor à 41 % avec les clous AO. [21] De 2 % à 5 % des clous se sont rompus. Ces complications mécaniques ont nécessité une reprise une fois sur deux.

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OSTÉOSYNTHÈSE PAR FIXATEUR EXTERNE

Les indications de la fixation externe concernant essentiellement les fractures ouvertes, le chirurgien doit chercher à obtenir la stabilité du foyer.

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20 dernières années [40]. Nous ne pouvons pas les reprendre ici, et nous renvoyons le lecteur intéressé au volume n °58 des cahiers d’enseignement de la Sofcot « Fixation externe du squelette » [41].

Conclusion

¶ Fixateur simple, unilatéral En 1980, nous avons entrepris de chiffrer expérimentalement l’influence mécanique des différents paramètres de la fixation externe, tels que le diamètre des fiches, leur écartement, leur position par rapport à la peau … [41]. Les résultats de ce travail ont été repris, confirmés par d’autres publications et sont devenus « classiques ». Le lecteur intéressé les retrouvera en détail dans l’article de LortatJacob. [30] Résumons-les en disant que, pour stabiliser le foyer, il faut choisir des fiches de gros diamètre, écartées au maximum. L’appareil doit être placé le plus près possible de la peau. La stabilité augmente de quatre fois en passant de 5 cm à 2 cm de la surface osseuse, et de sept fois en passant de 5 cm à 1 cm (Fig. 36).

¶ Montages associant plusieurs fixateurs Dans une fracture transversale simple, la majorité des contraintes passent dans l’os grâce au contact des corticales. Les contraintes sur les fiches peuvent être réduites de 97 %. Un montage simple est alors suffisant pour obtenir l’indispensable stabilité. Le fixateur sert essentiellement à protéger le foyer réduit des contraintes extérieures. Dans une fracture comminutive avec perte de substance osseuse, en revanche, toutes les contraintes passent dans le fixateur. S’il est impossible d’obtenir une stabilité absolue, il faut chercher par tous les moyens à limiter l’instabilité en augmentant au maximum la rigidité du montage [43]. De nombreuses études mécaniques comparatives entre les fixateurs et entre les montages de fixateurs ont été publiées au cours des

L’os est un matériau composite vivant hétérogène, anisotrope et viscoélastique beaucoup plus complexe que les matériaux sur lesquels les ingénieurs travaillent habituellement. Compte tenu de ses propriétés mécaniques et de la biomécanique de la consolidation, on peut retenir quelques règles fondamentales : une ostéosynthèse est statique lorsque sa raideur ne varie pas pendant toute la période de consolidation. On peut au contraire modifier volontairement cette raideur au cours du traitement. C’est le nouveau concept de fixation dynamique ; à foyer fermé (traitement orthopédique ou ostéosynthèse), la fixation d’une fracture peut laisser persister une très légère instabilité du foyer pour stimuler le cal périosté. La formation de ce cal stabilise le foyer, ce qui permet à la consolidation de se compléter ; à foyer ouvert, au contraire, une ostéosynthèse par plaque qui est obligatoirement statique doit être stable. Le concept de fixation dynamique peut être appliqué lors des ostéosynthèses par clou ou par fixateur externe. La raideur de ces ostéosynthèses peut en effet être modifiée dans le temps pour favoriser la formation du cal ou pour le renforcer. Favoriser la formation du cal nécessite une fixation légèrement instable pendant 5 à 6 semaines, suivie d’un retour à une stabilité totale. Renforcer le cal exige une dérigidification progressive du moyen de fixation, afin que le cal soit soumis à une augmentation progressive des contraintes pour minimiser le risque de fracture itérative. Ces notions sont le résultat d’observations cliniques. Les mécanismes cellulaires et moléculaires de l’action de ces facteurs mécaniques sont encore inconnus. On évoque d’éventuels mécanorécepteurs de la membrane cellulaire. Les facteurs mécaniques agissent probablement en produisant un signal électrique qui entraîne la production de facteurs ostéo-inducteurs.

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