Brevet FR2485366A1 — publié le 19811231

La présente invention concerne en général le domaine des prothèses et, plus particulièrement, une tige perfectionnée faisant partie d'une prothèse d'ar- ticulation conformée pour résister à un déplacement au sein du canal médullaire de l'os au voisinage d'une articulation malade ou endommagée du squelette humain, particulièrement pendant le stade initial de la réhabi- tation osseuse au cours d'une réhabilitation ou restau- ration post-opératoire. Au cours des récentes années, des disposi- tifs de prothèse ont été mis au point et ils sont maintenant largement utilisés pour la fixation, comme armatures de renforcement ou pour remplacer divers membres et articulations du squelette humain. De nom- breuses prothèses modernes d'articulation, notamment celles destinées à remplacer les articulations de la hanche, des doigts, du poignet, du coude et diverses autres articulations, sont conformées en vue de leur insertion dans le canal médullaire de l'os adjacent afin de maintenir en place la prothèse. L'utilisation d'un ciment synthétique pour os constitue un procédé large- ment utilisé pour maintenir de telles prothèses en position au sein du canal médullairemais il a été récemment découvert que des problèmes soulevés par l'application de cette technique comprennent un remplis- sage incomplet de la cavité de l'os, la toxicité du ciment et une nécrose possible de la couche adjacente d'os spongieux ou cortical. Bien que le ciment pour os soit relativement facile à utiliser dans les opérations chirurgicales, les problèmes précités ont suscité le développement d'autres moyens de fixation des prothèses au sein du canal médullaire de l'os au voisinage de l'articulation malade ou endommagée. Comme on le sait bien, une réhabitation osseuse, par croissance de tissusosseux et conjonctifs, peut être admise par des prothèses formées par des matières ayant en surface des pores d'au moins 45 microns. Des études cliniques ont confirmé que la réhabitation osseuse non seulement évite les problèmes rencontrés avec le ciment pour os, mais permet même une meilleure stabilité de la prothèse au cours d'une période prolongée et peut aboutir à mieux distribuer les contraintes entre la prothèse et l'os adjacent. Divers brevets antérieurs, notamment les brevets des Etats-Unis d'Amérique n0 3 707 006 et n0 3 938 198, ont admis l'avantage de la fixation de la prothèse au sein du canal médullaiie par une réhabitation osseuse plutôt que par du ciment pour os. Comme étudié dans ces brevets précités, plusieurs matières ont été utilisées pour promouvoir une réhabitation de l'os et des tissus, notamment une matière céramique poreuse revêtue de car- bone pyrolytique, des alliages de titane, de cobalt-chrome et d'acier inoxydable traités en surface et diverses surcouches fibreuses comme de la polysulfone, de la fibre de graphite revêtue de "Téflon" et du tissu de téréphta- late de polyéthylène. Une limitation majeure à laquelle se heurte une prothèse d'articulation actuelle faisant appel à une réhabitation osseuse plutôt qu'à du ciment pour os est qu'elle ne comporte pas de moyens permettant d'ancrer la tige faisant partie de la prothèse sur toute sa longueur au sein du canal médullaire. Par exemple, le brevet précité no 3 938 198 décrit une prothèse pour articulation de la hanche dans laquelle le rebord de la prothèse pour tête de fémur est cloué sur la corticale osseuse du fémur, mais la tige ou montant peut librement se déplacer dans le canal médullaire du fémur. Des études cliniques récentes ont indiqué qu'un mouvement ou déplacement de la prothèse au sein du canal médullaire pendant les quatre à six semaines initiales de réhabili- tation ou consolidation post-opératoire peut interrompre ou empêcher une réhabitation osseuse, ce qui retarde la guérison du patient ou lui nuit fortement. On peut - comprendre que l'autre terme de l'alternative, consis- tant à maintenir un patient essentiellement immobilisé pendant cette période pour éviter un tel mouvement de la prothèse, est très difficile à réaliser et faire supporter. La présente invention évite les problèmes de stabilité que l'on rencontre dans le cas des articula- tions de prothèses actuelles, en proposant une tige perfectionnée formant branche d'articulation et formée pour s 'ancrer sur toute la longueur de son insertion dans le canal médullaire de l'os au voisinage d'une articulation endommagée ou malade. La tige est formée d'une série de sections alternées en élastomère et en titane poreux, ou en un équivalent convenable, qui sont disposées l'une au-dessus de l'autre en une configu- ration angulairement décalée. Cette configuration décalée a pour résultat que des sections alternées d'élastomère et de titane viennent au contact de divers endroits des parois du canal médullaire, comme indiqué ci-après. Les sections en élastomère et titane sont dimensionnées de manière que la tige faisant partie de la prothèse présente un diamètre supérieur à celui du canal médullaire. Les couches de l'élastomère sont sollicitées en cisaille- ment lorsque la tige est insérée pour sa mise en position, et elles poussent les sections adjacentes de titane pour les mettre au contact du canal médullaime afin d'y mainte- nir fermement la prothèse. La présente invention vise donc à proposer une tige perfectionnée faisant partie d'une prothèse d'articulation à insérer dans le canal médullaire de l'os au voisinage d'une articulation malade ou endommagée du squelette humain. *4 L'invention vise également à donner à la tige faisant partie d'une prothèse la forme de plusieurs sections alternées d'élastomère et de titane poreux, qui sont disposées ltuoe au-dessus de l'autre en configura- tion angulairement décalée, de sorte que, lors de l'insertion de la tige dans le canal médullaire, les couches d'élastomère sont sollicitées en cisaillement et poussent les sections adjacentes en titane vers l'extérieur pour les mettre au contact des parois du canalmédullaire afin de maintenir fermement la prothèse en place pendant que se produit la phase initiale de réhabitation osseuse. D'autres buts et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture et à l'examen de la description détaillée suivante de deux formes de réalisation de la tige d'articulation de l'invention, présentées à titre d'exemples nullement limitatifs, en regard du dessin annexé sur lequel: la figure 1 est une coupe en élévation de la tige selon la présente invention; la figure 2 est une coupe partielle le long généralement de la ligne 2-2 de la figure 1; et la figure 3 est une coupe partielle d'une autre forme de réalisation de tige de prothèse d'articu- lation selon la présente invention. Sur les figures, la tige selon la présente invention est désignée par la référence générale 11. La tige 11 peut être réalisée de manière à épouser la forme du canalrédullaire 12 du fémur, du tibia, des métacarpiens, de l'humérus, du cubitus et de divers autres os (désignés de façon générale par la référence 14) du corps humain, selon l'articulation endommagée ou malade que la prothèse doit remplacer. Dans cette forme de réalisation, la tige 11 consiste en plusieurs sections individuelles 13 formées d'une couche élastique et généralement circulaire d'une matière élastomère 15 reliée à une couche rigide 17, de forme correspondante, constituée par du titane, un alliage de cobalt-chrome, de l'acier inoxydable ou une matière polymère biocompatible. La matière élastomère peut être reliée à la couche rigide 17 par vulcanisa- tion, par des revêtements adhésifs ou par n'importe quel autre moyen convenable. Les couches rigides 17 sont de préférence traitées de manière connue afin d'y produire une porosité de surface correspondant à des pores d'au- moins 45 microns, qui est capable d'accepter la réhabi- tation par du tissu osseux et conjonctif. La tige 11 est formée par la liaison d'une série de sections 13,1'une par dessus l'autre, en configuration décalée ou étagée. On voit sur la figure 1 que la matière élastomère 15 d'une section 13 est reliée à la surface inférieure de la couche rigide 17 d'une section adjacente 13. Lorsqu'on forme la tige 11 complète d'une prothèse, chaque section successive 13 est décalée des sections 13 situées immédiatement au-dessus et au- dessous (sauf les sections extrêmes). Comme on le voit sur les coupes de la tige 11 représentées sur les figures 2 et 3 et réalisées perpendiculairement à l'axe longitudinal 22 de la tige 11, on envisage la possibilité de faire varier l'angle de décalage -selon le nombre de points différents de contact entre les sections 13 et l'os 14 qui sont nécessaires pour obtenir la stabilité voulue de la tige 11. Dans la forme de réalisation représentée par exemple sur la figure 2, des sections adjacentes 13 sont latéralement décalées l'une de l'autre le long d'axes disposés sur les côtés opposés de l'axe ldhgitudinal 22 de la tige 11 et qui sont parallèles à l'axe longitudinal 22 et équidistants par rapport à celui-ci. Ce décalage donne deux points de contact entre les sections 13 et l'os 14, de sorte que le bord externe d'une des sections 13 sur deux vient au contact d'une -zone de l'os 14, et le bord externe des autres sections 13 vient au contact d'une seconde zone de l'os 14 située approximativement à 1800 de la première zone. En d'autres termes, la moitié essentiellement des sections indivi- duelles 13 est latéralement décalée de l'autre moitié de ces sections individuelles 13, chaque moitié des sections étant en alignement et étant disposée le long d'un axe parallèle à l'axe longitudinal 22 de la tige et radiale- ment décalé par rapport à cet axe 22. Dans une autre forme de réalisation, représentée sur la figure 3, des sections adjacentes 13 sont latéralement décalées l'une de l'autre de manière que le point de contact entre chaque section 13 et l'os 14 au sein du canal médullaire 12 est décalé de 1200 par rapport à la section adjacente 13 située au-dessus et au-dessous (sauf, bien entendu, pour les sections extrêmes du bas et du haut). Dans ce cas, une section 13 sur trois le long de la tige 11 est disposée le long d'un axe commun, ce qui forme trois axes séparés dans la tige 11, en plus de l'axe longitudinal 22. Les trois axes communs des sections 13 sont parallèles à l'axe longitudinal 22 et sont espacés l'un de l'autre à des intervalles de 1200 et à une distance radiale égale de l'axe longitudinal 22. En d'autres termes, les sections individuelles sont fixées l'une pardessus l'autre en une configuration avec décalage à 120 , le centre de chacune des sections individuelles 13 étant décalé de 1200 par rapport aux centres des sections individuelles 13 immédiatement adjacentes, une section individuelle sur trois étant en alignement et étant disposée le long d'un axe parallèle à l'axe longitu- dinal 22 et radialement décalée par rapport à cet axe 22. Comme mentionné ci-dessus, on peut faire appel à divers autres décalages pour obtenir une stabilité appropriée de la tige 11, et les décalages angulaires représentés sur les figures 2 et 3 sont destinés à illustrer, et nullement à limiter, le concept de la présente invention. Le diamètre de la tige 11, qui est le diamètre du plus petit cercle venant au contact du bord externe de deux sections adjacentes 13, dans la forme de réalisation de la figure 2 (ou du cercle circonscrit à deux sections adjacentes) ou du bord de trois sec- tions adjacentes 13 dans la forme de réalisation de la figure 3, est dimensionné de manière à être supérieur au diamètre du canal médullaire dans lequel la tige 11 est insérée. Une fois insérée dans le canal médullaire 12, la matière élastomère 15 se déforme et elle est soumise à une contrainte de cisaillement exercée par les couches rigides 17 situées immédiatement au-dessus et au-dessous. Il en résulte que chaque couche rigide 17 est poussée vers l'extérieur pour venir au contact des parois adjacentes du canal médullaire 12 et qu'elle résiste à un déplacement de la prothèse pouvant résulter d'un ou de plusieurs mouvements du patient pendant les stades initiaux de la réhabitation osseuse. La tige perfectionnée selon la présente invention est ainsi conformée de manière à être mainte- nue sur toute sa longueur dans le canal médullaire, contrairement à des prothèses antérieures ne comportant aucun moyen de fixer directement la tige et qui sont typiquement enclouéesou maintenues par des vis en une seule zone ou un seul endroit. La stabilité assurée par la présente invention à une prothèse d'articulation diminue grandement les risques d'obtention d'une réha- bitation inadéquate ou impropre du tissu osseux et conjonctif au cours des stades initiaux de réhabilitation post-opératoire, et elle facilite ainsi et accélère la convalescence du patient. Il va de soi que l'invention n'a été décrite qu'à titre illustratif et non limitatif et qu'elle est susceptible de recevoir diverses variantes entrant dans son cadre et dans son esprit. Ainsi, de nombreuses modifications peuvent être faites pour adapter une matière ou une situation particulière aux enseignements de l'in- vention sans pour cela s'écarter de son esprit. REVENDICATIONS 1. Tige formant une branche d'une prothèse d'articulation destinée à remplacer une articulation du squelette du corps humain, cette tige présentant un axe longitudinal (22), étant conformée en vue de son insertion dans le canal médullaire(12) de l'os (14) voisin de l'articulation en cause et étant caractérisée en ce qu'elle comporte plusieurs sections individuelles (13), formées chacune d'une couche d'une matière élastomère élastique (15) rattachée à une couche de matière rigide (17), ces sections (13) étant rattachées l'une par-dessus l'autre en une configuration décalée en vue de former la tige (11), les bords externes d'au moins deux sections individuelles adjacentes définissant le diamètre de la tige qui est supérieur au diamètre du canal médullaire(12), de sorte que, lors de l'insertion de la tige (11) dans le canal médullaire, les couches de la matière élastomère (15) se déforment par cisaillement et poussent les couches de la matière rigide (17) pour les faire venir au contact de l'os (14) en vue de résister à un déplacement de la tige dans le canal.médullaire(12). 2. Tige de prothèse selon la revendication 1, caractérisée en ce qu'essentiellement la moitié des sections individuelles (13) sont latéralement décalées de l'autre moitié des sections individuelles (13), chaque moitié des sections individuelles étant en alignement et étant disposée le long d'un axe parallèle à l'axe longitudinal (22) de la tige (11) et étant radialement décalée par rapport à cet axe longitudinal (22). 3. Tige de prothèse selon la revendication 1, caractérisée en ce que les sections individuelles (13) sont rattachées l'une au sommet de l'autre en une configuration présentant un décalage de 1200, le centre de chacune des sections individuelles étant décalé de 1200 par rapport aux centres des sections individuelles immédiatement adjacentes, une section individuelle sur trois étant en alignement et étant disposée le long d'un axe parallèle à l'axe longitudinal (22) et qui est radialement décalé de cet axe longitudinal (22). 4. Tige formant une branche d'une prothèse destinée à remplacer une articulation du squelette du corps humain, selon la revendication 1, cette tige présentant un axe longitudinal (22), étant conformée pour son insertion dans le canal médullaire (12) de l'os (14) voisin de l'articulation en cause et étant carac- térisée en ce qu'elle comporte plusieurs sections indi- viduelles (13), formées chacune d'une couche de matière élastomère élastique (15) rattachée à une couche de matière rigide (17), ces sections individuelles étant rattachées l'une au sommet de l'autre pour former la tige (11) et une des sections individuelles sur deux étant décalée des autres sections et disposée le long d'un premier axe parallèle à l'axe longitudinal (22) et radialement espacé de cet axe (22), les autres sections individuelles étant disposées le long d'un second axe parallèle à l'axe longitudinal (22) et radialement espa- cé par rapport à celui-ci, ce premier axe étant décalé de 1800 du second axe par rapport à l'axe longitudinal (22), les bords externes de deux sections individuelles (13) adjacentes définissant le diamètre de la tige (11) qui est supérieur au diamètre du canal médullaire (12) de sorte qu'à l'insertion de la tige dans le canal médullaire,les couches de la matière élastomère se déforment par cisaillement et poussent les couches de la matière rigide pour les mettre au contact de l'os en vue de résister à un déplacement de la tige dans le canal médullaire. 5. Tige de prothèse formant une branche d'une articulation destinée à remplacer une articulation du squelette du corps humain, selon la revendication 1, cette tige (11) ayant un axe longitudinal (22), étant conformée en vue de son insertion dans le canal médullaire (12) de l'os voisin de cette articulation et étant caractérisée en ce qu'elle comporte plusieurs sections individuelles (13), formées chacune d'une couche de matière élastomère élastique (15) rattachée à une couche de matière rigide (17), ces sections individuelles (13) étant rattachées l'une par-dessus l'autre en une confi- guration présentant un décalage de 1200 pour former la tige, le centre de chaque section individuelle (13) étant décalé de 1200 des centres des sections individuelles immédiatement adjacentes, les centres d'une des sections individuelles sur trois étant disposés le long d'un axe commun parallèle à l'axe longitudinal (22) de la tige et qui est radialement décalé de cet axe (22) de sorte que les bords externes de trois sections individuelles adjacentes définissent le diamètre de la tige qui est supérieur au diamètre du canal médullaire,de sorte qu'après insertion de la tige dans le canal médullaire, les couches de la matière élastomère se déforment par cisaillement et poussent les couches de la matière rigide pour les faire venir au contact de l'os en vue de résister à un déplacement de la tige dans le canal médullaire. 6. Tige ou branche de prothèse d'articula- tion selon l'une des revendications 1 et 4, caractérisée en ce que les couches de la matière rigide sont formées en un alliage de titane, de cobalt-chrome, d'acier inoxydable ou en une matière polymère biocompatible. 7. Tige ou branche dbprothèse d'articula- tion selon la revendication 6, caractérisée en ce que les couches de la matière rigide sont traitées afin d'obtenir une porosité de surface correspondant à des pores d'au moins 45 microns.