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Système prothétique pour remplacer le ligament croisé antérieur du genou et prothèse modulaire semi-amovible du ligament croisé antérieur du genou.
La présente invention concerne une prothèse modulaire semi-amovible de ligament croisé antérieur du genou, fixée sur ancrages ostéointégrés. La prothèse, selon l'invention permet de remplacer entièrement le ligament croisé antérieur du genou (ACL), par un système ligamentaire modulaire artificiel standardisé, produit industriellement.
La population atteinte de déchirures partielles ou totales de l'ACL est jeune, souvent sportive et son espérance de vie encore longue. Il s'avère donc nécessaire de disposer d'une prothèse artificielle de ligament croisé antérieur du genou simple à placer et à remplacer éventuellement, sans être dommageable à chaque réintervention pour les structures articulaires. La prothèse doit apporter une stabilité du genou proche de l'ACL physiologique, dans des conditions de sollicitation dynamique élevées, sans dégradation et sans conséquences articulaires. C'est le défi relevé par la présente invention. Le système de l'invention fournit au chirurgien une prothèse artificielle totale d'ACL à placer en deux étapes et limitant à leur plus simple expression les hospitalisations, les immobilisations et la rééducation.
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La philosophie de l'invention est de créer dans un premier temps chirurgical une base d'ancrage inamovible qui servira ultérieurement à installer le complexe néo- ligamentaire et ne pouvant subir d'altération, ni d'usure mécanique. Dans un second temps chirurgical, quand les ancrages sont fixés à l'os, le système néo-ligamentaire est placé en quelques dizaines de minutes, sous anesthésie locale, puis le patient peut quitter la clinique en marchant. Le système d'ancrage de l'invention est suffisamment bien étudié pour recevoir sans modifications un système néo-ligamentaire plus évolué si celui-ci devait être remplacé.
De plus, la conceptualisation du système facilite les placements et les remplacements éventuels du système néo-ligamentaire, en simplifiant les interventions chirurgicales et en limitant l'action sanglante aux seuls tissus cutané et sous-cutané. Les actes chirurgicaux ultérieurs au placement des ancrages excluent l'atteinte des tissus articulaires et osseux, ce qui permet de cantonner ces réinterventions à l'hospitalisation ambulatoire. Toutes les pièces prothétiques et les instruments chirurgicaux sont fournis par le fabricant en kit simple d'emploi.
Les systèmes de remplacement artificiels de l'ACL qui - -.
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ont été décrits ce jour sont largement décriés et se confrontent à des problèmes de divers ordres. Il serait trop fastidieux de les évoquer tous. Pour plus d'informations, j'invite le lecteur à consulter l'ouvrage de référence de F. H. FU, dans KNEE SURGERY from Williams & Wilkins, 428 East Preston Street, Baltimore, Maryland : 21 202 USA VOL. 1 (1058 p).
Il n'y a pas de technique standard connue qui permette de placer un ligament croisé antérieur du genou artificiel
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dans des conditions de fiabilité et de sécurité qui fasse l'unanimité. Toutes les interventions proposées sont des pis-aller, avec des montages compliqués, des tunnels et des vis qui ne tiennent pas compte de la physiologie du tissu osseux et de l'articulation. Les moyens de fixation s'apparentent plus à de la menuiserie, qu'aux moyens d'ancrages offerts dans d'autres domaines de la chirurgie moderne. L'engouement des année'80 par la mise au'point de nouveaux matériaux a vite laissé la place au scepticisme au vu des complications : effilochage et relargage de particules, rupture du greffon, fragilisation osseuse et épanchements.
Nous pouvons en tout état de cause, affirmer que les montages décrits classiquement diffèrent peu conceptuellement de ce que CORNER décrivit en 1914 comme première prothèse artificielle de remplacement de l'ACL dans la littérature anglophone (E. M. CORNER : Notes of a case of an artificial anterior cruciate ligament demonstrating the action of that ligament. Proc. R. Soc.
Med. 1914 ; 7 : 121.). Les matériaux ont certes évolué et l'arthroscopie s'est révélée être un progrès majeur, pour le choix des sites d'implantation et l'exploration de la cavité articulaire,, mais il n'y a pas eu de véritable néoligament artificiel qui soit parvenu à s'imposer. Ceci a conduit les chirurgiens à recourir à des autogreffes ou des allogreffes, dont le comportement est parfois imprévisible et les réinterventions compliquées. Ces techniques sont souvent délabrantes pour les structures périarticulaires du genou.
Les ligaments artificiels sont divisés en trois types : les prothèses, les échafaudages et les stent.
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Les néo-ligaments les plus couramment utilisés sont d'un volume important et filandreux, d'aspect lâche, afin de permettre une certaine compliance et de favoriser l'envahissement de tissu cicatriciel, pour augmenter l'ancrage dans les puits osseux. Dès lors, par les sollicitations et les interférences du néo-ligament avec la face interne de la tubérosité tibiale externe, il y a libération de particules dans l'articulation, responsables de synovites inflammatoires sur corps étranger. L'aspect filandreux conduit aussi à un envahissement par des cellules inflammatoires (cellules géantes multinucléées), voir INDELICATO, P. A. Am. J. Sports Med. 1989 ; 17 : 55-62.
Ces néoligaments filandreux agissent comme des pièges bactériens et comme des libérateurs de particules, causant infections, inflammations chroniques et hypertrophie synoviale DEL PIZZO, W. Palm Desert, CA, March 1990 : 90-96.
La fixation de certains néo-ligaments nécessite l'emploi d'ancrages à usage unique, parfois irrécupérables qui peuvent gêner les réinterventions.
Le contrôle de la mesure de la tension du néo-ligament pose problème après fixation et il est difficile de réitérer l'opération. Il n'y a pas de fiabilité suffisante
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de la tension appliquée au moment de l'intervention, par zu relâchement du néoligament ou par l'impossibilité de la recontrôler après fixation de l'ancrage. La tension mesurée en per-opératoire se modifie rapidement au cours du temps, par relâchement des mailles du néo-ligament, requérant une précharge minimale de 40 N, qui diminue substantiellement dans les jours qui suivent en se stabilisant aux environs de 20 N.
Les interventions faisant appel à de l'os comme moyen de fixation néo-ligamentaire, technique LAD (Ligament
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Augmentation Device), technique de LEEDS-KEIO (F. FU p.
822 à 833) nécessitent leur stabilisation dans un deuxième temps par l'envahissement de ce fragment par l'os du tunnel, alors qu'il y a une certaine tension et une mise en charge inévitable. Le succès de ces techniques est tributaire des immobilisations et de la rééducation que le patient suivra avec plus ou moins de bonheur.
La voie d'abord chirurgicale élargie de l'articulation est la cause de nombreuses pathologies articulaires : synovites, hémarthroses, infections, fibrose etc. La voie arthroscopique s'avère la moins délétère. Il est nécessaire de toucher le moins possible à la synoviale et aux structures articulaires environnantes.
L'emploi d'allogreffes de cadavre, ne permettent pas de garantir la non contamination bactérienne, virale ou prionienne.
Toutes ces interventions nécessitent des immobilisations prolongées, et une rééducation longue et prudente. Les réinterventions obligent souvent le patient à repasser par toutes les étapes : anesthésie générale, immobilisation et rééducation. Les interventions par autogreffe, hypothèquent à chaque fois le capital biologiquegdu patient, en prélevant une fois des tendons, l'autre fois de l'os rotulien accompagné de tendon quadricipital, etc.
Nous avons abandonné l'utopie de recréer un néoligament de tissu conjonctif de cicatrisation à partir des puits de forage, par colonisation d'un néo-ligament résorbable, au profit d'un système artificiel standard et paramètrable de manière fiable et définitive. Nous ne faisons pas non plus appel à des éléments d'origine biologique, dont le comportement est souvent imprévisible.
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Le système proposé dans notre invention, remplace des interventions chirurgicales aléatoires, par une prothèse qui correspond mieux à la physiologie osseuse et aux contraintes de son environnement. Elle peut être paramétrée de manière fiable, stable et définitive à son placement, sans risques de modification de tension ultérieure. Elle ouvre la voie de la première prothèse artificielle d'ACL, dont une fiabilité jamais égalée peut être attendue. Cette prothèse, partiellement interchangeable est peu dommageable pour les structures qu'elle traverse et comporte peu de risques pour le patient.
Eléments constituant le systeme
Le système prothétique de l'invention peut schématiquement être divisé en deux parties distinctes, les implants qui servent d'ancrage et les suprastructures.
Le système d'ancrage décrit dans l'invention, dérive des études réalisées initialement par Bânnemarck et autres, visant à stabiliser dans l'os des systèmes implantaires. ( Cf. Prothèses ostéo-intégrées, L'ostéo-intégration en pratique clinique ; P. I. Branemarck, G. A. Zarb, T.
Albrektsson. Ed. CDP Paris. ). Ces systèmes bénéficient actuellement d'une expérience de plus de trente années, avec des succès remarquables et ce, au niveau de la cavité buccale, milieu hautement septique, contrairement à la cavité articulaire du genou et aux conditions de stérilité de la chirurgie orthopédique. Les implants de titane ostéointégrés sont largement utilisés et à grande échelle en stomatologie comme support d'ancrage de bridges ou de prothèses dentaires. Ils satisfont les patients appareillés par ces systèmes, en leur restituant une fonction
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masticatoire et une stabilité prothétique équivalente, voire supérieure aux dents naturelles.
Les implants ostéointégrés ont une stabilité inégalable dans l'os, tout en s'intégrant d'une certaine manière à sa dynamique physiologique. Les implants de titane ostéointégrés en particulier, lors d'une mise en charge adéquate, stimulent le tissu osseux qui se comporte de manière adaptative en augmentant sa densité-autour de l'implant. Il s'agit d'un turn-over par appositionrésorption en fonction de l'orientation des charges.
Les implants selon l'invention sont capables de résister à des forces nettement supérieures à celles exercées sur le ligament, même dans des conditions extrêmes. La rigidité des ancrages et le coefficient d'élongation nul du néo-ligament qui est compact imposent qu'il faut disposer d'un système compliant, autorisant une dynamique de flexion-extension normale, tout en assurant la stabilité du genou. C'est le rôle assumé par le matériau compliant du cylindre amortisseur.
Les systèmes de ligament artificiel qui ont été proposés jusqu'à ce jour n'ont jamais répondu à de telles conditions de stabilité physiologiquement dynamique et exploitée de néoligament aussi compact avec amortisseur interchangeables.
Généralement, en chirurgie orthopédique de reconstruction par prothèses internes de réparation des articulations utilisant des matériaux prothétiques non biologiques, l'ancrage de la prothèse à l'os est assuré par des vis osseuses, par frottement ou grâce à un ciment de comblement (métacrylate de méthyle). Ces techniques entraînent inévitablement la mort des ostéocytes du site d'insertion, en raison des lésions thermiques, chimiques,
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puis mécaniques par l'action musculaire et la mise en charge. Même si initialement, la prothèse est ancrée solidement dans l'os, sans aucun matériau de comblement synthétique, la résorption osseuse apparaît, accélérée par la mise en charge fonctionnelle. L'implant sera éventuellement entouré de tissu fibreux peu différencié, ce qui implique à terme sa désinsertion.
Cette manière de placement n'entraîne pas de stimulation osseuse qui engendre un remaniement adaptatif. A long terme, cet interface deviendra mécaniquement insuffisant, entraînant des mouvements incontrôlés (P. I. Branemarck). Des problèmes identiques se posèrent avec les implants aiguille et en forme de lame utilisés comme base d'ancrage fixe pour les bridges en stomatologie, pour les mêmes raisons.
1. Les ancrages :
Selon l'invention, les ancrages sont constitués de deux implants-vis ostéointégrables, l'un tibial, l'autre fémoral, placés à vie lors de la première intervention chirurgicale. Ils servent dans un premier temps, au moment de leur placement, à la fixation des suprastructures provisoires qui ne mettent pas les implants en charge. A partir dola seconde intervention chirurgicale, ils servent de support'aux suprastructures néo-ligamentaires fonctionnelles qui remplacent l'ACL déficient.
Les implants-vis selon l'invention sont de forme tubulaire et auto-taraudants. Ils sont réalisés industriellement en titane médicalement pur. Ces implants sont pourvus d'un filetage sur quasi toute la longueur de leur surface externe. Le filetage permet leur vissage dans l'os au placement et augmente leur surface en contact avec l'os. Cette surface de contact des pas de vis augmente la
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surface ostéointégrable et donc la stabilité de l'implant par après. La forme interne des implants est simplifiée au maximum et les volumes disponibles maximalisés. Elle est conçue de telle manière, qu'elle ne puisse se détériorer par la mise en fonction et les manipulations de pose et de dépose des suprastructures. Les aménagements internes permettent aux suprastructures amovibles d'être solidement fixés et fonctionnelles.
Les parties amovibles doivent pouvoir être modifiées au gré des évolutions technologiques, sans devoir modifier la géométrie des implants. La partie interne articulaire des implants autorise le passage du ligament vers l'articulation.
Les implants peuvent être indifféremment placés à gauche ou à droite.
En résumé, si les pièces amovibles pourront évoluer technologiquement, les implants seront invariables, car inamovibles.
Si les implants étaient mis en charge immédiatement après leur placement par le système néo-ligamentaire fonctionnel (SNF pour Système Néo-ligamentaire Fonctionnel ), ils ne se fixeraient pas à l'os. Ils s'entoureraient de fibrose et se désinséreraient par les forces exercées. Une période 4'attente de quatre mois s'avère nécessaire entre la pose des implànts et leur mise en charge, c'est la mise en nourrice. Cette période d'attente ou mise en nourrice, permet une cicatrisation du tissu osseux, puis sa fixation à la surface des implants.
Cette fixation intime de l'os aux implants, est une sorte d'ankylose de l'implant à l'os, c'est l'ostéointégration. Quatre mois s'avèrent nécessaires, pour obtenir une ostéointégration suffisamment importante pour que les implants soient capables de supporter les forces exercées sur le néo-ligament, sans
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désinsertion possible. La mise en nourrice passée, les suprastructures provisoires sont déposées et le système néo-ligamentaire fonctionnel est installé. Le SNF est le substitut amovible de l'ACL physiologique. Ce type d'ancrage selon l'invention pour un ligament artificiel est nouveau et original, car il permet une fixation très stable du néo-ligament, qui autorise l'interchangeabilité simple de celui-ci au cours de la vie du patient.
Le fait d'avoir cette base fixe, rend les immobilisations postopératoires au placement du néo-ligament inutiles, étant donné que rien ne peut bouger et que l'articulation et le tissu osseux n'ont pas été atteints chirurgicalement.
Pour obtenir une ostéointégration et une stabilité optimale des implants, il s'avère nécessaire que la stabilité primaire et secondaire soient maximalisées. La stabilité primaire est assurée par les pas de vis, c'est la stabilité au moment du placement. La stabilité secondaire est la stabilité acquise par l'ostéointégration des implants. Elle est augmentée proportionnellement à l'augmentation de la surface en contact avec l'os à densité constante du tissu osseux. Les pas de vis et les états de surface granuleux des endroits n'ayant pas de pas de vis accroissent de manière significative la surface en contact avec le tissu osseux, ce qui accroît la stabilité des implants dans l'os. La forme extérieure et les volumes des implants de l'invention optimalisent la stabilité primaire et secondaire.
Les états des surfaces des implants sont conditionnés par les nécessités d'ancrage et la densité du tissu osseux avec lequel ils interagissent. La surface en contact avec le tissu osseux est microrétentive au niveau des pas de vis, et les autres endroits à ostéointégrer seront
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recouverts de micro-granules de titane. Certaines parties, les bordures sont en titane poli en miroir, car elles ne nécessitent pas d'ostéointégration.
Les implants ont un diamètre standard ou rehaussé. Les implants de dimension standard doivent pouvoir être placées, sans distinction, chez tous les patients n'ayant jamais eu d'intervention chirurgicale au niveau de l'ACL.
Les implants de diamètre rehaussé, servent au cas où des tunnels se trouveraient sur leur chemin d'insertion. Dans ce dernier cas, les tunnels doivent être repris à un diamètre supérieur, pour répondre aux contraintes de forages imposées par l'ostéointégration. Toutefois, le diamètre devra être le moins élevé possible, car un diamètre élevé implique une vitesse angulaire plus élevée des forets lors du forage des puits, ce qui augmente l'échauffement du tissu osseux, c'est la principale cause d'échec de l'ostéointégration.
2. Les suprastructures implantoportées (structures amovibles) :
Les suprastructures implantoportées décrites dans l'invention viennent se placer sur leurs implants respective. Elles-sont au nombre de deux pour chaque implant et s'y fixent à des moments différents. Elles servent à maintenir dans un premier temps les voies d'accès des implants et les sites d'installation du SNF libres. Dans un deuxième temps, les suprastructures installées comprennent le néo-ligament et ses accessoires constituant la prothèse néo-ligamentaire fonctionnelle (SNF). Les suprastructures ne sont pas ostéointégrables.
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Le SNF comprend le néo-ligament, le cylindre amortisseur et le système de blocage. C'est le néo-ligament prêt à fonctionner dans ses implants.
Les suprastructures de la première phase chirurgicale selon l'invention sont celles de la mise en nourrice et comprennent : "du côté tibial, le porte-implant, le fantôme externe et le fantôme interne ; 'du côté fémoral, le fantôme fémoral.
Si les implants étaient laissés comme tels en place sur leurs sites de fixation après la première intervention chirurgicale, il serait impossible au chirurgien d'y accéder à la seconde et de placer correctement les suprastructures fonctionnelles ligamentaires. Il s'avère donc nécessaire de maintenir les voies d'accès vers les implants de la surface osseuse à leurs faces d'insertion, ainsi que les émergences articulaires impeccablement dégagées de tout envahissement tissulaire. A cet effet, des fantômes sont placés. Ils sont au nombre de trois et ont une fonction transitoire. Ils maintiennent libres les espaces et les voies d'accès des lieux d'insertion des suprastructures néo-ligamentaires définitives. Après le forage des puits et le placement des implants, ils vont - - - permettre la cicatrisation des tissus en contact avec leur surface.
De plus, ils comblent les espaces morts intra- implantaires. Après la mise en nourrice, ils sont définitivement déposés et remplacés par les suprastructures néo-ligamentaires fonctionnelles. La deuxième intervention chirurgicale s'en trouvera facilitée et est moins hémorragique. Du côté tibial, il est important d'obtenir une coaptation parfaite entre l'implant tibial et le cylindre amortisseur, que le chemin d'accès soit
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parfaitement libre et conformé à cet élément. Le chenal ainsi obtenu dans le tissu osseux vers l'implant tibial constitue le chenal jonctionnel.
La fibrose qui se sera créée autour des fantômes durant les quatre mois d'attente, rendra la pose du complexe ligamentaire peu traumatique.
Les suprastructures de la deuxième phase chirurgicale selon l'invention comprennent les éléments qui se fixent sur et dans leurs implants respectifs, après la mise en nourrice. Elles comprennent le néo-ligament et les éléments qui le rendent fonctionnel et assurent sa pérennité.
Elles comprennent : * du côté tibial, le cylindre amortisseur muni de son néo-ligament et la vis de prétention ; * du côté fémoral, le système de blocage, la vis de couverture et le capuchon de la vis libre.
La suprastructure fonctionnelle néo-ligamentaire comprend les suprastructures de la deuxième phase chirurgicale. Ce sont les suprastructures qui perpétuent la prothèse néo-ligamentaire et sa fonction.
Le système proposé dans l'invention jette des bases nouvelles, qui permettront d'aborder la chirurgie de l'ACL sous un aspect plus simple, plus fiable, plus plastique et aisément gérable Sans le temps.
Voici présentées quelques caractéristiques essentielles et avantageuses du système de l'invention. e Le système introduit la première prothèse interne interchangeable sous anesthésie locale ou loco-régionale en chirurgie orthopédique. Tous les éléments sujets à une fatigue ou à une rupture peuvent être remplacés, sans léser de manière sanglante l'articulation et l'os, en un minimum de temps et avec le minimum de contraintes pour le patient.
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'Les parties amovibles du système sont susceptibles de subir des évolutions dont le patient peut être le bénéficiaire, lors des remplacements qui pourraient survenir, sans devoir toucher aux ancrages. e Le remplacement de l'ACL déficient qui n'assumait plus son rôle, par la présente invention, restaure une cinématique et une biomécanique quasi normales, répondant aux exigences de stabilité dynamique d'un genou actif. e Une implantation précise des implants est obtenue par arthroscopie, qui permet le choix du site d'émergence intra-articulaire.
Elle autorise un contrôle du forage des puits et le placement des implants aux endroits choisis. e Le système est simple d'utilisation, conçu de manière telle qu'il fasse appel aux techniques utilisées dans la chirurgie classique de l'ACL. On utilisera du matériel arthroscopique standard, et un forage séquentiel, sans trop modifier les habitudes du chirurgien habitué à cette chirurgie. Le placement des diverses parties du système et la mise sous tension fait appel à des techniques chirurgicales rodées. e La technique chirurgicale de placement se prête
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parfaitement à la standardisation. Les paramètres à déterminers pour adbapter la prothèse de l'invention au " patient sont peu nombreux et simples à déterminer.
Une fois les paramètres choisis et le dispositif de blocage activé, il n'y a plus de risques de lâchage. Le chirurgien peut recourir au testing habituel du genou, et faire déambuler le patient dans la salle d'opération, moyennant des précautions d'asepsie, pour s'assurer qu'il supporte subjectivement la tension appliquée et ressente une stabilité suffisante.
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'La biocompatibilité de tous les matériaux utilisés dans l'invention est parfaitement démontrée à long terme, sans risques pour le patient, avec plus de trente années de recul.
'Tous les éléments qui composent la prothèse de l'invention sont standardisés, ce qui en réduit le coût, en facilite le placement et l'étude. e Une ostéointégration parfaite des implants peut être attendue, par l'emploi de titane médicalement pur, par le traitement de leurs surfaces et l'implantation biphasée. e Selon l'invention, le chirurgien aura recours à des hospitalisations de type court. Lors du placement des implants, il est nécessaire d'hospitaliser le patient pour quelques jours. La première intervention se déroule sous anesthésie générale, mais toutes les étapes suivantes peuvent se dérouler sous anesthésie locale ou locorégionale, en ambulatoire.
En effet, l'obtention d'une base d'ancrage fixe (les implants) après la mise en nourrice, le maintien de voies d'accès cicatrisées, permet d'installer les suprastructures fonctionnelles ligamentaire en terrain stable, ce qui ne nécessite plus de temps d'immobilisation de réancrage de la prothèse nouvellement installée. La prothèse de l'invention est immédiatement fonctionnelle après son placement.
'Les immobilisation et la rééducation sont limitées à leur plus simple expression après placement de la prothèse selon l'invention. Elles ne sont plus les facteurs qui détermineront le succès et la stabilité du système, alors qu'elles sont la clé du succès des systèmes actuels. a Les forces exercées sur le ligament sont essentiellement axiales par rapport aux ancrages, ce qui est mécaniquement favorable pour des implants
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ostéointégrés. Les implants ostéointégrés mis en charge de manière adéquate ont un comportement dynamique qui stimule l'os de manière favorable, en augmentant la densité osseuse dans sa proche périphérie. La mise en charge induit un remaniement de l'os par apposition-résorption en fonction des charges appliquées.
Ceci est très différent de la fibrose cicatricielle et réactionnelle provoquée par les néo-ligaments artificiels de la littérature, posés dans les chenaux et fixés par des vis. Dans l'invention, le puits osseux jonctionnel qui va de la surface de l'os tibial à la face rétentive de l'implant tibial est cicatrisé sur toute sa longueur et n'est jamais soumis à des frottements ou des réactions inflammatoires induites par la mise en charge du néo-ligament. De même pour les implants.
Le neo-ligament circulaire compact de l'invention, remplace tous les autres systèmes imaginés. Il est étanche et ne peut être envahi par des cellules inflammatoires, présente une surface moindre et peu de porosités. Il est de diamètre réduit, ce qui diminue le risque d'interférence avec la face interne du condyle fémoral externe. a L'articulation peut être visitée sommairement par arthroscopie (arthroscope de 2,7 mm de diamètre classique ) au-travers de l'implant fémoral sous anesthésie locale, selon l'inventiort : Cet orifice de visite trans-implantaire, évite de devoir recourir à une anesthésie plus étendue. Au placement du premier néo-ligament, cette voie permet de récupérer le fil guide qui facilite l'engagement du néoligament.
Si le néo-ligament venait à se rompre, ou si une erreur de manipulation faisait perdre le lien permanent qui doit subsister entre les deux implants, la continuité peut se rétablir facilement.
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e Des implants de diamètre rehaussé, permettent d'appareiller les patients qui auraient été porteurs d'autres types prothétiques, ou si les implants devaient être déposées, pour une raison ou l'autre.
En cas d'échec avéré et irrécupérable du système proposé dans l'invention, les techniques classiques peuvent aisément être appliquées, ce qui est une garantie supplémentaire pour le patient. a Le néo-ligament peut être serré et dêserré de nombreuses fois du système de blocage, sans le déformer, par une manoeuvre simple, permettant de contrôler de tension et la stabilité du genou autant de fois qu'on le désire. Après testing classique du genou, le chirurgien peut faire déambuler le patient dans la salle d'opération, pour avoir son appréciation subjective.
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'Pour des sportifs de haut niveau, il est envisageable de fournir un né-ligament et un amortisseur personnalisés. e Les manipulations de placement et de remplacement ne portent pas atteinte à l'intégrité de l'articulation et de l'os. Les incisions ne concernent que les tissus superficiels.
Le système est réalisable et applicable rapidement à des patients, les matériaux utilisés étant tous acceptés par la Food and Drùgs Administration des USA.
Lorsqu'un patient a subi une déchirure totale du ligament croisé antérieur, on peut décider de placer une prothèse selon l'invention. La procédure de placement s'effectue en deux temps, dont les principales étapes sont brièvement rappelées ici.
Au moment du placement des implants, le chirurgien a besoin d'un set classique d'arthroscopie et du set chirurgical de placement des implants. Par arthroscopie, le
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chirurgien élimine les reliquats de ligament croisé qui persistent, pour bien visualiser les sites d'insertion de l'ACL. Le chirurgien doit tout d'abord repérer les sites et la direction exacte des puits d'implantation des implants et en évaluer la longueur. Pour ce faire, il se sert d'un guide classique de forage de chenaux pour ACL, (cf. F. H. FU dans KNEE SURG. p. 370) aussi bien du côté fémoral que tibial.
Le forage des puits dans lesquels s'insèrent les implants est réalisé au moyen de forets disposables, selon un protocole précis. Le forage est séquentiel, c'est à dire qu'il se réalise au moyen de 2 à 5 forets passés successivement et dans un ordre de diamètre croissant, sous irrigation abondante. L'émergence des forets dans l'articulation est contrôlée par arthroscopie, tout comme le placement des fixtures. Lentement, le chirurgien introduit un premier foret guide trans-osseux. Le forage doit se faire sous irrigation abondante et à vitesse lente, pour éviter l'échauffement du tissu osseux. C'est l'échauffement du tissu osseux qui est la principale cause de la non ostéointégration des implants.
En effet, le tissu osseux est un tissu hautement différencié, et réchauffement ou toute agression chimique ou mécanique intempestive, détruit les ostéoblastes. Si les ostéoblastes se nécrosent, le tissu osseux est remplacé par un tissu conjonctif cicatriciel peu différencié, qui n'a pas la capacité d'ancrer de manière stable les implants. L'ancrage fixe des implants est la clé du succès de l'invention proposée. Après ce premier forage, des forets de diamètre croissant sont passés, pour atteindre le diamètre voulu. La vitesse de rotation des forets est de 500 à 1000 tours minute. Il est envisageable de réaliser un forage en une
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étape, au moyen d'un foret plus performant, qui n'échauffe pas l'os. Le moteur destiné au forage doit être prévu à cet effet et avoir un couple très élevé.
En tibial, la longueur du puits doit être de 45 mm. Il pénètre dans l'os près de la tubérosité tibiale antérieure, pour entrer dans l'articulation au site d'insertion tibial de l'ACL. L'axe de pénétration est de 450 par rapport au plan du plateau tibial.
En fémoral, le puits doit avoir une longueur des 25 mm, un axe parallèle et dans le prolongement à celui de l'implant tibial. Les lieux d'entrée et de sortie des puits fémoraux sont sujet à caution. Il semble que l'insertion en over the top soit la meilleure (SIDLES JA. ; Ligament Lenght Relationship in the moving Knee J. Orthopaedic Research Soc. 1988 ; 4,6 : 593-610). Le système selon l'invention permettra de placer des capteurs électroniques dans le cylindre amortisseur, ce qui permettra de choisir le site plus judicieux pour l'émergence inta-articulaire de l'implant fémoral.
A la fin du forage, des chenaux parfaitement calibrés partant de la surface osseuse vers l'articulation sont obtenus. Ils ont la forme des structure qui y seront implantées...
Toujours sous* contrôle arthroscopique, le chirurgien installe l'implant tibial qui est fourni monté sur le porte-implant et surmonté par le fantôme externe (IFP voir plus bas). Le tout est vissé et l'affleurement du bord du biseau de l'implant est recherché, pointe du biseau en postérieur. Lorsque l'émergence intra-articulaire est correcte et la stabilité primaire suffisante, le chirurgien installe le fantôme tibial interne.
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Du côcé fémoral, le chirurgien visse l'implant sous contrôle visuel articulaire jusqu'à affleurement osseux de la partie hémicylindrique.
La stabilité primaire des implants est contrôlée, l'articulation abondamment rincée et le fantôme interne fémoral est placé. Les plaies sont fermées. La mise en nourrice débute. Pendant la mise en nourrice, le patient n'a pas de néo-ligament fonctionnel et donc pas de stabilité du genou. Cette perte fonctionnelle durant la mise en nourrice, correspond à quelques semaines près, à l'immobilisation requise aux patients ayant subi une intervention classique. Après, le gain est conséquent pour le patient qui n'aura plus à subir les contraintes de la chirurgie orthopédique lourde, toutes les interventions se réalisant en ambulatoire.
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Lors de la deuxième intervention, le chirurgien devra déterminer plusieurs paramètres importants qui permettront au système néo-ligamentaire de fonctionner en toute sécurité : Quatre mois après, les implants se sont normalement ostéointégrés et le puits jonctionnel osseux entourant le fantôme externe tibial est cicatrisé. Le chirurgien pratique une anesthésie locale des tissus entourant les voies d'abord externes des implants et rouvre les cicatrices précédemment faites. Il dégage les voûtes des fantômes internes, puis les dépose au moyen d'un tournevis.
Du côté tibial, la vis de blocage du porte-implant est déserrée et la vis de fixation du porte-implant dévissée, ce qui libère le fantôme externe de l'implant tibial. La suprastructure de l'implant tibial de la première phase chirurgicale est déposée. Le chirurgien introduit un arthroscope au-travers de l'implant fémoral et rince
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l'articulation du sang qui aurait pu s'y écouler. Le fil guide est introduit au-travers de l'implant tibial et récupéré par visualisation arthroscopique à l'aide d'une pince. Le fil guide est tiré au-travers des deux implants et émerge largement de part et d'autre des deux incisions.
Le complexe ligamentaire est fixé par sa vis libre au fil guide du côté tibial. Une traction est exercée sur le fil guide du côté fémoral et le néo-ligament entre dans le puits tibial jonctionnel, suivi du cylindre amortisseur. Le néo-ligament traverse l'implant tibial, l'articulation et l'implant fémoral, pour émerger à la peau par l'incision de la tubérosité fémorale. Le cylindre amortisseur est vissé soigneusement dans l'implant tibial, puis une radiographie de contrôle de la jonction implant tibial-cylindre amortisseur est réalisée, pour être certain que le cylindre amortisseur soit parfaitement coapté à l'implant tibial. De l'autre côté, le chirurgien glisse le système de blocage le long du néo-ligament jusque dans l'implant fémoral. La vis ellipsoïdale est tournée de 900, ce qui va solidariser le système de blocage à l'implant fémoral.
A ce moment, le néo-ligament peut toujours aller et venir dans l'implant tibial. Un prétensionneur classique est fixé sur le néoligament, * pour meSurer sa tension. Le chirurgien doit d'abord trouver la'précharge minimale (normalement 20 N) en fonction d'un angle de flexion de la jambe (environ 30 ). Le chirurgien fléchit et tend la jambe pour voir le comportement de la tension sur toute la course flexionextension. La précharge et la charge doivent convenir pour une stabilité suffisante et une amplitude de mouvement normale. Lorsque les paramètres sont jugés corrects pour le patient, le système de blocage est activé. Le néo-ligament est ainsi enserré et ne peut plus se mouvoir dans l'implant
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- - fémoral. Le patient peut déambuler dans la salle d'opération et tester la stabilité et la mobilité de son genou.
Si cela lui convient, la vis de couverture est placée en fémoral, puis une vis de prétension neutre ou précalibrée est installée sur la voûte du cylindre amortisseur en tibial. Si une vis de prétension précalibrée doit être posée, des contrôles supplémentaires doivent être réalisées. Les plaies cutanées sont fermées et le patient peut quitter l'hôpital en marchant !
Il faut savoir que la précharge est normalement de 20 N pour un angle de flexion de 300. Le ressort qui se trouve dans le cylindre amortisseur'doit pouvoir subir une tension de 20 N sans que la coulisse ne s'enfonce dans le cylindre.
Au-delà de 20 N., la coulisse va s'enfoncer dans le cylindre amortisseur. A cet effet, et pour empêcher tout retour de la coulisse en deçà de 20 N, une vis de prétension bloque la position par son prolongement.
Le jour même, ou dans les quelques jours qui suivent, le patient retrouvera une fonction normale, sans temps de rééducation ni d'immobilisation quelconque. De même lors des changements ultérieurs, il ne sera requis aucune immobilisation.
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.
Pour que 1-invention puisse être mieux comprise, référence est faite aux figures accompagnantes dans lesquelles :
La figure 1 représente une vue externe de la prothèse selon l'invention avec la suprastructure néo-ligamentaire fonctionnelle montée dans et sur ses implants. Elle représente la prothèse telle qu'elle sera implantée chez le patient et en fonction.
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La figure 2 représente une coupe longitudinale axiale de la prothèse décrite dans la figure 1 selon l'invention. Elle représente la prothèse telle qu'elle sera implantée chez le patient et en fonction.
La figure 3A représente une vue externe de l'implant tibial selon l'invention.
La figure 3B représente une coupe longitudinale axiale de l'implant tibial selon l'invention.
La figure 3C représente une coupe transversale de l'implant tibial passant par la ligne I-1 de la figure n 3B selon l'invention.
La figure 4 représente une coupe longitudinale axiale du fantôme externe selon l'invention.
La figure 5A représente une coupe longitudinale axiale du porte-implant selon l'invention.
La figure SB représente une vue en élévation de la tête du porte-implant selon l'invention.
La figure 6A représente une vue externe de la vis de fixation du porte-implant selon l'invention.
La figure 6B représente une coupe longitudinale axiale de la vis de fixation du porte-implant selon l'invention.
La figure 6C représente une vue en élévation de la tête de a vis de fixation du porte-implant selon l'invention.
La figure 7A représente une vue externe de la vis de blocage du porte-implant selon l'invention.
La figure 7B représente une coupe longitudinale axiale de la vis de blocage du porte-implant selon l'invention.
La figure 8A représente une vue externe du fantôme interne tibial selon l'invention.
La figure 8B représente une coupe longitudinale axiale du fantôme interne tibial selon l'invention.
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La figure 9 représente une coupe longitudinale axiale de l'implant tibial identique à la figure 3B, surmonté de l'IFP qui rassemble les figures 4, SA et 8B dans lequel le fantôme interne tibial est mis en place selon l'invention, tels qu'ils sont laissés en place pendant la mise en nourrice.
La figure 10A représente selon l'invention une vue externe du cylindre amortisseur dont le néo-ligament n'est pas entièrement représenté.
La figure 10B représente une vue en élévation de la voûte du cylindre amortisseur selon l'invention.
La figure 10C1 représente une coupe longitudinale axiale du cylindre amortisseur dont tous les éléments internes amovibles ont été déposés selon l'invention.
La figure 10C2 représente une coupe longitudinale axiale du cylindre amortisseur identique à la coupe 10C1 où le joint d'étanchéité et le berceau ont été mis à leur place selon l'invention.
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La figure 10C3 représente selon l'invention une coupe r longitudinale axiale du cylindre amortisseur identique à la figure 10C2, où le ressort et l'extrémité tibiale du néoligament ont été ajoutés.
La figure 11A représente selon l'invention les différentes parties serties au deux extrémités du néoligament. Le néo-ligament n'est pas représenté entièrement, l'interruption est signifiée par les deux lignes en zig zag. Le néoligament est représenté entièrement dans la figure 2.
La figure 11B représente selon l'invention une coupe longitudinale axiale de la coulisse serte sur un fragment de néo-ligament représenté en ombré.
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La figure 11C représente selon l'invention une vue externe de la coulisse par sa face articulaire. Le néoligament n'étant pas représenté.
La figure 11D représente selon l'invention une coupe longitudinale axiale du berceau.
La figure 12 représente la vis de prétension en vue externe selon l'invention.
La figure 13A représente une vue externe de l'implant fémoral selon l'invention.
La figure 13B représente une coupe longitudinale axiale de l'implant fémoral selon l'invention.
La figure 13C représente une vue en élévation de l'extrémité articulaire hémicylindrique de l'implant fémoral selon l'invention.
La figure 13D représente selon l'invention une coupe transversale de l'implant fémoral passant par la ligne IIII.
La figure 14A représente une vue externe du fantôme interne fémoral selon l'invention.
La figure 14B représente une coupe longitudinale axiale du fantôme interne fémoral selon l'invention.
La figure 14C représente selon l'invention une coupe transversale de l'obturateur du fantôme fémoral passant par la ligne III-III..'
La figure 14D représente une vue externe de l'implant fémoral avec le fantôme interne fémoral en place selon l'invention.
La figure 14E représente une vue en coupe longitudinale axiale de la figure 14D.
La figure 15 représente en vue externe le système de blocage, tel qu'il sera fourni au chirurgien pour être placé dans l'implant fémoral. Le pivot est monté sur
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l'étreinte, avec sa goupille et sa vis ellipsoïdale en place selon l'invention. Le système de blocage est représenté orienté par la face où se trouve insérée la vis ellipsoïdale dans la goupille.
La figure 16A représente selon l'invention une vue externe du pivot orienté par la face qui présente l'endroit d'insertion du plot de solidarisation du pivot à l'étreinte.
La figure 16B représente selon l'invention une vue externe du pivot orienté par la face qui présente l'endroit d'insertion de la vis ellipsoïdale (rotation horaire de 900 par rapport à la figure 16A).
La figure 16C1 représente selon l'invention une coupe longitudinale axiale du pivot passant par les puits d'insertion de la clé de serrage.
La figure 16C2 représente selon l'invention une vue en élévation de la face supérieure du pivot.
La figure 16C3 représente selon l'invention une coupe transversale du pivot passant par la ligne IV-IV de la figure 16C1.
La figure 16 Dl, représente le pivot de la figure 16Cl, avec une rotation horaire de 900 par rapport à l'axe
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de symétrie et par rapport à la face supérieure.
- La figure dz représente selon l'invention une coupe longitudinale axiale le pivot passant par l'axe de symétrie de la chambre d'expansion de la goupille.
La figure 17A représente selon l'invention une vue externe l'étreinte orientée par la face qui présente la découpe verticale.
La figure 17B représente selon l'invention une vue externe de l'étreinte de la figure 17A en rotation horaire
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de 90 par rapport à l'axe de symétrie et par rapport à la face supérieure.
La figure 17C1 représente selon l'invention une coupe longitudinale axiale de l'étreinte du système de blocage passant par l'échancrure verticale.
La figure 17C2 représente selon l'invention une vue en élévation par le haut de l'étreinte du système de blocage.
La figure 17C3 représente selon l'invention une vue en élévation par le bas de l'étreinte du système de blocage.
La figure 17 Dl représente l'étreinte de la figure 17C1 en rotation horaire de 900 par rapport à l'axe de symétrie et par rapport à la face supérieure.
La figure 17D1 représente selon l'invention une coupe longitudinale axiale l'étreinte du système de blocage passant en avant du congé d'arrêt rotationnel.
La figure 17D2 représente selon l'invention une coupe transversale de l'étreinte du système de blocage passant par la ligne V-V de la figure 17D1.
La figure 18A représente selon l'invention une vue en élévation de la goupille du système de blocage.
La figure 18B représente selon l'invention une vue externe de la face présentant l'échancrure de la goupille du systèmebde blocage.
La figure lé représente selon l'invention la goupille du système de blocage en coupe passant par l'échancrure le long de la ligne VI-VI de la figure 18A.
La figure 19A représente selon l'invention une vue externe de la vis ellipsoïdale orientée par sa petite convexité.
La figure 19B représente selon l'invention une vue externe de la vis ellipsoïdale en rotation horaire de 900
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par rapport à l'axe de symétrie de la figure 19A. La vis ellipsoïdale présente donc sa grande convexité.
La figure 19C représente selon l'invention une vue en élévation par le haut de la vis ellipsoïdale.
La figure 20A représente selon l'invention une coupe longitudinale axiale du capuchon de couverture définitif, passant par toute la longueur du chenal d'échappement du néo-ligament.
La figure 20B représente selon l'invention une vue externe du capuchon de couverture définitif de l'implant fémoral, la gouttière supérieure étant prise en enfilade.
La figure 20C représente selon l'invention une vue en élévation par le haut du capuchon de couverture définitif de l'implant fémoral.
La figure 21 représente l'implant fémoral recouvert de son capuchon de couverture définitif vu par la face d'émergence du néo-ligament avec le néo-ligament émergeant par la face articulaire, tel que cela peut se voir dans la prothèse définitive selon l'invention.
La figure 22 représente l'implant tibial et l'os tibial en coupe longitudinale axiale. L'implant tibial se trouve au fond du puits jonctionnel, tel qu'on peut le voir après la mise en nourrice, lorsque le porte-implant et le fantôme externe ont-été déposés.
Nous allons décrire ci-dessous les éléments qui composent la prothèse de l'invention représentée dans la figure 1.
L'implant tibial IT est représenté selon invention dans les figures 3A, 3B et 3C (figure 3C en coupe transversale passant par la ilgne I-I de la figure 3B). Les figures 1 et 2 représentent l'implant tibial (IT) tel qu'il s'inscrit dans la prothèse définitive et dans la figure 9
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en coupe longitudinale axiale, monté sur le porte implant tel qu'il est laissé en place après la première intervention chirurgicale. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
L'implant tibial IT selon l'invention est le support fixe ostéointégré des suprastructures sises dans l'os tibial. Il est situé au fond d'un puits osseux jonctionnel laissé par le fantôme externe FE, après la mise en nourrice. Il est le site de fixation par son pas de vis interne lOb, d'abord de la vis de fixation dans le cadre de l'IFP (voir plus bas) à la première intervention, puis du pas de vis du cylindre amortisseur 45 à partir de la seconde intervention. Il est le lieu de passage du néoligament vers l'articulation distalement 12.
L'implant tibial IT selon l'invention est tubulaire et piriforme. Il a une longueur de 18 à 22 mm et un diamètre de 8 à 12 mm. Extérieurement, on lui distingue trois parties, la proximale 1, l'intermédiaire 2, la distale 3 et deux extrémités ou faces FIT et FAT. La face d'insertion proximale FIT, forme le fond du puits osseux jonctionnel, et la face articulaire FAT, émerge dans l'articulation. Sa partie interne est creuse et divisée en deux parties, la proximale. plus large sert d'ancrage aux suprastructures et la distale, effilée sert de passage à l'obturateur et au néo-ligament.
La partie proximale externe 1 est large de 8 à 12 mm et longue de 9 à 11 mm, elle possède un pas de vis 6, interrompu ou non à intervalles réguliers et une bordure lisse 5. Le pas de vis externe 6 se situe uniquement sur la partie la plus large de l'implant. L'implant peut aussi être autotaraudant, par la présence à sa partie la plus large, de plusieurs tarauds non représentés sur les
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schémas. La partie supérieure de la face externe de l'implant présente une bordure lisse 5, de titane poli en miroir de 1 à 2 mm de hauteur et qui fait tout le tour de l'implant 5. Le pas de vis permet une avancée dans l'os d'environ 2 mm par tour de 3600.
La partie intermédiaire 2 est hémicylindrique. Elle fait la jonction entre la partie proximale et la partie suivante, elle a entre 2 et 4 mm de long. Elle présente quatre logettes (4a, 4b, 4c, 4d) latérales de régénération tissulaire guidée antirotationnelles ovaloides, de 2 à 4 mm de largeur, de 1 mm de hauteur et de 0,5 à 1 mm de profondeur, creusées dans la masse de cette partie. Elles sont envahies par du tissu osseux pendant la mise en nourrice, ce qui empêche l'implant de se dévisser lors des manoeuvres de pose et de dépose des suprastructures après ostéointégration. Les logettes sont représentées de face 4a, de profil 4b, en coupe longitudinale 4c et en projection 4d.
L'extrémité distale 3 de l'implant tibial IT est effilée et tubulaire. Elle est séparée de la partie élargie par la partie intermédiaire hémicylindrique qu'elle prolonge. Son diamètre est de 3 à 6 mm et sa longueur de 4 à 6 mm. son extrémité distale 7a est biseautée à 450 en, pour qu'elle affleure uniformément sur tout le pourtour du plateau tibial au site d'insertion de l'ACL. En effet, l'axe du chenal d'entrée dans l'os est situé aux environs de la tubérosité tibiale antérieure et pénètre selon un angle d'environ 450 par rapport au plan du plateau tibial, pour émerger au lieu d'insertion de l'ACL. L'extrémité de l'implant IT doit venir poindre légèrement dans l'articulation.
De par son biseau 7a, l'implant tibial IT est orienté, par sa pointe 7b qui marque la partie
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postérieure, et l'opposée 7c, marque la partie antérieure par rapport au sujet après placement. Avant le forage, le chirurgien sait contrôler l'angle de pénétration par rapport au plan du plateau tibial, ainsi que la longueur du chenal osseux, grâce à un guide de forage classique.
La face d'insertion FIT de l'implant tibial présente un méplat circonférentiel 8 de 1,5 à 2 mm de largeur qui sert de butée d'enfoncement aux suprastructures qui s'y fixent. Centralement par rapport au méplat circumférentiel, la FIT est béante et conduit à directement à la partie élargie interne de l'implant.
La face articulaire FAT de l'implant tibial IT affleure à la surface du plateau tibial. C'est par elle qu'émerge le néo-ligament de l'implant, dans l'articulation. Durant la mise en nourrice, c'est l'obturateur qui émerge de 5 mm.
L'âme de l'implant tibial IT est creuse sur toute sa longueur. On lui distingue deux parties, une partie proximale interne large 9 et une partie distale interne large 12a.
La partie proximale interne large 9 a un diamètre
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d'environ 4 à 7 mm environ, sur une longueur de 6 à 8 mm environ. Elle présente une partie lisse sur environ 3 à 5 " mm de longueur 10a, c'est le fût d'engagement axial du cylindre amortisseur (FEAX). Le fût d'engagement axial se continue par un pas de vis interne long de 5 mm, c'est le pas de vis de fixation lOb interne de l'implant tibial IT.
Le fût d'engagement axial du cylindre amortisseur sert à empêcher les déviations d'axe lors du placement du cylindre amortisseur. Suite à la ductilité du titane, une déviation d'axe pourrait altérer le pas de vis interne lOb de l'implant tibial IT, lors du vissage des éléments des
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suprastructures qui s'y fixent, ce qui compromettrait la survie de l'implant.
Au niveau de l'extrémité distale de l'implant tibial IT, la partie creuse est cylindrique et a le diamètre du néo-ligament (2,5 mm), pour permettre son passage, c'est le chenal du néo-ligament 12a. Vers l'articulation, le chenal s'évase 12b. Ce chenal est poli en miroir.
Entre la partie interne élargie 9 et le chenal de passage du néo-ligament 12a, se trouve un méplat circulaire de 1 à 2 mm de largeur environ, c'est le méplat d'appui 11 interne de l'implant tibial. Il sert d'appui à la vis de blocage (voir plus bas).
Le pas de vis interne lOb de l'implant tibial permet la fixation de deux suprastructures tibiales à des moments différents : 'au pas de vis du porte-implant 19a.
* au pas de vis du cylindre amortisseur 45.
Eléments des suprastructures de l'implant tibial :
Suprastructures de la première phase chirurgicale :
Les rôles principaux des suprastructures de la première ptase chirurgicale sont : * de simplifier l'opération de placement de l'implant tibial au cours de l'intervention.
'de maintenir le chenal jonctionnel libre et cicatrisé.
* de faciliter l'accès de la face d'insertion de l'implant tibial.
Pour une question de facilité de placement en salle d'opération, il est nécessaire que l'implant tibial IT, le porte-implant PI et le fantôme externe FE soient fournis
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par le fabricant en une seule pièce, c'est l'IFP. L'IFP est l'acronyme d'Implant-Fantôme externe-Porte-implant.
L'IFP perdurera pendant la mise en nourrice, jusqu'au dépôt du porte implant PI et du fantôme externe FE, lors du placement de la suprastructure fonctionnelle définitive.
Le fantôme externe FE selon l'invention est représenté dans la figure 4 en coupe longitudinale axiale et sur la figure 9 en coupe longitudinale axiale, monté sur l'implant tibial IT tel qu'il est laissé en place après la première intervention chirurgicale. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
Le fantôme externe FE selon l'invention est de forme cylindrique et tubulaire, il a le diamètre de l'implant tibial et a une longueur de 20 à 27 mm sur une épaisseur de 0,5 à 2,5 mm. On peut lui décrire la face externe du cylindre parfaitement lisse et deux extrémités, la proximale ou émergence externe Emf et la distale ou face implantaire Fi. Sa partie interne est creuse sur toute sa longueur.
Le fantôme externe FE maintient le chenal jonctionnel libre. Il a la même forme externe que le cylindre amortisseur qui sera placé après lui. Il est lisse en surface, mais n'a, pas de fonction mécanique. La face d'émergence externe Emf vient affleurer la surface de l'os tibial. Elle présente une marge d'appui externe 16b regarde vers la surface après placement. Elle sert d'appui à la bordure de recouvrement du fantôme tibial interne 37. La face implantaire Fi, qui se trouve en contact avec l'implant tibial, a sa marge d'appui cibiale 16a d'une largeur de 1,5 à 2,5 mm, qui vient s'appuyer sur le méplat d'appui 8 de l'implant tibial.
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La partie interne, tubulaire est plus large dans sa section proximale 13, et plus étroite (longueur de 5 mm) à l'extrémité 14 qui se fixe à l'implant tibial. Ces deux parties sont séparées par le méplat d'appui 15 circulaire interne du fantôme externe qui a de 1 à 2 mm de large. Il sert d'appui à la marge d'appui de la vis de fixation 20.
La partie interne étroite 14 est filetée d'un pas de vis 17, qui permet l'insertion du tournevis de la dépose du fantôme externe après la mise en nourrice.
A l'intérieur du fantôme externe FE viennent le porteimplant PI et le fantôme interne FI.
Le porte-implant PI selon l'invention est représenté dans la figure 5A en coupe longitudinale axiale, dans la figure SB en vue en élévation de sa tête, et en coupe longitudinale axiale, monté sur l'implant tibial IT dans la figure nO 9. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
Le porte-implant (PI) comporte deux vis VB, VF, emboîtées les unes dans les autres. L'externe, ou vis de fixation VF, sert à fixer le fantôme externe FE à l'implant tibial IT (voir fig. 9), la seconde interne à la précédente est la vis de blocage VB, elle sert à bloquer la vis de fixation ""'voir fig.. 9). Le porte implant PI permet le placement de l'implant tibial à son site d'insertion. Il est nécessaire que l'IFP puisse être vissé et éventuellement dévissé. Pour éviter lors des manoeuvres de dévissage que la vis de fixation VF ne se dévisse de l'implant tibial IT, la vis de blocage VB est vissée dans la précédente et la bloque.
La vis de fixation VF serrée à fond dans l'implant tibial IT surmonté du fantôme externe FE, ne touche pas le fond 11 de la partie élargie interne de l'implant tibial IT, alors que la vis de blocage VB le
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peut, lorsqu'elle est serrée à fond. Il existe donc entre ces deux vis un décalage 18. Ceci bloque la vis de fixation VF, qui peut être vissée et dévissée sans risque de dévisser la vis de fixation de l'implant tibial IT.',. porte-implant PI dispose sur sa tête d'un écrou (EVF) pour la clé de vissage et dévissage de l'IFP dans l'os tibial.
Après la mise en nourrice, le porte-implant PI et le fantôme externe FE doivent être déposés. Le chirurgien dévisse d'abord la vis de blocage VB par l'écrou qu'elle possède au niveau de sa tête 25, puis la vis de fixation VF par son écrou EVF. Le porte-implant PI est déposé, puis un tournevis est inséré dans le pas de vis 17 du fantôme externe pour le déposer. Il est à signaler que l'implar tibial IT ne sait pas se dévisser, les logettes latérales de régénération tissulaires guidée empêchent ce mouvement par envahissement de tissu osseux et ostéointégration.
Les parties constitutives du porte-implant PI selon l'invention sont représentées dans la figure 6A, où on voit la vis de fixation VF en vue externe ; dans la figure 6B, où on voit la vis de fixation VF en coupe longitudinale axiale, dans la figure 6C, où on voit la projection de la tête du porte-implant PI ; dans la figure 7A, où on voit la vis de blocage VB du porte-implant PI en vue externe et dans la figure 72,. où on voit la vis de blocage VB du porte-implant PI en coupe longitudinale axiale. La figure 9 représente le porte-implant PI en coupe longitudinale axiale, monté sur l'implant tibial IT.
La vis de fixation VF selon l'invention est représentée dans les figures 6A, 6B et 6C et dans la figure 9. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
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La vis de fixation VF comme décrit plus haut, est une des deux parties constitutives du porte-implant PI et sert à visser et dévisser l'IFP au placement de l'implant tibial IT.
Extérieurement, selon l'invention, elle possède deux parties distinctes, la tête TVF et le prolongement PVF, elle est creuse axialement. La tête possède un écrou hexagonal EVF qui permet l'insertion de la clé de vissage et dévissage de l'IFP dans l'os. La tête de la vis de fixation présente aussi un collet circulaire 21 et une marge d'appui 20 de 1, 5 à 2,5 mm de large, qui entre en coaptation sur le méplat circulaire interne 15 du fantôme externe, lors de sa fixation dans l'implant tibial IT surmonté du fantôme externe FE. Pour se fixer dans l'implant tibial IT, la vis de fixation VF a un pas de vis externe 19a du même calibre que celui lOb de l'implant tibial.
Entre ce pas de vis 19a et la marge d'appui 20, se trouve un prolongement cylindrique 19b, qui entre en contact avev le pas de vis du fantôme externe 17 et comble le fût d'engagement axial du cylindre amortisseur de l'implant tibial FEAX distalement.
La vis de fixation est creuse axialement sur toute sa longueur, -pour recevoir en son sein la vis de blocage. Son âme au niveau de sa tête est cylindrique et lisse en 22, pour se continuer par un pas de vis 23 qui permet la fixation de la vis de blocage. Le pas de vis 23 se continue par le chenal 24 de l'extrémité de la vis de blocage. Dans la vue en élévation de la figure 6C, on voit l'écrou de la vis de fixation et le chenal de passage de la vis de blocage CVB. Le chenal de passage de la vis de blocage est composé de la suite des parties 22,23 et 24. Lorsque la vis de fixation est vissée à fond, dans l'implant tibial
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IT, l'extrémité de la vis ne touche pas le fond de la partie élargie de l'implant tibial il, elle est en recul 18.
La vis de blocage selon l'invention est représentée dans les figures 7A en vue externe et 7B en coupe longitudinale axiale. La tête de la vis est représentée en élévation à la figure nO 5B et montée dans l'IFP dans la fig. 9. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
La vis de blocage VB selon l'invention, comme son nom l'indique, sert à bloquer la vis de fixation VF dans l'implant tibial IT. La vis de blocage VB est composée de deux parties distinctes, la tête et son prolongement.
Axialement, elle est creuse.
La tête 25 de la vis de blocage est de forme hexagonale et sert à la visser et à la dévisser. La tête 25 de la vis de blocage est de diamètre inférieur à celui de la tête de la vis de fixation. Au niveau de son prolongement 29, elle présente un pas de vis 26 qui va se fixer dans le pas de vis interne 23 de la vis de fixation VF. En coupe longitudinale axiale fig. 7B., on voit le chenal 28 qui transfixe la vis de part en part, il sert au passage sur toute sa longueur de l'obturateur du fantôme - t. interne tibial. A l'extrémité tibiale de la vis de blocage VB, se trouve la zone d'appui 27. Cette zone d'appui est circulaire et vient butter au niveau de la partie 11 par vissage dans la vis de fixation VF, ce qui bloque la vis de fixation VF.
Le fantôme interne FI est représenté dans les figures 8A en vue externe et 8B en coupe longitudinale axiale. La figure 9 le représente en coupe longitudinale axiale tel qu'il est laissé en place sur l'IFP pendant la mise en
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nourrice. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
Le fantôme interne FI selon l'invention, se place dans le fantôme externe, sur le porte implant PI et est solidement maintenu en place par friction à l'intrados du fantôme externe FE. Il comble l'espace mort interne de l'IFP et recouvre par son couvercle l'émergence externe du fantôme externe Emf. L'obturateur se prolonge dans le porte-implant et se continue dans le chenal du néo-ligament de l'implant tibial, pour émerger dans l'articulation.
Il est formé extérieurement de deux parties, le bouchon 30 recouvert d'un couvercle 33 et un élément allongé, l'obturateur 31.
Le bouchon du fantôme interne 30 se présente comme un cylindre recouvert d'un couvercle 33. Il est réalisé en matière plastique. Le cylindre est creusé d'ailettes circulaires de rétention 34 de diamètre légèrement supérieur au cylindre. Elles servent à maintenir par frottement le fantôme interne FI en place. Le diamètre du cylindre est identique au diamètre interne du fantôme externe FE.
Le couvercle 33 déborde de 0,5 à 1 mm le diamètre du bouchon zu Il forme une voûte arrondie 36. Le couvercle déborde le cylindre du bouchon par une marge circulaire, c'est la bordure de recouvrement 37 de la marge externe du fantôme externe. Elle vient exactement recouvrir la marge d'appui 16b externe du fantôme externe dont elle a la largeur. Il présente en son centre l'émergence du pas de vis d'un écrou 35. Cet écrou 40 est serti dans la masse du fantôme. Il est muni d'un pas de vis 41 qui permet d'insérer le tournevis de dépose du fantôme interne.
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La partie articulaire du bouchon 30 se situe à l'opposé du couvercle et est béante. On voit une cavité cylindrique de 3 à 5 mm de profondeur, c'est la chambre 38 du fantôme interne tibial. Elle est circulaire et vient parfaitement s'emboîter sur la tête de l'écrou de la vis de blocage VB. Au plafond 39 de cette chambre, se trouve serti l'obturateur 31 des chenaux. L'obturateur des chenaux peut être dans le même matériau que le bouchon 30. Dans les schémas, il est représenté en ombré pour la facilité. La coupe permet de voir l'écrou d'enlèvement serti 40 et son pas de vis 41.
L'obturateur émerge du centre du plafond 39 de la chambre. Il est effilé et s'engage dans le porte implant PI et le chenal central de l'implant tibial IT, pour entrer dans l'articulation sur 5 mm. Le bouchon 30, encapuchonne l'écrou de la vis de blocage VB, comble l'espace mort de l'IFP jusqu'à son émergence externe Emf. Le couvercle recouvre la marge externe 16b du fantôme externe.
L'extrémité articulaire de l'obturateur pénètre de 5 millimètres dans l'articulation, ce qui empêche tout envahissement de l'émergence articulaire de l'implant tibial. Les quatre pièces formant l'IFP, sont laissées en
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place durant la mise en nourrice, avec le fantôme interne rus surmontant et traversant le tout. Ceci limite au maximum le nombre de manipulations au cours de l'intervention chirurgicale de placement de l'implant tibial IT.
Après la mise en nourrice, le fantôme interne FI est déposé, puis la vis de blocage VB diese--. Ensuite, la vis de fixation VF est enlevée, autorisa li dépose du fantôme externe, ainsi apparaît un chenal eux fibreux bien lisse (c'est le chenal jonctionne-qui permettra d'insérer avec un
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minimum d'effusion de sang, le complexe ligamentaire dans l'os.
Le fantôme externe FE est la dernière structure à être placée avant de refermer la plaie tibiale.
L'avantage de ce montage IFP, surmonté par après du fantôme interne FI est de limiter le nombre de manipulations, mais surtout de ne jamais avoir de tissu qui envahisse le méplat d'appui 8 de l'implant tibial. Le cylindre amortisseur doit être parfaitement coapté à l'implant, sans quoi, il y a risque de dévissage du cylindre amortisseur.
Suprastructures de la deuxième phase chirurgicale :
Le Complexe Ligamentaire Amovible (CLA) selon l'invention, remplace par un néo-ligament compact et un amortisseur les montages réalisés à ce jour pour remplacer l'ACL. La différence majeure par rapport aux autres systèmes, est qu'il est facile à enlever et à remplacer en cas de problème et ne nécessite pas à son placement d'intervention sur l'articulation. C'est ici l'une des caractéristique les plus originales de l'invention proposée.
La longueur totale de l'implant tibial surmonté du cylindre amortisseur, fait environ 45 mm de long. La face externe du cylindre amortisseur couvre donc toute la longueur du chenal osseux jonctionnel fibrosé, qui va de la surface osseuse tibiale au méplat d'appui de l'implant tibial 8.
Les éléments du CLA :
Le cylindre amortisseur selon l'invention est représenté dans les figures 1 et 2, monté sur l'implant
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tibial tel que dans la prothèse définitive et dans les figures 10A, 10B, 10 Cl, 10C2 et 10 C3 individuellement.
Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
Le cylindre amortisseur CA a pour rôle de compenser les changements de distance entre les émergences intraarticulaires des implants lors des mouvements de flexionextension du genou. Il impose au néo-ligament une tension suffisante pour assurer la stabilité, sur l'angle de flexion le plus grand possible. La tension étant aussi proche que possible de celle de l'ACL physiologique.
L'ammortisseur CA et le néo-ligament permettent en somme d'avoir la souplesse et la stabilité fonctionnelle du genou. Il contient le matériau de contrainte. Ce matériau de contrainte peut être de plusieurs types : ressort, élastique de traction, boudin compressif, etc. Il doit être capable de maintenir une tension assurant une stabilité fonctionnelle, proche de celle de l'ACL. Dans les figures de l'invention, c'est le ressort qui a été représenté.
Extérieurement, selon l'invention le cylindre amortisseur a l'aspect d'un cylindre de 20 à 30 mm de long, 8 à 12 mm de diamètre et 0.5 à 1 mm d'épaisseur, dont la surface externe SE est lisse en 42a. La surface externe SE du cylindre amortisseur ÇA n'est pas ostéointégrable, soit qu'elle est de titane poli en miroir, soit qu'elle est siliconée, par exemple. Il comprend à son extrémité articulaire, distalement, le dispositif de fixation 43 à l'implant tibial. Du dispositif de fixation émerge le néoligament 44. Son extrémité proximale ou face proximale affleure l'os tibial à son lieu de pénétration dans l'os.
La face proximale du cylindre amortisseur 42b forme une voûte 47 qui affleure la surface osseuse après
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placement. Elle comprend quatre puits 48 d'environ 2 mm de profondeur et de diamètre, disposés autour d'un trou central 49. Les quatre trous servent à l'insertion de la clé qui visse et dévisse le cylindre de l'implant tibial.
Le trou central 49 a son rôle décrit plus bas et sert à engager et à visser la vis de précontrainte.
Le dispositif de fixation 43 du cylindre amortisseur est un cylindre creux de 4 à 7 mm de large et 6 à 8 mm de long qui se continue proximalement dans le cylindre principal. Il se compose de deux parties, le pas de vis 45 et le moignon de comblement 46 du cylindre d'engagement axial de l'implant tibial IT. Le pas de vis 45 a 5 à 6 mm de long et de 4 à 7 mm de diamètre, séparé du cylindre principal par le moignon de comblement 6 du cylindre d'engagement axial qui a de 3 à 4 mm de long et le même diamètre que la pièce précédente. Le dispositif de fixation 43 est creusé sur toute sa longueur, comme décrit plus bas.
Le pas de vis 45 se fixe dans l'implant tibial IT.
A la jonction du cylindre principal 42 et du cylindre accessoire 43, se trouve méplat du cylindre amortisseur 55.
Il a la même largeur que le méplat d'appui 8 de l'implant tibial IT avec lequel il entre en contact après placement.
Il est capital que. ces deux parties soient parfaitement coaptées, pour le-contrôler, le chirurgien réalisera une Rx de contrôle du joint.
L'intérieur du cylindre amortisseur CA comprend un espace mort important totalement clos et isolé du milieu environnant après placement, grâce au joint d'étanchéité et la vis de précontrainte.
La partie interne du cylindre amortisseur est creuse et forme la chambre CCA du cylindre amortisseur. Elle est close à ses deux extrémités, par le plafond 51a de la
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chambre du cylindre amortisseur proximalement qui est la partie interne de la voûte 47 et par le fond 51b de la partie interne. La voûte 47 est percée d'un puits central muni d'un pas de vis 49 destiné à recevoir la vis de précontrainte. Le fond 51b de la partie interne est plat et se continue dans le cylindre accessoire 43. La partie centrale est percée d'un chenal dont on peut distinguer deux parties, la proximale et la distale. La partie proximale du chenal forme la logette 50b du joint d'étanchéité. Elle est large de 3,5 à 4 ; 5 mm sur 3 à 5 mm de longueur et cylindrique.
La partie distale du chenal 50a, permet le passage du néo-ligament de l'amortisseur vers le chenal néo-ligamentaire 12a de l'implant tibial.
Dans la logette du joint d'étanchéité s'insère le joint d'étanchéité. Le joint d'étanchéité a pour rôle d'isoler la cavité articulaire de l'espace-mort du cylindre amortisseur, ceci, pour empêcher le passage de liquides articulaires dans le cylindre, ou de particules dues à l'usure, à partir du cylindre amortisseur vers l'articulation. Il doit être inusable et ne peut déformer le ligament qui le traverse centralement. Il est à noter que le prolongement de la coulisse 56c peut éventuellement
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être d'une longueur telle qu'il se prolonge au repos -. jusqu'au joint dléktanchéité.
Le berceau est représenté dans les figures NO 10C2 et 11D. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
Sur le fond de la chambre du cylindre amortisseur repose le berceau 52a. Il est percé d'un chenal central du diamètre du néo-ligament ou du prolongement de la coulisse 52c. Le berceau reçoit le ressort dans une gouttière 52b destinée à l'immobiliser. Il est entièrement amovible. Sous
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le berceau, se trouve le joint d'étanchéité 53a. Il a le diamètre de la chambre du cylindre amortisseur. Il empêche les déviations axiale du ressort lors des mises en charge.
Dans le cylindre amortisseur se trouvent deux pièces capitales, le néo-ligament et le ressort que nous allons décrire.
Le néo-ligament est représenté partiellement dans les figures 1, 10A, 10C3 et 11A, et entièrement dans la figure 2. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
Le néo-ligament proposé dans l'invention est tout à fait différent de ceux présentés à ce jour. C'est un filin de 130 à 150 mm de longueur et de 2 à 3 mm de diamètre. Ses caractéristiques techniques sont tout à fait différentes de celles des néo-ligaments proposés à ce jour.
Le né-ligament 57 est un filin composé d'un matériau biocompatible flexible, inextensible, dense, de 2 à 2,5 mm de diamètre, de forme circulaire, convenant pour le plus grand nombre de patients, quelle que soit leur activité et leur poids. Il doit être imperméable, non poreux et de structure réticulée au niveau de ses fibres. Il doit être capable de résister à des forces de traction de plus de 1000 Newton et pouvoir subir des mouvements de flexionextension en charge, de plusieurs dizaines de millions de révolutions (in-vitro et in-vivo), sans largage de particules et sans détérioration. Un matériau semble répondre à ces normes et est accepté par la FDA, c'est le polytetrafluorethylène PTFE. Le néo-ligament selon l'invention est serti à ses deux extrémités. L'extrémité tibiale est fixée dans la coulisse 56a du cylindre amortisseur.
L'extrémité libre comprend une vis sertie, de diamètre légèrement inférieur au filin avec pas de vis,
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c'est la vis libre FSC représentée aussi en 49. Le pas de vis permet la fixation des ligne guides.
Il comprend quatre sections qui se répartissent comme suit : * la partie intra tibiale 57a comporte la section interne au CLA et à l'implant tibial. Elle a environ 30 mm de longueur ; * la partie intra-articulaire 57b, entre dans l'articulation par l'implant tibial, pour en ressortir par la partie hémicylindrique de l'implant fémoral.
Elle a 30 mm de longueur ; * la partie intra-implantaire fémorale 57c traverse de part en part l'implant fémoral sur 25 à 30 mm de longueur ; 'la partie extra-prothétique 57d, émerge sur une longueur de 4 à 5 cm dans les tissus sous-cutanés. lors du placement de la prothèse, le chirurgien doit la configurer au patient. Pour ce faire, il doit mesurer la tension dans le néo-ligament à l'aide d'un prétensionneur qui se fixe sur cette partie du ligament, les autres parties étant inaccessibles.
Le segment intra-articulaire du néo-ligament selon l'invention subit des mouvements de flexion et l'intraimplantaire tibial, subit les mouvements d'allée et venue.
Le néo-ligament est serti à ses deux extrémités. a : L'extrémité proximale du néo-ligament est sertie dans la coulisse.
La coulisse est représentée selon l'invention dans les figures 2, 10C3 et llA. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
La coulisse C selon l'invention se compose d'un plateau circulaire 56a muni par sa face articulaire d'un
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prolongement central 56c qui sertit l'extrémité tibiale 57a du ligament. Sa face articulaire est creusée par une gouttière circulaire 56b en dehors du prolongement central.
La gouttière circulaire retient la partie proximale du ressort. La face proximale de la coulisse 56d est plane. Au repos, elle bute contre le plafond 51a de la chambre du cylindre amortisseur avec une force d'environ 20 N.
Lorsque le néo-ligament est mis sous tension par mobilisation du genou, la coulisse se meut dans la chambre par un mouvement de va et vient. Pour éviter un phénomène de pompage, lors de ces mouvements d'allée et venue de ce piston, une distance 59 entre la coulisse et l'intérieur du cylindre est prévue. La coulisse peut être maintenue volontairement plus bas par rapport au plafond, par une vis de prétension calibrée pour une distance d'enfoncement préétablie. Le prolongement de la coulisse vers articulaire 56c peut être de longueur plus ou moins importante. Le néoligament est fixé dans le prolongement 56c de la coulisse. b : L'extrémité distale du néo-ligament est sertie dans une vis, la vis libre.
La vis libre 58a est représentée selon l'invention
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dans les figures 1, 2 et llA. Les numéros indiquent les références, des figures correspondantes.
A l'extrémité'fémorale extraprothétique 57d du néo- ligament, se trouve sertie la vis libre 58a. Elle est solidement sertie à l'extrémité du filin néo-ligamentaire par un sertissage 58b. Elle possède un pas de vis 58c prolongé par un segment lisse 58d qui sert à la fixation du fil guide (guide line). La ligne guide sert à faciliter les manoeuvres de placement du CLA.
Rôle de la vis libre : lors de la deuxième phase chirurgicale, après dépose des fantômes, le chirurgien
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accède à l'articulation par arthroscopie au-travers de l'implant fémoral, pour récupérer le fil guide introduit dans l'implant tibial. Le fil guide est tiré en dehors de l'implant fémoral. Il traverse alors de part en part l'articulation. Sa longueur est de 50 cm environ et dispose d'un écrou à chacune de ses extrémités qui peut recevoir le pas de vis 58c de la vis libre. Ensuite, le chirurgien fixe la vis libre au fil guide, et tire le néo-ligament autravers des implants et de l'articulation à partir de l'implant fémoral. Il fera l'inverse si le système ligamentaire devait être déposé.
En fin d'intervention, avant de refermer les tissus, la vis libre sera encapuchonnée dans un bouchon de silicone (BS) et l'extrémité ligamentaire qui dépasse de l'implant fémoral est abandonnée dans les tissus sous-cutanés. Le bouchon de silicone facilite le dégagement de la vis libre lors de la récupération ultérieure éventuelle.
Le ressort se trouve enchâssé entre la coulisse et le berceau.
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Le ressort selon l'invention est représenté dans les figures 2 et 10 C3. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
Le rassort 54. a une longueur d'environ 18 mm et se trouve enchâssé'entre le berceau 52a du cylindre amortisseur et la coulisse 56a. Le néo-ligament passe à l'intérieur du ressort. Le ressort ne peut être en contact avec l'intérieur du cylindre, ni avec le néo-ligament ou le prolongement de la coulisse. C'est la pièce dont l'élaboration sera la plus délicate de tout le système. Il doit être résistant, inaltérable et se prêter parfaitement à son rôle de substitut élastique de l'ACL, en maintenant la tension du néo-ligament. Il restitue une élasticité au
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système, la viscoélasticité n'étant pas reproductible par un ressort. La course du ressort est tributaire des lieux isométriques choisis pour les émergences articulaires des implants.
Des écarts importants peuvent être notés en fonction des sites d'émergence des implants sur le plateau tibial et la tubérosité externe du fémur. La course maximale de la coulisse est d'environ 10 mm, ce qui laisse une marge d'erreur importante, si l'on s'écarte des points isométriques idéaux.
Le ressort est préchargé dans l'amortisseur d'une tension d'environ 20 N, qui doit correspondre à un angle de flexion de 25 à 30 . Cette précharge peut être accrue par la vis de prétension et contrôlée par le prétensionneur.
Le joint d'étanchéité selon l'invention est représenté dans les figures 10C2 et 10C3 en coupe longitudinale axiale. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
Le joint d'étanchéité 53 est circulaire et enserre le néo-ligament, qui fait des mouvements d'allée et venue au niveau de cet élément. Eventuellement, le prolongement ae la coulisse 56c peut être de longueur plus importante que sur les schémas et traverse le joint d'étanchéité.
La s de précontrainte est représentée selon l'invention dans'la figure 12. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
La vis de précontrainte VPC comporte une tête 60a et un pas de vis 60b. La tête de la vis comporte un pas hexagonal pour la visser et la dévisser. Le pas de vis la voûte du cylindre amortisseur permet de l'insérer. Le pas de vis de la vis 60b se continue par un prolongement de longueur variable 60c. Ce prolongement peut être neutre,
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s'il n'enfonce pas la coulisse, la vis est alors destinée à fermer la chambre.
La vis de précontrainte se visse au centre du sommet du dôme du cylindre amortisseur. Elle enfonce la coulisse dans l'amortisseur d'une distance préétablie, préchargeant le ressort d'une force qui est proportionnelle à la longueur du prolongement de la vis. Le chirurgien disposera d'un jeu de vis calibrées pour imposer les précontraintes désirées. Toutefois, si aucune précontrainte ne devait être établie, la vis introduite sera neutre et servira d'obturateur de la voûte, pour isoler l'espace mort du cylindre amortisseur de l'extérieur.
L'implant fémoral est représenté selon l'invention dans les figures 1, 2,13A, 13B, 13C, 13D 14D, 14E et 21.
Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
* L'implant fémoral IF selon l'invention est tubulaire.
Il se fixe dans la tubérosité fémorale externe ou un peu au-dessus et émerge dans l'articulation au site d'insertion fémoral de l'ACL, selon un axe qui est à peu près en droite ligne avec l'axe de l'implant tibial IT. D'après de nombreuses études, il semble que la manière idéale de le placer sojt en over the top . Il est destiné à recevoir en son sein le système de blocage amovible du néo-ligament.
La dépose du système de blocage ouvre une voie d'accès via le chenal interne de l'implant fémoral (GIF), au-travers de la tubérosité fémorale externe.
Extérieurement, l'implant fémoral a une longueur de 25 mm et 7 à 11 mm de diamètre. Il est cylindrique sur la plus grande partie de sa longueur 61 et hémicylindrique vers articulaire 62. On lui décrit deux extrémités ou faces, la face proximale FEE est la voie d'accès externe, et la face
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distale ou articulaire FAF émerge dans l'articulation. A cela, on peut ajouter la partie interne qui forme un chenal CIF qui le traverse de part en part axialement.
La partie cylindrique est filetée d'un pas de vis 63 et présente vers l'articulation des tarauds 64 qui sont au nombre de 2 à 4. A l'opposé des tarauds se trouve une bordure lisse 65 circumférentielle polie en miroir de 1 à 2 mm de hauteur. Les tarauds 64 sont destinés à tarauder l'os pour former le filetage osseux qui permet la parfaite adaptation du pas de vis dans l'os avec le minimum d'échauffement. Les tarauds présentent des logettes 66 latérales de régénération tissulaire guidées antirotationnelles de dimension équivalente à celles de l'implant tibial. Ces logettes sont faites dans la masse de métal de la partie inférieure, sur le méplat principal du taraud 67a. La partie tranchante 67b est à angle droit par rapport au méplat principal du taraud.
La partie hémicylindrique 62 est tronquée vers l'articulation, par l'émergence du chenal antirotationnel de l'implant fémoral. La partie tronquée est la face d'émergence articulaire de l'implant fémoral FAF.
Proximalement, l'implant fémoral présente la face d'émergence externe'FFE qui affleure la surface osseuse de la tubérosité fémorale externe après placement. Elle présente une bordure 68 de 0,5 à 1 mm d'épaisseur sur toute la circonférence de la face d'émergence. Elle sert d'appui au débordement inférieur du fantôme fémoral interne 76 et avec la face inférieure du capuchon de couverture 128 successivement.
C'est par la face d'émergence externe, via l'entrée du chenal 68b, que le chirurgien a accès à partir de
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l'extérieur à la partie interne de l'implant fémoral et à l'articulation.
Cette voie d'accès autorise plusieurs possibilités : - elle permet de réaliser une arthroscopie limitée de l'articulation et d'en faire le rinçage ; - elle permet de récupérer le fil guide.
La géométrie interne de l'implant est réduite à sa plus simple expression. On remarque immédiatement à son examen, deux parties distinctes, séparées par la marge d'appuis 69.
La partie proximale interne, cylindrique 71 est large et présente à quelques millimètres de l'émergence externe de l'implant une gouttière, la gouttière interne 72 de l'implant fémoral. Elle a 1 mm de hauteur sur 0,5 à 0,8 mm de profondeur et fait tout le tour de la partie interne horizontalement. Elle sert à solidariser le système de blocage à l'implant (voir plus bas).
La partie distale, plus étroite 70, a une longueur de 5 mm, est circulaire tronquée, c'est le chenal antirotationnel de l'implant fémoral. Cette forme est antirotationnelle pour l'étreinte de système de blocage du néo-ligament (voir plus loin).
La marge 69 qui délimite la partie élargie de la partie étroite, sert de support au système de blocage.
Eléments des suprastructures de l'implant fémoral :
Suprastructure de la première phase chirurgicale :
Le fantôme fémoral selon l'invention est représenté dans les figures 14A, 14B, 14C, 14D et 14E. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
Le fantôme fémoral FF selon l'invention, sert à maintenir les faces d'émergence et la partie interne de
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l'implant fémoral IF libre de tout envahissement tissulaire pendant la mise en nourrice.
Extérieurement, il se présente comme un cylindre 73 qui comble la partie élargie 71 de l'implant fémoral. Il est surmonté d'un couvercle 74 dont le débordement latéral 76 sert à recouvrir la marge 68a de l'implant fémoral.
L'extrémité distale présente une proéminence, l'obturateur 75 du fantôme interne de l'implant tibial qui vient combler la partie étroite 70 de l'implant fémoral, pour émerger de 5 à 10 mm dans l'articulation. Le couvercle dispose en son centre d'une vis de pose et de dépose identique à celle 40 du fantôme interne de l'implant tibial. Elle présente un pas de vis 77 qui permet d'utiliser le même instrument que du côté tibial. Il est maintenu dans l'implant par des ailettes de rétention 78 de diamètre légèrement supérieur au diamètre de son cylindre principal, par frottement.
Il est réalisé dans le même matériau que le fantôme interne tibial et ne sert que durant la mise en nourrice.
Il sert à empêcher l'envahissement de l'implant fémoral de tout tissu durant cette période, après quoi il est définitivement déposé. Il n'y aura donc pas d'espace mort au niveau de l'implant et il sera facilement accessible au chirurgiens Il est installé après le placement de l'implant fémoral, après quoi, la plaie peut être fermée.
Suprastructures de la deuxième phase chirurgicale :
Le système de blocage est représenté selon l'invention
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dans les figures 2, 15, 16A, 16B, 16C1, 16C2, 16C3, 16D1, 17A, 17B, 17C1, 17C2, 17C3, 17D1 et 17D2. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
Le système de blocage de l'invention est un progrès considérable par rapport aux techniques d'ancrage osseux
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classiques des ligaments artificiels, qui ne permettent pas de contrôler la tension du ligament de manière itérative, sans risque d'altérer l'ancrage. Grâce à l'invention, le chirurgien peut à sa guise pratiquer toutes les manipulations qu'il désire, sans altérer le ligament, le système de blocage et les structures environnantes. Le système de blocage est interchangeable. Il peut donc aussi évoluer.
Le système de blocage selon l'invention est destiné à bloquer le filin néo-ligamentaire, sans en modifier la position verticale dans l'implant ou le déformer lors du serrage. Il est composé de l'emboîtement du pivot sur l'étreinte. L'étreinte, interne, enveloppe le filin sur tout son pourtour. Lorsqu'elle est relâchée, le néoligament peut aller et venir librement, lorsqu'elle est fermée, la voussure du pivot a fléchi sa partie flexible vers le ligament qui ne peut plus se mouvoir. Le blocage s'opère par une rotation de 900 du pivot sur l'étreinte, à partir de la position de liberté du filin. Si le pivot peut tourner de 900, l'étreinte est calée dans la partie antirotationnelle du fond de l'implant. Le système de blocage est fixé dans l'implant et ne peut en sortir durant les manipulations et lors du fonctionnement de la prothèse.
Pour ce faire, une* goupille circulaire fixée sur le pivot et empêche le système de sortir de l'implant, mais autorise sa rotation de 900 pour les manoeuvres de serrage et déserrage. La goupille peut être neutre, autorisant alors le placement ou l'enlèvement du système du système de blocage. La goupille peut être activée par la vis ellipsoïdale, qui l'engage en partie dans la gouttière de l'implant fémoral, empêchant le système de blocage de sortir de l'implant. C'est en somme assez simplement, que
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le chirurgien peut placer et fixer le système de blocage, et bloquer ou relâcher le néoligament, ce qui pourra dans certaines circonstances faire gagner un temps considérable.
Pour augmenter encore la simplicité de manipulation, le pivot et l'étreinte sont indissociables.
L'un des avantages prépondérants du système prothétique de l'invention est de permettre au patient de tester lui-même la compliance et la stabilité de son ligament, par la marche ou des exercices pendant l'intervention, après testing classique. de son genou par l'opérateur. Ceci peut amener à des modifications de longueur et de tension du système. La facilité de manipulation donnera un gain de temps appréciable, une grande souplesse à ce type de manipulation et une sécurité de fixation du néo-ligament. Le chirurgien peut bloquer et débloquer le néo-ligament à sa guise, jusqu'à atteindre Je parfait compromis de tension et de stabilité du genou.
Le système de blocage selon l'invention est cylindrique et s'insère parfaitement dans l'âme de l'implant fémoral. Il permet le passage du néo-ligament en son centre (système de retenue centrique). Le système de blocage est fait de quatre éléments : le pivot, l'étreinte, la goupille et la vis ellipsoïdale. Tous ces éléments sont fournis d'une seule pièce par le fabricant.
Nous allons voir chacun des éléments du système de blocage selon l'invention individuellement.
Le pivot est représenté selon l'invention dans les figures 15,16A, 16B, 16C1, 16C2,16C3 et 16D1. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
Le pivot P selon l'invention sert à simplifier en toute sécurité l'opération de blocage du néo-ligament dans
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l'implant fémoral. Le pivot peut tourner de 900 dans l'implant, faisant passer le ligament de la liberté absolue au blocage total. Un déclic est perçu lorsque le chirurgien arrive aux 900 voulus et lorsqu'il passe à 00.
Extérieurement, selon l'invention, le pivot est un cylindre 79 de 15 à 18 mm de longueur et du diamètre de la partie interne élargie de l'implant fémoral. Le cylindre présente proximalement la gouttière d'insertion de la goupille 80, elle est circumférentielle et a 1 mm de hauteur et de profondeur. Le cylindre présente une découpe verticale dans sa masse, c'est l'échancrure d'insertion de la de la vis ellipsoïdale 99b. Cette échancrure comprend en fait deux échancrures réparties de part et d'autre de la chambre d'expansion 110 de la goupille, la supérieure 81a où se trouve la tête de la vis ellipsoïdale et l'inférieure 81b, pour le pied de la vis ellipsoïdale. La découpe déborde sur la face proximale, c'est l'accès supérieur de la vis ellipsoïdale 99a, par où on peut la faire tourner à l'aide d'un tournevis hexagonal.
Aux environs de la mihauteur, le cylindre du pivot présente un trou qui le transperce jusque dans son âme 101 pour l'insertion du plot de solidarisation du pivot à l'étreinte.
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Le cylindre du. pivot a deux extrémités ou faces, la Le cy face proximale 93 affleure à la surface externe de l'implant tibial et la face distale 94 qui permet l'insertion de l'étreinte.
La face proximale (représentée dans la figure 16C2 présente un puits central, le puits néo-ligamentaire 95 du pivot qui transperce le pivot axialement 96a jusque dans la chambre du pivot. Il sert au passage du néo-ligament proximalement qui émerge vers l'extérieur à cet endroit et se continue distalement au-travers de l'étreinte, pour
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rejoindre l'articulation. De part et d'autre du puits central, se trouvent deux puits 97 de 2 mm de diamètre et de profondeur, ils servent à l'insertion de la clé qui permet le serrage et déserrage du système de blocage. Un autre puits 98 comprenant un pas de vis, sert à la fixation du tournevis qui permet l'insertion et la désinsertion du système de blocage, ainsi que l'insertion de la vis qui fixe le capuchon de couverture de l'implant fémoral.
A l'opposé du puits en 98, se voit l'échancrure 99b d'insertion de la vis ellipsoïdale vide. En pointillés est indiquée la profondeur 100 de la gouttière de la goupille).
Au niveau de l'endroit d'insertion de la vis ellipsoïdale, il y a un retrait 89 pour lui donner la place fig. 16C2.
Entre la surface du pivot et ce retrait, se trouve un volume plus important, c'est la chambre d'expansion 110 de la goupille.
La face distale 94 est béante et communique avec la chambre du pivot 96a par une large ouverture circulaire 104. La face distale comprend un appui circumférentiel de 0,5 à 1,2 mm d'épaisseur, c'est le méplat d'appui du pivot 103. Ce méplat d'appui entre en contact intime avec le méplat d'appui 92 de l'étreinte.
La face distale 94 est béante, pour l'engagement de l'étreinte. L'épaisseur du cylindre repose sur la marge latérale de l'étreinte et en limite l'engagement. Le pivot est solidaire de l'étreinte, pour éviter que l'opérateur ne se trouve obligé de manipuler des pièces de faible diamètre.
L'intrados du pivot selon l'invention est divisé en deux parties distinctes, une partie étroite du diamètre du néo-ligament (le puits 95 néo-ligamentaire du pivot) et une partie plus large, la chambre du pivot 96a. Le plafond 96b
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de la chambre du pivot est percé par le puits néoligamentaire. Le puits néo-ligamentaire est lisse, tandis que la chambre présent une voussure longitudinale sur sa paroi, l'arrêt du pivot 102, c'est elle qui en passant de 0 à 90 de rotation va bloquer ou débloquer l'étreinte. La paroi interne de la chambre présente un orifice 101 pour l'insertion du plot de solidarisation.
Un plot est enfoncé dans le trou du cylindre, pour venir s'engager dans la gouttière rotationnelle. Il solidarise le pivot à l'étreinte, dans les limites de la nécessité de rotation.
Selon l'invention, l'étreinte est représentée dans les figures 15,17A, 17B, 17C1, 17C2,17C3, 17D1 et 17D2. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
Selon l'invention, l'étreinte E sert à enserrer le néo-ligament, sans le déformer et sans modifier la tension du néo-ligament choisie par le chirurgien. L'étreinte est solidaire du pivot qui peut tourner de 900 sur elle, mais elle ne peut tourner dans l'implant, car elle est bloquée dans le chenal antirotationnel 70 de l'implant fémoral.
Sa forme est relativement complexe, pour répondre à l'espace réduit dans lequel elle se trouve et aux charges auxquelles elle sera soumise. Elle cerne le néo-ligament sur le plus grand périmètre possible. Elle retient le néoligament dans l'implant fémoral à une longueur et une tension de précharge voulues, ainsi qu'au cours des surcharges qui surviennent inévitablement, sans relâchement possible du néo-ligament.
L'étreinte est usinée à partir d'un seul cylindre de métal et est traversée de part en part axialement par le néo-ligament.
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1,'étreinte se présente comme un tube de trois épaisseurs qui se succèdent, creusé axialement par une chenal 105 qui le traverse de part en part, du diamètre du néo-ligament. Les trois épaisseurs la divise en trois parties, la proximale, la moyenne et la distale.
La partie proximale ou contrainte 82 enserre le néoligament et se trouve insérée dans la chambre 96a du pivot. La contrainte peut être schématiquement divisée en deux parties par un plan passant axialement par la découpe verticale 87, la partie fixe PF et la partie flexible PM.
La partie fixe PF se continue dans la partie intermédiaire 83, elle est donc solidaire de la partie intermédiaire. La partie flexible est dissociée de la partie intermédiaire par une découpe horizontale 86 à ras de celle-ci sur 170 à 1800 et une découpe verticale sur toute la longueur 87, de 5 à 100 de largeur. La partie flexible se présente comme un drapeau semi-circulaire solidaire de la partie fixe. Ces deux découpes permettent la flexion de la partie flexible, pour enserrer le néo-ligament.
Extérieurement, au niveau de la partie proximale, on remarque sur sa face externe de la partie fixe une gouttière, la gouttière 88 de guidage rotationnelle de
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.... l'étreinte sur le pivot. Le plot de solidarisation est fixé dans le trou du pivot 101 et vient émerger dans la gouttière de l'étreinte. Ce dispositif solidarise l'étreinte au pivot, tout en permettant la rotation du pivot. La longueur de la gouttière permet une rotation de 900, sans que le pivot puisse être enlevé. La partie flexible présente sur les 900 avant la découpe verticale et horizontalement, sur toute sa longueur axiale une plage rectangulaire, la plage de coulissement de l'arête du pivot 85a.
A 90 de la découpe verticale 87 se trouve le congé
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d'arrêt rotationnel 85b. Le congé est dû à l'épaisseur moindre en surface de la plage de coulissement de l'arête du pivot (de 1 à 3 dixièmes de mm d'épaisseur en moins) par rapport au reste de la contrainte. Ceci permet de monter le pivot sur l'étreinte en position neutre (l'arête du pivot étant en contact avec le congé). L'épaisseur de la plage de coulissement 85a de l'arête du pivot augmente légèrement et régulièrement jusqu'à la découpe verticale. La rotation de l'arête du pivot sur la plage de coulissement, fait fléchir la partie flexible et réduit le volume du chenal néoligamentaire à sa hauteur. Lorsque l'arête du pivot se trouve dans la découpe verticale, le néo-ligament est éteint.
La partie supérieure proximale de la contrainte 109 entre en contact avec le toit de la chambre du pivot. Elle est plane, percée centralement par le chenal du néoligament 105. On peut voir le congé, la découpe verticale et le changement d'épaisseur la plage de coulissement de l'arête 85a du pivot.
La partie intermédiaire 83 a le diamètre de la partie interne large de l'implant tibial et une épaisseur de 2 à 3 mm. Les parties distale et proximale étant d'épaisseur moindre par rapport à la partie intermédiaire, créent deux méplats. Le méplate proximal 92b et le méplat distal 92a. Le méplat proximal sert d'appui au méplat d'appui 103 du pivot, le méplat distal ou méplat d'appui implantaire de l'étreinte, repose sur la marge d'appui de l'implant fémoral 69 après insertion. Cette partie 92a transmet à l'implant tibial les forces exercées par le néo-ligament sur le système de blocage.
La partie distale est cylindrique et présente deux méplats 84. Elle s'engage dans le chenal antirotationnel 70
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de l'implant fémoral dont elle épouse le volume et émerge dans l'articulation par sa face articulaire 108. Sa face articulaire est percée par le foramen du chenal articulaire 107. La partie bombant dans l'articulation 106, empêche l'envahissement par des tissus cicatriciels du chenal antirotationnel.
La goupille G est représentée selon l'invention dans les figures 18A, 18B, 18C, 1, 2 et 15.
La goupille sert à maintenir le pivot et l'étreinte dans l'implant fémoral tout en autorisant la rotation du pivot. Quand la goupille est en position neutre, le système de blocage peut être posé ou déposé de l'implant fémoral, lorsqu'elle est activée, le système de blocage ne peut sortir de l'implant. La goupille est insérée sur le pourtour du pivot.
La goupille selon l'invention est circulaire, d'une épaisseur de 1 mm, elle peut être divisée en deux parties.
La partie de section carrée 111, se trouve dans la gouttière 80 du pivot et la partie élargie de la goupille lllb, large de 2 à 5 mm, possède une échancrure 112.
L'échancrure d'insertion de la vis ellipsoïdale est le lieu d'insertion de la vis ellipsoïdale. La partie élargie se zu place dans la chambre d'expansion 110 de la goupille.
L'échancrure de la goupille présente deux concavités 113, destinées à recevoir les grandes convexités de la vis ellipsoïdale 120a (goupille en position neutre). Un sillon vertical 114 est creusé au centre de chaque concavité de proximal à distal, afin de recevoir la petite convexité de la vis ellipsoïdale 120b (goupille activée). En position neutre, la goupille ne dépasse pas le diamètre du cylindre du pivot, en position activée, elle le dépasse d'environ 0, 5 mm, en fonction de l'endroit où on mesure, afin de
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retenir le système de blocage dans l'implant fémoral. La vis ellipsoïdale est maintenue en place dans l'échancrure de la vis ellipsoïdale.
La vis ellipsoïdale selon l'invention est représentée dans les figures 2,15, 19A, 19B et 19C. Les numéros indiquent les références des figures correspondantes.
La vis ellipsoïdale VE selon l'invention sert à distendre la gcupille et à engager une partie de celle-ci d'environ 0,5 mm dans la gouttière 72 de l'implant fémoral.
Elle est maintenue en place dans la chambre d'expansion 110 de la goupille, par la goupille. La vis ellipsoïdale peut tourner de 90 en 900 dans les deux sens, avec un ressaut perceptible. Un code de couleurs permettra de visualiser la position de la vis.
La vis ellipsoïdale peut être schématiquement divisée en trois parties distinctes, la tête de la vis 115, l'ellipsoïde 116 et le pied de la vis 117. Ces trois parties sont reliées par des petits cylindres 118a et 118b.
L'ellipsoïde 116 se trouve dans l'échancrure 112 de la goupille, elle possède quatre convexités. Les deux grandes convexités 120a et les petites convexités 120b. Lorsque les grandes convexités touchent les grandes concavités de 1 goupille, elle est neutre et le système de blocage peut entrer ou sortir de l'implant tibial. Lorsque les petites convexités de l'ellipsoïde se trouvent dans les sillons verticaux, la goupille G est activée et le système de blocage ne peut sortir de l'implant. La tête de la vis possède sur sa face supérieure un pas hexagonal 119 pour l'insertion du tournevis qui permet de la mobiliser.
Après avoir déposé le fantôme fémoral, le chirurgien va récupérer le fil guide par arthroscopie à l'aide d'une pince ad-hoc, au-travers de la fixture fémorale. De l'autre
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côté, le fil guide est fixé à la vis libre du néo-ligament. En tirant sur le guide, le cylindre amortisseur est engagé dans le chenal osseux, puis vissé. A ce moment, le néoligament émerge par l'implant fémoral et le guide est déposé. Le système de blocage est engagé sur le ligament, introduit dans son implant, puis la goupille est distendue. Le chirurgien peut alors placer le prétensionneur. La prothèse peut être configurée.
Le capuchon de couverture selon l'invention est représentée dans les figures 1, 2,20A, 20B, 20C et 21.
Le capuchon CC de couverture empêche l'envahissement de la face supérieure de l'implant après mise en fonction de la prothèse. Il doit aussi permettre l'inflection de la partie extra-prothétique du néo-ligament. L'inflection du né-ligament est nécessaire pour qu'il se mette dans l'axe de la cuisse et soit moins perceptible par le patient.
Le capuchon a le diamètre de l'implant. Il a l'aspect d'une soucoupe dont on décrit deux faces, la face supérieure 129 et la face inférieure 130. Il est percé en son centre 127, pour permettre au néo-ligament de s'échapper de l'implant et entrer dans les tissus souscutanés.
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- t.
La face supérieure est convexe. Elle est creusée d'une gouttière 121 qui part du centre vers le bord et est ouverte par le haut. Le bord du capuchon à l'endroit d'échappement du néo-ligament forme un U 122. La face supérieure présente un orifice pour l'insertion de la vis de fixation 125 du capuchon.
La face inférieure du capuchon de couverture est plane 130. Elle présente deux mamelons cylindriques 124 de 2 mm de haut et de diamètre répartis de part et d'autre du trou
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de sortie du néo-ligament. Ils servent à combler les puits de serrage du système de blocage 97.
Le néo-ligament s'infléchit dans la gouttière d'inflection s121 après sa sortie de l'implant tibial.