Très tôt, dès le tout début des années 1980, nous avons pensé que le «sans ciment» était préférable pour, dans cette chirurgie de révision, obtenir une meilleure reconstruction osseuse. Cette attitude a été fondée sur l’observation simple du caractère scléreux de l’os après l’ablation du ciment. Le nouveau scellement ne peut qu’aggraver la situation, faisant apparaître en plus un liséré toujours inquiétant et conduisant, comme confirmé par la littérature [14, 20, 24], à des reprises précoces très fréquentes. Nous avons donc délibérément appliqué ce principe du press-fit. Mais, comme cela a été signalé fort justement dans le chapitre de Le Béguec, il faut recréer un bon fonctionnement biomécanique de l’extrémité supérieure du fémur avec le nouvel implant, alors que la faillite précédente ne faisait que perturber les bonnes conditions biomécaniques. Un des points d’adaptation, en particulier au polymorphisme, est la modularité [4, 6, 7]. Depuis les années 1990, les prothèses de révision ont bénéficié de ce type de développement [16, 19, 25, 27, 29] avec des modèles parfois fort complexes. Nous sommes toujours restés partisans d’un système simple où les différentes étapes de la mise en place n’étaient pas conditionnées par l’étape chirurgicale suivante, laissant ainsi au chirurgien la possibilité de se concentrer sur le temps en cours et non à travers lui à penser déjà à l’influence du geste du moment sur l’étape suivante. Un ancillaire et un système prothétique simples permettent à l’opérateur de dédier toute son attention à l’abord et à la reconstruction osseuse. Alors qu’il existait déjà des prothèses trochantéro-diaphysaires de tailles variable (Vidal-Goylard), nous avons pu obtenir des prothèses de ce type mais modulaires (système PP®, 1981). Ce matériel comporte une tige de taille variable et, se fixant sur elle, des embases de hauteurs variables dont la dimension n’est choisie qu’après fixation définitive de la tige (figure 1). Nous pensions au départ qu’il était intéressant de pouvoir faire varier l’antéversion pour adapter celle-ci en fonction de cas particuliers. Cette possibilité qui donne une souplesse supplémentaire n’est en fait entre nos mains que rarement utilisée si le positionnement de la tige est conforme aux critères anatomiques. De plus, il existe comme dans toute prothèse actuelle la possibilité d’utiliser des longueurs de col variables.

Le dessin de la tige (figures 1 et 2) doit être adapté au principe du «press-fit», c’est-à-dire plus volumineux en proximal qu’en distal pour à la fois lutter contre l’enfoncement (forces de cisaillement) mais aussi et surtout posséder une résultante des forces de coaptation horizontale (forces de compression), ce qui sollicite l’os au contact et favorise sa reconstruction, analyse validée par l’expérience de 30 ans maintenant. La section de la tige doit pouvoir se bloquer dans le canal médullaire afin de résister aux contraintes en torsion sans déplacement secondaire. La forme la plus simple qui répond à ce cahier des charges est une section carrée ou légèrement rectangulaire. C’est la solution que nous avons adoptée. L’effet de surface participe également à la qualité de la fixation de la tige. Dans le modèle que nous utilisons, le dessin des aspérités qui apporte de la rugosité à la surface de la prothèse favorise le calage lors de l’implantation mais ne gêne pas une éventuelle extraction (figure 2). À l’époque de la création de ce matériel, l’utilisation de l’hydroxyapatite n’était pas aussi généralisée qu’aujourd’hui mais nous n’avons pas jusqu’à ce jour jugé nécessaire de faire recouvrir les tiges de ce revêtement.

Dès sa création, nous avons opté pour une tige plus longue que les prothèses standards (3 à 5cm suivant les modèles) avec une courbure anatomique sagittale (figure 3) qui nous paraissait s’adapter mieux à la réalité morphologique de la courbure anatomique du fémur qui ne fait que s’accroître avec l’âge. Les partisans des tiges droites, à juste titre, pensent que la courbure de la prothèse n’est pas exactement identique à celle du fémur prothésé. Mais le contact d’une tige droite va créer plus de pics de contrainte qu’une tige courbe même si son rayon est légèrement différent de celui du fémur appareillé. Pour diminuer encore cet effet délétère, les 3cm distaux sont décroissants en sifflet tant en antéropostérieur que transversalement (figure 3). Cet artifice permet à la tige de s’adapter, même à un fémur dont le rayon de courbure est inférieur à celui de la tige et ceci sans excès de contrainte.

L’embase se fixe sur la tige une fois que celle-ci a été bloquée dans la région métaphyso-diaphysaire ou simplement diaphysaire dans les cas de grande destruction (au-delà des stades II SOFCOT). Elle peut se fixer à des degrés d’antéversion variables par rapport à la tige. Mais encore une fois, si l’on respecte la position sagittale du plan de la courbure lors de l’implantation, l’antéversion repérée comme physiologique sur la prothèse est celle qu’il convient de choisir. Ce temps est facilité en se repérant par rapport à la position de la jambe lors de l’introduction de la tige. Le plan de la courbure sagittale devant être strictement perpendiculaire à l’axe de la jambe.

La fixation de la pièce métaphysaire ou embase sur la tige s’effectue grâce à une articulation tronconique renforcée par une vis transfixiante qui solidarise les deux pièces, tige et embase. Les pièces métaphysaires ou embases sont percées de larges orifices qui permettent de fixer aisément les éléments ostéo-musculaires fémoraux proximaux qui, s’ils n’ont pas une bonne qualité mécanique pour contenir et fixer la prothèse, n’en conservent pas moins des capacités d’ostéogenèse qui vont participer à la reconstruction de l’extrémité supérieure du fémur. Il ne faut pas attendre une fixation intime de ces éléments avec la partie proximale (embase) de la prothèse mais l’induction d’une véritable régénérescence de l’extrémité supérieure du fémur qui retrouve sa fonction d’ancrage musculaire et son action biomécanique [13], en particulier du hauban externe préservé durant l’abord chirurgical par la trochantérotomie digastrique.

La modularité au début de son introduction en pratique courante a suscité des craintes qui sont apparues dans la littérature : risque de rupture [17], phénomènes de métallose [1, 3, 15, 28], etc. Ces articles négatifs et alarmistes sont aujourd’hui peu nombreux [5] et ces craintes n’ont fort heureusement pas entraîné de suites néfastes majeures [7, 23, 27, 29]. Ceci tient à deux faits : d’une part la qualité de fabrication de ces prothèses modulaires – qualité de l’usinage, respect des côtes, meilleure connaissance des articulations tronconiques [8, 25] – d’autre part le chirurgien considère qu’il s’agit le plus souvent d’une modularité de mise en place et que, lorsque se créent ensuite avec le temps des soudures à froid de type chimique, on ne considère plus la prothèse comme modulaire mais comme un implant monobloc dont on peut être conduit à effectuer un nouveau changement. C’est dire aussi l’importance du matériel ancillaire développé permettant l’exérèse et le rôle du dessin de l’aspect de surface.

Les résultats de ce matériel sont confortés par ceux de la série de P. Le Béguec (cf. chapitre précédent). Ils ne représentent pas l’analyse d’une série continue de presque 30 ans mais sont rapportés par trois études correspondant chacune à des analyses successives de cas dans des périodes différentes. Compte tenu de la grande diversité des cas, ces analyses permettent au cours du temps d’obtenir des données qui, nous semble-t-il, apportent du crédit à la méthode tout en confirmant la facilité d’usage du matériel.