182 / 324
Pour satisfaire au recul fémoral postérieur, la
congruence entre le tibia et le fémur doit être
faible ainsi le plateau tibial sera pratiquement
plat. Dans le plan sagittal, le rayon de cour-
bure fémorale sera décroissant de l’avant vers
l’arrière.
L’utilisation d’un plateau plus concave donc
plus contraint s’opposerait au rollback fémoral
postérieur, diminuerait l’amplitude de la rotation
fémorale [29] et augmenterait les contraintes à
l’interface implant-os [22]. Uvehammer a
démontré dans une étude comparative entre pla-
teau tibial plat et concave portant sur 39 PTG
AMK® (D
E
P
UY
) conservant le LCP une résis-
tance à la translation postérieure supérieure de
30 % dans le groupe concave par rapport au
groupe “plat” [25]. La résistance à la rotation
était six fois supérieure dans ce deuxième grou-
pe [25]. Il est intéressant de noter que sur le plan
clinique, les patients ressentaient leur prothèse
comme plus stable dans le groupe “concave”.
L’absence de LCA conduit à une translation
tibiale antérieure déjà favorisée par la pente
tibiale postérieure. Elle doit être contrôlée par
un relèvement postérieur du plateau tibial. Si
ce relèvement est trop important, il limite le
roulement postérieur, limite la flexion par effet
came et est à l’origine d’usure significative du
polyéthylène. L’effet came peut être limité par
la mise en place de l’implant tibial en respec-
tant une pente postérieure suffisante et par
l’utilisation d’implants fémoraux aux condyles
postérieurs d’épaisseur réduite. L’utilisation
d’un plateau mobile permet également de
résoudre ce conflit.
Dans le plan frontal, même si les premiers
designs intégrant des surfaces plates ont mon-
tré de bons résultats comme pour l’AGC®
(B
IOMET
) [19], l’évolution se fait vers un
implant tibial présentant un rayon de courbure
médio-latéral unique en association avec un
contour mousse arrondi sur les bords de la
pièce fémorale comme pour la M
AXIM
® ou la
V
ANGUARD
® (B
IOMET
). Ceci contribue à
réduire les phénomènes d’usure sur les bords
du PE rencontrés en cas de lift-off ou en cas de
mouvement rotatoire [4].
Sacrifice du croisé postérieur
Outre la tension des ligaments périphériques,
l’absence de pivot central va faire dépendre la
cinématique et la stabilité du genou opéré de
deux paramètres : la forme des surfaces articu-
laires et le système utilisé pour stabiliser artifi-
ciellement la prothèse en antéropostérieur.
Une première option de stabilisation antéro-
postérieure est l’utilisation d’un plateau tibial
plus concave donc plus congruent donc plus
contraint par relèvement de la lèvre antérieure.
Ce dernier a pour but de s’opposer à la trans-
lation antérieure de l’implant fémoral et
d’accroître les surfaces de contact fémoroti-
biales au cours des 30 premiers degrés de
flexion en charge, c’est-à-dire pendant la
marche. Il verrouille également la rotation en
extension. L’insert présente par ailleurs un
relèvement postérieur un peu plus élevé voire
identique à celui d’un insert à conservation du
LCP pour empêcher une translation tibiale
antérieure excessive du fait de l’absence de
LCA. C’est Freeman qui le premier a conçu un
plateau tibial de ce type. Le concept a été
repris par la suite pour de nombreux implants
comme la N
ATURAL
K
NEE
® (Z
IMMER
) par
Hofmann, la LCS® (D
E
P
UY
), la R
OTAGLIDE
®
(C
ORIN MEDICAL
).
Il permet une épargne osseuse au niveau de
l’échancrure intercondylienne et une réduction
théorique de l’usure par augmentation des sur-
faces de contact. Il présente par ailleurs
l’inconvénient de l’absence de roulement pos-
térieur avec les conséquences sur la réduction
de la flexion, la diminution du bras de levier de
l’appareil extenseur et l’augmentation des
contraintes fémoro patellaires.
L’insert peut être symétrique dans le plan fron-
tal avec deux glènes planes comme dans la
N
ATURAL
K
NEE
® ou asymétrique avec une
glène tibiale externe concave et une glène
tibiale interne plane comme dans la
W
ALLABY
® (Z
IMMER
). L’insert présente une
éminence médiane plus large en arrière assu-
rant ainsi une stabilité médiolatérale et limitant
l’amplitude de rotation en flexion.
LES DIFFÉRENTES FORMES DE PROTHÈSE TOTALE DE GENOU
181