Etude bibliographique sur l’utilisation de modèles éléments finis pour l’évaluation de la

5.1.1. Evaluation de l’instrumentation du rachis

Plusieurs équipes ont développé un modèle de rachis lombaire (Dreischarf et al. 2014). Une revue de la littérature a été réalisée pour étudier l’utilisation de modèles éléments finis dans l’évaluation d’implants de non-fusion. Selon les protocoles, les types de conditions aux limites varient ainsi que les paramètres observés (mobilités, chargement des disques, des facettes, de l’implant, …). Les modèles intacts sont généralement validés expérimentalement. En revanche, les validations expérimentales du modèle de rachis instrumenté avec l’implant de non-fusion sont plus rares (Tableau 29).

Deux études ont été publiées sur le FlexPlus. L’étude de Galbusera et al. compare différents concepts de stabilisation dynamique. Le FlexPlus est modélisé par des éléments poutre de manière à reproduire ses propriétés mécaniques mais ces informations ne sont pas précisées dans l’article. Le modèle instrumenté est soumis à des moments purs de 7,5 Nm en flexion, extension, inflexion et torsion. Les influences de l’instrumentation rigide et de l’instrumentation FlexPlus sur les mobilités segmentaires sont résumées dans le Tableau 28.

Flexion Extension Inflexion Rotation

FlexPlus – Niveau instrumenté (L4-L5) -45 % -51 % -95 % -79 % Fusion – Niveau instrumenté (L4-L5) -80 % -82 % -44 % -36 % FlexPlus – Niveau adjacent (L3-L4) +22 % +33 % +40 % +42 % Fusion – Niveau adjacent (L3-L4) +38 % +20 % +18 % +18 %

Tableau 28 : Résultats de Galbusera et al. en variation de mobilité (% de la mobilité sur rachis intact)

L’étude de Zhang et al. compare deux concepts de stabilisation dynamique à un implant rigide. Le FlexPlus est modélisé par des éléments solides avec une distinction entre le câble (E = 110000 MPa et ν = 0,30), le PCU (E = 8,6 MPa et ν = 0,47) et les bagues titane (E = 110000 MPa et ν=0,30) et des contacts sans frottement sont ajoutés entre les différents éléments. La calibration ou la validation du modèle de l’implant ne sont pas précisées dans l’article. Le modèle est soumis à un effort de compression de 1000 N après simulation de différents degrés de dégénérescence. D’après l’auteur, l’utilisation du FlexPlus réduit le chargement du disque par rapport à la configuration ‘Lésion’ et cette réduction est inférieure à la réduction observée pour l’implant rigide.

101 | V . 1 . B i b l i o g r a p h i e s u r l a m o d é l i s a t i o n Auteurs Année Dispositif Type* Comparateur Conditions

limites** Données de sortie

++ Validation exp. du modèle instrumenté Chien et al. 2014 Cosmic, Dynesys PBDS Lésion FL + couples purs Contraintes interface vis-os Non Oktenoglu et al.

2014 n.r. PBDS Intact, Rigide couples purs RoM, contraintes Vis In vitro

Lin et. Al 2013 Dynesys, K-Rod PBDS Non Méthode hybride RoM, contraintes Vis, FF Non Charles et al.

2013 Neo-facet AFS Intact, Lésion, Fusion

FL + RoM RoM, FF, Contraintes annulus

In vitro

Kiapour et

al.

2012 Dynesys PBDS Intact, Lésion FL + couples purs RoM, CMR, contraintes et efforts Vis Non Rohlmann et al. 2012 Tiges (concept) PBDS Intact FL + couples purs RoM, FF, bulging disques, IDP In vivo

Shih et al. 2012 Dynesys PBDS Intact RoM RoM, contraintes disques, FF Non Boustani et al. 2011 Tiges (concept) PBDS Intact FL + couples purs Bulging du disque, CMR In vivo Galbusera et al. 2011 PEEK, DSS FlexPlus, PBDS Intact Méthode hybride RoM, répartition du chargement Non Gornet et al.

2011 PEEK rod PBDS Intact, Rigide FL + couples purs

Contraintes tige, RoM, répartition des

charges

In vitro

Kim et al. 2012 Tiges (concept)

PBDS Intact, Rigide FL + RoM RoM, CMR Non Liu et al. 2011 Dynesys PBDS Non RoM RoM, FF, Contraintes

annulus, et pédicules

Non

Kim et al. 2010 Ressorts (concept)

PBDS Rigide FL + couples purs

Contraintes Vis, Non Le Huec et

al.

2010 Maverick (Memphis)

TDR Intact couples purs RoM, FF, contraintes disque

In vitro

Ahn et al. 2009 Tiges (concept) PBDS Rigide Compression pure Répartition du chargement Non Chen et al. 2009 Prodisc-L TDR Intact FL + couples

purs Aire et pression de contact, RoM, FF Non Schmidt et al. 2009 DSS, Tiges (concept),

PBDS Intact, Rigide couples purs RoM In vitro

Wilke et

al.

2009 DSS PBDS Intact couples purs RoM In vitro

Zhang et al. 2009 FlexPlus, Dynesys PBDS Intact, Lésion, Rigide Compression pure RoM, répartition du chargement, contraintes annulus Non Bellini et al.

2007 Diam ISD Intact couples purs RoM, IDP Non Lafage et

al.

2007 n.r. ISD Intact, Lésion couples purs RoM, contraintes disque, répartition du chargement In vitro Rohlmann et al. 2007 Tiges (concept)

PBDS Intact, Rigide RoM RoM, FF, IDP Non Zander et

al.

2006 Tiges (concept)

PBDS Intact, Rigide FL + RoM RoM, FF, IDP, Efforts tiges

Non Vena et al. 2005 Tiges

(concept)

ISD Lésion, Rigide FL + couples purs FF, RoM Non Dooris et al. 2001 Ball-and- cup TDR Intact "Compression

Tableau 29 : Protocoles d'études éléments finis sur rachis instrumenté avec un dispositif de non fusion *PBDS = Dispositif de stabilisation dynamique postérieur, ISD = dispositif inter-épineux, TDR = Prothèse de disque, AFS =

dispositif de remplacement facettaire

**FL = Follower-load, RoM = Consigne en mobilité imposée ++

102 | V . 1 . B i b l i o g r a p h i e s u r l a m o d é l i s a t i o n 5.1.2. Optimisation des propriétés mécaniques des implants

D’autres études se sont intéressées à l’optimisation par éléments finis des propriétés mécaniques d’implant flexibles. En modélisant la tige flexible par une poutre dont le module d’Young et le diamètre étaient variables, Rohlmann et al. (2011) ont cherché à optimiser une fonction objectif pour la stabilisation dynamique prenant en compte les mobilités, les efforts dans les facettes, le bombement du disque et la pression intra-discale. Le compromis auquel ils ont abouti est une poutre ayant un diamètre de 10 mm et un module d’Young de 20 MPa. Cela correspond donc à une raideur en traction compression de 48 N/mm. (Ne disposant pas de la longueur, nous ne pouvons pas en déduire la raideur en flexion).

Dans la même étude, en se fixant pour chaque sollicitation l’objectif unique de réduire la mobilité du segment instrumenté de 30 % par rapport à la configuration non instrumentée, les raideurs optimales étaient :

- pour atteindre l’objectif en flexion : 16,8 N/mm de raideur en traction compression, - pour atteindre l’objectif en l’extension : 19,2 N/mm de raideur en en traction compression, - pour atteindre l’objectif en l’inflexion latérale : 35,6 N/mm de raideur en en flexion - pour atteindre l’objectif en la rotation axiale 75,2 N/mm de raideur en flexion.

Enfin, Schmidt et al. (2009) ont mis en avant, en faisant varier le module d’Young et le diamètre, le rôle majeur de la raideur axiale de l’implant par rapport à celui de la raideur en flexion sur la mobilité du segment instrumenté (Figure 88). Ils ont ainsi abouti aux recommandations suivantes : La raideur en traction compression devrait être inférieure à 200 N/mm et la raideur en flexion devrait être inférieure à 50 N/mm pour préserver au segment instrumenté de l’ordre de 70 % de la mobilité avant instrumentation.

Figure 88 : Illustration issue de Schmidt et al. 2009 soulignant l’influence de la raideur et de la raideur en flexion de la tige sur la mobilité du segment instrumenté.

5.1.3. Conclusion sur la bibliographie

Les méthodes éléments finis peuvent donc être utilisées pour l’évaluation comme en amont du développement d’un dispositif (Wilke et al. 2009). Au regard des pratiques courantes, et disposant de données in vitro, nous avons souhaité prolonger notre étude in vitro par une exploration éléments finis. D’autre part, et étant donné le rôle distinct des différentes raideurs, nous avons souhaité développer un modèle de Flex+2 qui respecte la valeur réelle de ces différentes raideurs.

103 | V . 2 . M o d é l i s a t i o n d u r a c h i s s a i n , l é s é e t i n s t r u m e n t é