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la préservation des disques intervertébraux dans le
traitement des scolioses infantiles
Margot Odet
To cite this version:
Margot Odet. Étude biomécanique d’une suspension implantable pour la préservation des disques intervertébraux dans le traitement des scolioses infantiles. Biomécanique [physics.med-ph]. Université de Lyon, 2016. Français. �NNT : 2016LYSE1135�. �tel-01408949�
N° d’ordre NNT : 2016LYSE1135
THESE de DOCTORAT DE L’UNIVERSITE DE LYON
opérée au sein de
l’Université Claude Bernard Lyon 1
Ecole Doctorale
162Mécanique - Énergétique - Génie civil - Acoustique
Spécialité de doctorat
: BiomécaniqueSoutenue publiquement le 30/08/2016, par :
Margot ODET
Etude biomécanique d’une suspension
implantable pour la préservation des
disques intervertébraux dans le
traitement des scolioses infantiles
Devant le jury composé de :
Haumont, Thierry PU-PH Université de Caen Président du jury
Chabrand, Patrick PU Aix-Marseille Université Rapporteur
Vacher, Pierre PU IUT d’Annecy Rapporteur
Viguier, Eric Pr Vetagro Sup
Massenzio, Michel PU Université Lyon 1 Directeur de thèse
Lafon, Yoann MCF Université Lyon 1 Co-directeur de thèse
UNIVERSITE CLAUDE BERNARD - LYON 1 Président de l’Université
Président du Conseil Académique
Vice-président du Conseil d’Administration
Vice-président du Conseil Formation et Vie Universitaire Vice-président de la Commission Recherche
Directeur Général des Services
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M. le Professeur Hamda BEN HADID M. le Professeur Didier REVEL M. le Professeur Philippe CHEVALIER M. Fabrice VALLÉE
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Faculté de Médecine Lyon Est – Claude Bernard
Faculté de Médecine et de Maïeutique Lyon Sud – Charles Mérieux Faculté d’Odontologie
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Département de formation et Centre de Recherche en Biologie Humaine
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COMPOSANTES ET DEPARTEMENTS DE SCIENCES ET TECHNOLOGIE Faculté des Sciences et Technologies
Département Biologie
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UFR Sciences et Techniques des Activités Physiques et Sportives Observatoire des Sciences de l’Univers de Lyon
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Ecole Supérieure de Chimie Physique Electronique Institut Universitaire de Technologie de Lyon 1 Ecole Supérieure du Professorat et de l’Education Institut de Science Financière et d'Assurances
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Directeur : M. le Professeur C. VITON
Directeur : M. le Professeur A. MOUGNIOTTE Directeur : M. N. LEBOISNE
Margot ODET
i
Résumé
La scoliose infantile est une déformation rachidienne évolutive survenant chez l’enfant de moins de 3 ans. La technique de correction la plus répandue actuellement est celle des « tiges de croissance ». Cependant, la rigidité du matériel provoque la dégénérescence des disques intervertébraux, ce qui di-minue l'efficacité du traitement. Des études récentes ont montré l’effet bénéfique d’implants flexibles sur les disques.
Notre équipe a donc développé le concept d’une suspension implantable qui permet de garder la mobilité axiale des segments instrumentés, associé à un nouveau système de fixation rotulée. Cepen-dant, quelle valeur de raideur permet de préserver les disques tout en corrigeant efficacement la sco-liose ?
Cette thèse a donc pour objectifs de démontrer l’intérêt d’une suspension pour les disques inter-vertébraux et d’obtenir des informations quantifiables sur la valeur optimale de raideur. Pour cela des prototypes de suspension avec fixation rotulée, implantables chez le mammifère quadrupède et l’Homme, ont été développés afin d’étudier in vivo et in silico plusieurs gammes de flexibilité. Une étude
in vivo sur chèvres adultes saines a été menée pour tester ces prototypes pour 2 raideurs différentes.
L'état des disques intervertébraux après 6 mois a été évalué par IRM et par coupes histologiques. En parallèle la biomécanique d’un rachis humain sain puis scoliotique, instrumenté avec différents disposi-tifs (tiges classiques, suspensions, avec ou sans rotules), a été étudiée avec un modèle numérique mul-ti-corps rigides, préalablement validé par comparaison avec des données in vitro de la littérature.
Les résultats de l’étude in vivo n’ont pas montré de différence significative entre les différentes instrumentations testées. Un temps d’essai plus long semble nécessaire pour voir apparaître la dégéné-rescence discale.
Les simulations numériques ont montré une nette amélioration de la mobilité des segments ins-trumentés avec une suspension rotulée. La majorité de la mobilité est cependant assuré par le nouveau système de fixation et non par la présence d’une plus grande souplesse axiale. La suspension permet néanmoins un gain supplémentaire pour certains mouvements du rachis. Aucune différence significative n’a été constatée entre les 2 valeurs de raideurs étudiées.
La présence de fixations rotulée diminue par contre fortement la correction obtenue lors des simulations de chirurgie de distraction. La suspension seule présente un intérêt certain lors de la correc-tion en diminuant les efforts transmis au matériel.
Les développements futurs s’orienteraient donc vers une suspension combinée à des fixations rotulées présentant également des raideurs en rotation pour conserver correction et mobilité.
Abstract
Infantile scoliosis is a progressive spinal deformity occurring in children under 3 years-old. The most common currently correction technic is the "growing rods" one. However, the implant rigidity causes intervertebral discs degeneration, which decreases the treatment efficiency. Recent studies have shown the benefic effect of flexible implants on discs.
Our team has developed the concept of an implantable suspension that keeps the axial mobility of the instrumented segments, associated with a new fastening ball joint system. However, which is the stiffness value that preserves discs while correcting scoliosis?
This thesis goal is to demonstrate the effectiveness of a suspension device for preserving inter-vertebral discs health and obtain quantifiable information on the optimum stiffness value. Prototype suspensions with ball joint fastenings, implantable in quadruped mammals and humans, have been de-veloped to study several ranges of stiffness values in vivo and in silico. An in vivo study on healthy adult goats was conducted to test these prototypes for two different stiffness values. The intervertebral discs health after 6 months was evaluated by MRI and histological sections. In parallel the biomechanics of a human spine was studied with a rigid multi-body numerical model previously validated against in vitro literature data. Healthy and scoliosis subjects instrumented with different devices (traditional rods, sus-pensions, with or without the ball) were modeled.
The results of the in vivo study showed no significant difference between the several instrumen-tations. A longer test time seems necessary to observe the onset of disc degeneration.
Numerical simulations have shown a marked mobility improvement for the segments in the in-strumented area with a suspension device associated with a ball joint system. However, the majority of the mobility is provided by the new fixing system and not by a greater axial flexibility. The suspension still allows additional gain for certain spine movements. No significant differences were found between the two studied stiffness values.
The presence of a ball joint fastening decreases strongly the correction obtained during surgery distraction simulations. The suspension has an interest during correction by reducing the forces trans-mitted to the material when used alone.
Future developments thus would lead to a suspension device associated with ball joint fasten-ings that also have rotational stiffness to keep both good scoliosis correction and segments mobility.
Margot ODET
iii
Remerciements
Un grand merci à toutes les personnes qui ont contribué à l’achèvement de ces 4 ans de travail. Je remercie tout particulièrement Michel MASSENZIO mon directeur de thèse, Sylvie RONEL et Yoann LAFON-JALBY mes co-encadrants, qui m’ont fait confiance pour mener à bien ce projet. Leur sou-tien sans faille et leurs conseils avisés ont toujours été là au bon moment pour me remonter le moral !
Merci infiniment au Dr Vincent CUNIN dont le dévouement à ses patients est à l’origine de toute cette aventure.
Je tiens à remercier MM Patrick CHABRAND et Pierre VACHER qui ont acceptés de juger mon tra-vail et le Dr Thierry HAUMONT d’avoir accepté de présider mon jury.
Merci aux Dr Éric VIGUIER et Thibaut CACHON pour la réalisation des expérimentations in vivo, ainsi qu’à toutes les personnes de l’école vétérinaire Vétagro Sup qui se sont occupé avec soin des ani-maux, sans qui ce travail n’aurait pu aboutir.
Un merci particulier à Mme Marie-Josée SEURIN pour les IRM et le papotage en attendant ; et à Mme Dorothée VIRIEUX-WATRELOT pour l’histologie d’urgence !
Merci également à MM Stéphane MARTINEZ et Michel PORTE pour la réalisation au top des pro-totypes.
Merci à tous les collègues du LBMC, toujours disponibles et de bon conseil.
Un énorme merci à Gwen, mon plus grand supporter, qui aura fait tout et même plus pour m’aider et me soutenir. Je n’aurais jamais pu réaliser tout ça sans son aide indéfectible et sa patience face à mes (nombreux) découragements. Tatoum !
Merci à toute ma famille pour leur soutien et leur présence quand tout allait mal. Une pensée particulière pour mes grands-parents et pour mon grand-père qui était si fière que sa petite-fille fasse de la mécanique comme lui. Vous nous manquez…
Margot ODET
v
Table des Matières
Résumé ... i
Abstract ... ii
Remerciements ... iii
Table des Matières ... v
Tables des Figures ... ix
Table des Tableaux ... xii
Introduction ... 1
Chapitre I. Revue de la littérature ... 3
I.1. Rappels anatomiques ... 4
I.1.1. Repère anatomique de référence ... 4
I.1.2. Le rachis sain ... 5
I.1.3. Les paramètres rachidiens et pelviens ... 7
I.1.4. Le rachis scoliotique ... 9
I.2. Traitements de la scoliose infantile ... 14
I.2.1. Historique ... 15
I.2.2. Tiges de croissance ... 16
I.2.3. Autres implants ... 17
I.2.4. Complications et points critiques ... 20
I.2.5. Conséquences sur les disques intervertébraux ... 21
I.3. Etudes expérimentales ... 22
I.3.1. Etudes sur la préservation des disques ... 22
I.3.2. Efforts dans la colonne ... 26
I.3.3. Pression intra-discale ... 27
I.3.4. Essais sur les tiges de croissance ... 28
I.3.5. Synthèse ... 31
I.4. Modèles animal in vivo ... 32
I.4.2. Biomécanique ... 33
I.4.3. Scoliose et dégénérescence discale... 33
I.5. Modèles numériques 3D du rachis pour l’étude de la scoliose ... 34
I.5.1. Modèles numériques EF et corps rigides ... 35
I.5.2. Personnalisation des modèles ... 36
I.5.3. Evaluation des modèles... 38
I.6. Synthèse de la bibliographie... 42
Chapitre II. Développement d’un implant « suspension »... 45
II.1. Présentation du dispositif ... 46
II.1.1. Cahier des charges ... 46
II.1.2. Solutions techniques ... 48
II.2. Essais préparatoires... 55
II.2.1. Essai in vivo sur cochons en croissance ... 55
II.2.2. Mesure d’efforts in vivo sur le cochon adulte ... 57
II.2.3. Conclusions ... 58
Chapitre III. Etude in vivo sur chèvres adultes ... 61
III.1. Introduction... 62
III.2. Matériel et Méthodes ... 62
III.2.1. Sujets ... 62
III.2.2. Procédures chirurgicales ... 63
III.2.3. Imagerie médicale ... 64
III.2.4. Histologie ... 64 III.4. Résultats ... 66 III.4.1. Chirurgie ... 66 III.4.2. Explantation ... 69 III.4.3. IRM ... 71 III.4.4. Histologie ... 74 III.5. Discussion ... 76
Table des Matières
Margot ODET
vii
IV.1. Introduction ... 80
IV.2. Matériel et Méthode ... 80
IV.2.1. Géométrie ... 80
IV.2.2. Modélisation des éléments intervertébraux ... 81
IV.2.3. Personnalisation ... 83
IV.2.4. Chargement ... 84
IV.2.5. Séquence de rotation ... 84
IV.2.6. Evaluations ... 85
IV.2.7. Etudes de sensibilité ... 87
IV.2.8. Etude sur la raideur de la suspension et le système de fixation ... 89
IV.2.9. Etudes préliminaires sur modèle scoliotique ... 91
IV.3. Résultats – Etudes sur sujet sain ... 93
IV.3.1. Evaluation du comportement mécanique du modèle intact ... 93
IV.3.2. Evaluation du modèle instrumenté ... 96
IV.3.3. Etudes de sensibilité ... 97
IV.3.4. Etude sur la raideur de la suspension et le système de fixation ... 99
IV.4. Discussion – Etude sur sujet sain ... 102
IV.4.1. Limitations du modèle ... 102
IV.4.2. Evaluation du modèle intact ... 102
IV.4.3. Evaluation du modèle instrumenté ... 103
IV.4.4. Etude sur la raideur de la suspension et le système de fixation ... 104
IV.5. Résultats – Etudes sur sujet scoliotique ... 106
IV.5.1. Création de modèles de rachis scoliotiques pour une personnalisation géométrique .. 106
IV.5.2. Etudes préliminaires sur sujet scoliotique ... 107
IV.6. Discussion – Etudes sur sujet scoliotique ... 113
IV.6.1. Création de modèles de rachis scoliotiques ... 113
IV.6.2. Etudes préliminaires sur modèle scoliotique ... 114
IV.7. Conclusion ... 115
Conclusion et perspectives ... 117
Annexes ... 133
Annexe I : Quantification de l’erreur de mesure sur les radiographies ... 133
1. Matériel et Méthodes ... 133
Margot ODET
ix
Tables des Figures
Figure I-1 : Plans et axes de référence chez l’Homme ... 4
Figure I-2 : Les différentes parties du rachis ... 5
Figure I-3 : Schéma d’une vertèbre thoracique ... 5
Figure I-4 : Schéma des ligaments vertébraux ... 6
Figure I-5 : Structure et fonction du disque intervertébral d’après Adams et Roughley [19] ... 6
Figure I-6 : Repère global ... 7
Figure I-7 : Repère spinal ... 7
Figure I-8 : Repère vertébral... 7
Figure I-9 : Paramètres pelviens ... 8
Figure I-10 : Cercle vicieux de la scoliose d’après Stokes [24] ... 9
Figure I-11 : Tableau tiré du site de "The Burden of Musculoskeletal Diseases in the United States" ... 10
Figure I-12 : Vertèbres stratégique d’une déformation scoliotique ... 11
Figure I-13 : Gibbosité due à la scoliose ... 12
Figure I-14 : Angles d’évaluation de la courbure ... 12
Figure I-15 : Les types de fissures de l’AF. ... 14
Figure I-16 : Système de double tiges de croissance d’après Akbarnia [34] ... 16
Figure I-17 : Implants à ancrages glissants d’après Ouellet [53] ... 17
Figure I-18 : VEPTR ... 18
Figure I-19 : Processus de dégénérescence discale ... 23
Figure I-20 : Courbe type d'essai in vitro de mobilité segmentaire rachidienne ... 38
Figure II-1 : CAO de la suspension ... 48
Figure II-2 : Fonctionnement de la suspension sans précharge ... 49
Figure II-3 : Courbe de raideur théorique de la suspension ... 50
Figure II-4 : Fixations actuelles ... 52
Figure II-5 : Fixation avec rotule ... 52
Figure II-6 : Système de fixation avec rotule. ... 53
Figure II-8 : Version 1 – CAO sur une colonne scoliotique ... 54
Figure II-9 : Détails de l'arc-boutement ... 54
Figure II-10 : Radiographies du Sujet 513-03 de J0 à J37 ... 56
Figure II-11 : Cochon relié in vivo au système d’enregistrement ... 57
Figure II-12 : Tige instrumentée et signaux mesurés. ... 58
Figure II-13 : Prototypes de suspension ... 59
Figure III-1 : Position des disques prélevés pour l’observation macroscopique et l'histologie ... 63
Figure III-2 : Maintien de la chèvre n°11763 sur la table d'opération ... 66
Figure III-3 : Fixation proximale avec rotule, chèvre n°11707 ... 67
Figure III-4 : Renflement latéral, chèvre n°11711 ... 67
Figure III-5 : Chèvre n°11707 debout 2h après l'opération... 67
Figure III-6 : Scouts frontaux des 4 groupes. ... 68
Figure III-7 : Durée d'implantation ... 69
Figure III-8 : Métallose autour de la rotule, sujet #13758 ... 69
Figure III-9 : Aspect macroscopique et IRM T2 du disque de la chèvre contrôle ... 71
Figure III-10 : Rapport des intensités T1/T2 ... 71
Figure III-11 : IRM T1 (haut) et T2 (bas) de la chèvre #11707 « Souple » ... 72
Figure III-12 : IRM T1 (haut) et T2 (bas) de la chèvre #11734 « Raide » ... 73
Figure III-13 : (A) Fréquence des scores (B) Score moyen et écart-type par disques et groupes ... 74
Figure III-14 : Coupe histologique H&E : Chèvre #11706 « Souple » - Disque « Contrôle » ... 74
Figure III-15 : Coupe histologique Saf-O : Chèvre #11706 « Souple » - Disque « Contrôle » ... 75
Figure III-16 : Coupe histologique H&E : Chèvre #13789 « Raide » - Disque « Milieu »... 75
Figure IV-1 : Modèle corps rigides ... 80
Figure IV-2 : Lissage des repères locaux. A gauche l’état initial, suivi des 3 itérations ... 81
Figure IV-3 : Repère local et emplacement de la liaison intervertébrale... 81
Figure IV-4 : Processus de calcul des raideurs intervertébrales dans le repère global ... 83
Figure IV-5 : Résumé du processus de calcul des ROM ... 84
Tables des Figures
Margot ODET
xi
Figure IV-9 : Représentation des implants pour les 6 configurations ... 89
Figure IV-10 : Regroupements des segments pour l'analyse des mobilités ... 90
Figure IV-11 : Profils sagittaux et frontaux pré et post-opératoires ... 91
Figure IV-12 : Simulation et essais in vitro à 4 N.m... 94
Figure IV-13 : Simulation et essais in vitro à 7,5 N.m... 95
Figure IV-14 : Simulation et essais in vitro à 10 N.m ... 96
Figure IV-15 : Simulation et essais in vitro avec cage thoracique, ROM global ... 96
Figure IV-16 : Simulations et essais in vitro de Lubelski (A) et de Wilke (B) ... 97
Figure IV-17 : Moyenne et écart-type des ROM par groupes en flexion/extension (* différence significative avec l’état intact) ... 100
Figure IV-18 : Moyenne et écart-type des ROM par groupes en inclinaison latérale (* différence significative avec l’état intact) ... 100
Figure IV-19 : Moyenne et écart-type des ROM par groupes en torsion (* différence significative avec l’état intact) ... 101
Figure IV-20 : Moyenne et écart-types des forces normales et de cisaillement aux fixations pour tous les mouvements ... 101
Figure IV-21 : Modélisation de courbures scoliotiques issues de la littérature [178] ... 107
Figure IV-22 : Correction : Profils sagittal et frontal ... 108
Figure IV-23 : Correction : Angles ... 108
Figure IV-24 : Correction : Forces de traction/compression dans les implants ... 109
Figure IV-25 : Correction : Forces aux fixations ... 109
Figure IV-26 : Correction : Forces longitudinales dans les liaisons intervertébrales, relatives à la configuration « Tige + Fixe », pour les segments situés entre les fixations ... 110
Figure IV-27 : (A) Moyenne et écart-type des ROM par groupes en flexion/extension (* différence significative avec l’état intact) (B) Détail du groupe «Instrumentés Inférieurs » séparés en 2 sous-groupes : « Apex Supérieurs » (T10 à T12) et « Apex Inférieurs » (T12 à L2) ... 111
Figure IV-28 : Moyenne et écart-type des ROM par groupes en inclinaison latérale (* différence significative avec l’état intact) ... 112
Figure IV-29 : Moyenne et écart-type des ROM par groupes en torsion (* différence significative avec l’état intact) ... 112
Figure IV-30 : Mobilité : Forces aux fixations ... 113
Table des Tableaux
Tableau I-1 : Synthèse des résultats cliniques des tiges de croissance pour les scolioses infantiles et
juvéniles précoces ... 19
Tableau I-2 : Synthèse des études sur l’effet d’une instrumentation souple sur les disques ... 25
Tableau I-3 : Synthèse des études du chargement de la colonne vertébrale ... 28
Tableau I-4 : Synthèse des mesures de l’effort de distraction des tiges de croissance ... 30
Tableau I-5 : Synthèse des modèles numériques pour l’étude de la scoliose issus de la littérature ... 37
Tableau I-6 : Synthèse des mesures in vitro de rotations inter segmentaires et globale ... 40
Tableau I-7 : Synthèse des mesures in vivo de rotations inter segmentaires ... 41
Tableau I-8 : Etudes in vitro avec implant postérieur ... 41
Tableau II-1 : Croissance des cochons ... 56
Tableau III-1 : Système de gradation de la dégénérescence par IRM d’après Modic [147] ... 64
Tableau III-2 : Système de gradation de la dégénérescence d'après Rutges [148] ... 65
Tableau III-3 : Récapitulatif des interventions ... 68
Tableau III-4 : Observations macroscopiques des disques dans la zone instrumentée ... 70
Tableau IV-1 : Raideurs intervertébrales exprimées pour chaque segment dans le repère local de la vertèbre associée ... 82
Tableau IV-2 : Coefficients de raideurs (N/mm et N.m/degré) des implants dans le repère local de l’implant associé ... 86
Tableau IV-3 : Paramètres pré et post-opératoires du patient #9 [34] ... 91
Tableau IV-4 : Coefficients de raideur (N/mm et N.m/degré) des instrumentations de correction ... 91
Tableau IV-5 : Plan d'expérience de l'étude de sensibilité sur la position du CIR ... 98
Tableau IV-6 : Position du CIR : analyse de la variance ... 98
Tableau IV-7 : Sensibilité à la distance de fixation et au positionnement de la vis du ... 99
Tableau IV-8 : Paramètres angulaires des patients de Aubin [178] ... 106
Margot ODET
1
Introduction
La scoliose est une déformation rachidienne se produisant dans les 3 plans de l'espace, selon un mécanisme de torsion des vertèbres les unes par rapport aux autres [1]. Elle peut avoir de nombreuses causes, congénitales, neuromusculaires, … Cependant elle est dans environ 65% des cas sans cause clai-rement identifiée. Elle est alors dite « idiopathique ». La scoliose survient principalement pendant les périodes de croissance de l'enfant et de l'adolescent. Les praticiens parlent de scoliose « infantile » lors-qu'elle touche les enfants de moins de 3 ans. Ce type de scoliose concerne moins de 1% des cas idiopa-thiques [2].
La colonne vertébrale constitue une structure essentielle du squelette. En effet, elle est le sup-port de la cage thoracique et son bon développement conditionne celui de nombreuses structures et organes, notamment celui des poumons. L'enfant ayant une forte croissance avant 5 ans, une scoliose intervenant à cet âge provoque rapidement de graves problèmes pulmonaires et cardiaques [3]. La sco-liose induit également des déformations vertébrales et la dégénérescence des disques intervertébraux [4].
L'évolution rapide des scolioses infantiles rend presque obligatoire le recours à la chirurgie or-thopédique. Ne pouvant actuellement traiter les causes de la maladie, la chirurgie s’attaque à limiter « mécaniquement » ses effets négatifs. Les traitements classiques chez l’adolescent, consistant à corriger la déformation avec des tiges métalliques puis à figer la colonne par une arthrodèse, ne peuvent pas être utilisés. En effet ils empêcheraient toute croissance ultérieure de la colonne et des poumons. Pour per-mettre un développement suffisant des structures thoraciques, la technique la plus répandue actuelle-ment est celle mise au point par Harrington en 1962, dite des « tiges de croissance » [5]. Le dispositif est formé de 2 tiges concourantes reliées par un connecteur et fixées à la colonne de part et d'autre de la courbure. Les tiges sont ensuite régulièrement écartées l'une de l'autre pour allonger l'ensemble de l'instrumentation, généralement tous les 6 mois. Ces allongements successifs ont pour double objectif de réduire la déformation et de permettre la croissance de la colonne [6].
Cette technique donne de bons résultats sur ces 2 points mais présente néanmoins de nom-breuses complications dans environ 40% des cas [7]. Premièrement les risques opératoires sont forte-ment augforte-mentés par le nombre d'interventions chirurgicales nécessaires aux allongeforte-ments. La casse du matériel et le délogement des fixations sont également des complications souvent rapportées et occa-sionnent d'autres opérations supplémentaires. Enfin l'immobilisation de la colonne et les efforts appli-qués aux segments sus et sous-jacents provoquent la fusion spontanée des vertèbres et la dégénéres-cence des disques intervertébraux [8]. Cette dégradation générale de la colonne vertébrale diminue l'ef-ficacité du traitement à court terme mais est également préjudiciable à long terme [9], [10]. La prise en compte de ces effets délétères indésirables sur les structures adjacentes a mis en évidence le besoin d'une instrumentation moins rigide [11] [12].
Des alternatives aux tiges de croissance ont été développées pour pallier les nombreuses
opéra-tions nécessaires. Une 1ière famille d’implants dits « auto-adaptatifs » utilisent la croissance de la colonne
guident la colonne sans imposer de force correctrice. Une innovation plus récente, le système Magec©, repose sur le même fonctionnement que les tiges classiques à la différence que les allongements se font grâce à un système magnétique externe, sans opération [15]. Ces techniques donnent des résultats simi-laires en améliorant significativement le confort des patients. Néanmoins la colonne et les disques sont encore trop contraints, enclenchant toujours la dégénérescence.
La recherche actuelle porte sur l'étude de nouveaux implants pour remédier à ces défauts. En particulier, la mobilité de la colonne semble primordiale pour préserver les disques et limiter la fusion spontanée. L'apport d'une plus grande souplesse dans les instrumentations actuelles est une piste envi-sagée pour les améliorer. C'est dans cette optique que l'équipe Structure du Laboratoire de Bioméca-nique et de MécaBioméca-nique des Chocs a développé en collaboration avec le Dr Vincent Cunin des Hospices Civils de Lyon un implant avec suspension pouvant être utilisé en série avec les dispositifs existants.
Cette suspension, combinée à un implant auto-adaptatif, doit corriger la scoliose selon le même principe que les tiges de croissance classiques en permettre une croissance continue tout en assurant une mobilité du segment instrumenté. Elle a fait l'objet d'un dépôt de brevet français [16] et d’une de-mande de brevet international [17]. Cependant la conception du dispositif n'est pas encore achevée. La question se pose en effet de la valeur de raideur optimale à appliquer à la colonne pour préserver les disques tout en corrigeant efficacement la scoliose.
Cette thèse a pour objectifs de démontrer l’intérêt d’une suspension pour les disques interver-tébraux et d’obtenir des informations quantifiables sur la valeur de raideur optimale, à la fois pour les disques et pour corriger la scoliose.
La première partie de ce mémoire est consacrée tout d’abord à une présentation de la scoliose et en particulier de la scoliose infantile sévère, des traitements existants et de leurs conséquences sur le rachis et les disques intervertébraux. La suite de ce premier chapitre consiste en une revue de la littéra-ture des études in vivo, in vitro et in silico portant sur l’environnement mécanique de la colonne et des tiges de croissance, la préservation des disques ; et des modèles animaux et numériques pertinents pour notre étude. La deuxième partie présente notre concept de suspension implantable et les différentes étapes de conceptions des prototypes de raideurs différentes testables sur des mammifères quadru-pèdes. Le chapitre suivant porte sur l’étude in vivo sur modèle animal sain pour l’évaluation de valeurs de raideurs différentes sur l'état des disques intervertébraux. Puis la biomécanique d’un rachis humain instrumenté avec différentes suspensions est étudiée avec un modèle numérique corps rigides, présenté Chapitre IV. Ce mémoire se conclut par une discussion sur l’ensemble des travaux réalisés et leurs pers-pectives.
Les études expérimentales ont pu être menées grâce aux financements de 2 Projets de Matura-tion L606 et L808 octroyés par la SATT Pulsalys (ex-LST) de l’Université Lyon 1.
Margot ODET
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Chapitre I. Revue de la littérature
Ce premier chapitre a pour objectifs de familiariser le lecteur aux notions médicales et biomécaniques utilisées et de présenter les études sur lesquelles se base ce travail de thèse. Dans un premier temps, nous présenterons quelques notions d’anatomie du rachis sain et scoliotique destinées à expliciter le vocabulaire médicale et les spécificités de la pathologie étudiée. Nous développerons ensuite les différents traitements existants en commençant par un rapide historique de la technique des tiges de croissance et des traitements alternatifs pour finir par leurs limitations et leurs effets indésirables, notamment sur les disques intervertébraux. La troisième partie sera consacrée à une revue des différentes démarches expérimentales se rapportant aux problèmes soulevés dans la partie précédente : évaluation de nouvelles méthodes de correction préservant les disques, efforts supportés par le rachis, conséquences sur la pression discale et forces appliquées par les tiges de croissance pendant le traitement. Cette partie permettra de mettre en évidence la besoin de mobilité pour le disque et la problématique de la valeur optimale de raideur de l’instrumentation de correction. Notre travail s’appuyant principalement sur une étude animale, la partie suivante fera le bilan des modèles animaux disponibles dans notre domaine et de leur pertinence pour notre étude. La dernière partie sera consacrée à la modélisation numérique du rachis humain pour le futur développement d’une solution applicable à l’enfant.
I.1. Rappels anatomiques
I.1.1. Repère anatomique de référenceAfin de repérer précisément les structures du corps humain, l’anatomie défini 3 plans et 3 axes de référence à partir d’une position anatomique dite standard, illustrés Figure I-1. La position standard du corps humain représente un adulte debout face à l’observateur, les bras le long du corps, paumes tournées vers l’avant.
Le plan médian ou sagittal est vertical et sépare la moitié gauche de la moitié droite du corps. Les plans qui lui sont parallèles sont appelés paramédians ou para-sagittaux. Le plan transverse ou
transversal est horizontal et sépare le corps en une partie supérieure vers la tête et en une partie
inférieure vers les pieds. Le plan coronal ou frontal est vertical et sépare le corps en 2 parties ventrale et dorsale.
Figure I-1 : Plans et axes de référence chez l’Homme
Les axes de référence sont perpendiculaires aux plans de référence :
x axe dorso-ventral perpen-diculaire au plan frontal ; x axe cranio-caudal
perpen-diculaire au plan trans-verse ;
x axe horizontal perpendi-culaire au plan médian. Ces plans et axes de référence définissent les orientations permettant de localiser une structure anatomique, une implantation chirurgicale.
L’ensemble du vocabulaire relatif aux éléments de référence sert également à désigner les images obtenues par imagerie médicale (radiographie, IRM, scanner CT). Par convention, les images frontales sont prises de face, la partie droite du sujet est donc à gauche.
Axe cranio-caudal
Plan sagittal Plan frontal
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I.1.2. Le rachis sain
L’ensemble des définitions de cette partie sont tirées de Cottalorda et Kohler [18].
La colonne vertébrale ou rachis est constituée d’os articulés, les vertèbres, séparées par les disques intervertébraux (DIV). Elle abrite la moelle épinière et supporte la cage thoracique et la tête. Elle est divisée en 4 parties, illustrées Figure I-2 :
x Cervicale : C1 à C7
x Thoracique : T1 à T12 auxquelles sont ratta-chées les côtes
x Lombaire : L1 à L5
x Sacrée ou pelvienne formée de 5 vertèbres soudées et du coccyx
La colonne est rectiligne dans le plan frontal et courbée dans le plan sagittal selon 4 courbures successivement inversées :
x lordose cervicale et lombaire
x cyphose thoracique et sacrée Figure I-2 : Les différentes parties du rachis
I.1.2.a. Les vertèbres
Toutes les vertèbres cervicales hors C1 et C2, thoraciques et lombaires ont un profil similaire. Dans le plan médial, d’antérieur à postérieur, une vertèbre est composée tout d’abord du corps vertébral. Il est de forme globalement cylindrique et composé d’os spongieux, recouvert en crânial et en caudal par les plateaux vertébraux (PV). Ces derniers s’articulent avec les disques intervertébraux sus et sous-jacents. La partie médiale comporte 2 pédicules entourant le foramen ( trou ) vertébral où passe la moelle épinière. En postérieur se trouvent les facettes articulaires (FA), les processus transverses, les lames et le processus épineux (cf. Figure I-3).
Figure I-3 : Schéma d’une vertèbre thoracique (art. = articulaire) Processus épineux (4) Processus transverse (6) Facette costale (7) Corps (1) Trou vertébral (2) Pédicule (3) Lame (5) Facette art. sup. (8) Facette art. costale sup. (9) (4) (1) (6) (7) (8) (9) Facette art. costale inf. Facette art. inf. (3)
Chaque vertèbre est séparée de sa voisine par une structure souple, le disque intervertébral. Elle possède donc 3 articulations avec sa vertèbre sous-jacente par l’intermédiaire du disque et de ses 2 facettes articulaires inférieures en contact avec les 2 facettes articulaires supérieures de sa voisine. Ces nombreuses articulations permettent une grande mobilité de la colonne mais provoquent également une grande instabilité. Le rachis est stabilisé par un ensemble de ligaments (cf. Figure I-4) et par des muscles.
Figure I-4 : Schéma des ligaments vertébraux
I.1.2.b. Le disque intervertébral
Les disques intervertébraux représentent entre 20 à 33% de la hauteur du rachis. Le disque a pour fonction d’amortir et de distribuer le chargement de la colonne et de lui conférer une mobilité limitée. Il est constitué de 3 structures distinctes :
x Le nucleus pulposus (NP): portion cen-trale légèrement décalé en postérieur ; x L’annulus fibrosus (AF): structure
fi-breuse ceinturant le NP ;
x Les plateaux cartilagineux (PC) : struc-ture poreuse d’épaisseur 1 mm environ
Figure I-5 : Structure et fonction du disque intervertébral d’après Adams et Roughley [19]
Le NP constitue 30 à 60% du volume du disque et contient 80% d’eau en moyenne chez l’adulte. L’AF est formé d’une vingtaine de lamelles concentriques dont l’orientation s’inverse successivement. Ces lamelles sont composées d’eau à 60-70%, d’une matrice extra-cellulaire de fibres de collagènes I et II à 30° par rapport à l’horizontale (65-70% du poids sec) et de protéoglycanes (10-20%) concentrés dans sa partie interne, [19] [20] [21]. Il peut être divisé en deux régions distinctes : l’AF externe et l’AF interne.
Les PC sont constitués d’une couche de cartilage hyalin (épaisse d’environ 1mm) et d’os sous-chondral et forment une interface entre les plateaux vertébraux (PV) et le disque. La partie cartilagineuse sert d’ancrage pour les fibres de l’AF. Elle est composée d’un unique type de cellules, les chondrocytes. Comme les vaisseaux sanguins ne peuvent atteindre le NP, cette interface est responsable d’une grande partie de la nutrition du disque [20]. La région au-dessus de l’AF a une composition
Ligament vertébral commun antérieur Ligament vertébral commun postérieur Ligament flavum Capsule articulaire Ligament interépineux Ligament surépineux Disque intervertébral NP AF
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I.1.3. Les paramètres rachidiens et pelviens
Dans le cas de l’étude de déformations scoliotiques, plusieurs repères orthonormés directs définis par Stokes en 1994 [22] [1] permettent de les quantifier dans les 3 dimensions de l’espace.
Repère global :
x Centre : centre du plateau supérieur de S1
x Axe ܼሬሬሬሬԦ : vertical ascendant parallèle à l’axe de gravité ீ
x Axe ܻሬሬሬሬԦ : orienté de droite à gauche dans un plan parallèle au plan ீ
vertical contenant l’axe des épineuses iliaques antéro-supérieures
x Axe ܺሬሬሬሬԦ : postéro-antérieur ீ
Figure I-6 : Repère global
Repère spinal :
x Centre : centre du plateau supérieur de S1
x Axe ܼሬሬሬሬԦ : ascendant passant par le centre de T1 ௌ
x Axe ܻሬሬሬԦ : orienté de droite à gauche dans un plan parallèle au ௌ
plan vertical contenant l’axe des épineuses iliaques anté-ro-supérieures
x Axe ܺሬሬሬሬԦ : postéro-antérieur ௌ
Figure I-7 : Repère spinal
Repère local vertébral :
x Centre : milieu des barycentres des plateaux supérieur et inférieur de la vertèbre
x Axe ܼሬሬሬሬԦ : ascendant passant par les centres géométriques des
plateaux
x Axe ܺሬሬሬሬԦ : postéro-antérieur perpendiculaire au plan défini par
l’axe ܼሬሬሬሬԦ et par le vecteur directeur de la ligne liant les pédicules
x Axe ܻሬሬሬሬԦ : orienté de droite à gauche
Figure I-8 : Repère vertébral
Ces repères permettent de définir les mouvements de la colonne ou des vertèbres :
x Flexion/Extension : rotation autour de ܻሬሬሬሬሬሬሬሬሬሬԦ ; ீǡௌǡ
x Inclinaison latérale : rotation autour de ܺሬሬሬሬሬሬሬሬሬሬሬԦ; ீǡௌǡ
x Rotation axiale : rotation autour de ܼሬሬሬሬሬሬሬሬሬሬԦ. ீǡௌǡ
ZG YG XG ZS YS XS ZV YV XV
Plusieurs paramètres quantifient l’équilibre postural du rachis sain : x Les paramètres rachidiens :
o Lordose lombaire : angle entre la tangente au plateau supérieur de L1 et la tangente au plateau inférieur de L5 (en moyenne 45°) ;
o Cyphose dorsale : angle entre la tangente au plateau supérieur de T4 et la tangente au plateau inférieur de T12 (en moyenne 37°), plus sa localisation (haute, moyenne et tho-raco-lombaire) ;
o Gîte sagittale : angle entre la verticale élevée à partir du centre des têtes fémorales et la droite unissant ce point au centre du corps vertébral de T9 (en moyenne 9°).
x Les paramètres pelviens illustrés Figure I-9 :
o Pente ou base Sacrée (PS) : angle par rapport à l’horizontale que fait la tangente à la base sacrée (moyenne 37°) ;
o Version Pelvienne (VP) : angle formé par la droite joignant le milieu du plateau sacré, le centre de l’axe bicoxo-fémoral et la verticale ;
o Porte à Faux : distance séparant le centre de la tête fémorale de la verticale abaissée du centre du disque L5-S1. Cette distance est en moyenne de 2,5 cm en arrière de l’axe des têtes fémorales;
o Incidence lombo-pelvienne (I) : correspond à la somme algébrique de la PS et de la VP (I=PS+VP). C’est une constante anatomique qui caractérise la morphologie du sujet : l’incidence correspond à l’angle formé par la perpendiculaire au plateau sacré en son mi-lieu et la droite joignant le mimi-lieu du plateau sacré au centre de l’axe bicoxo-fémoral. Elle est relativement constante chez l’individu dès l’acquisition de la marche et elle déter-mine l’importance des courbures sagittales (moyenne 53°).
Pente Sacrée
Incidence Pelvienne
Porte à Faux
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I.1.4. Le rachis scoliotique
I.1.4.a. Scoliose : étiologie et définition
Dubousset propose cette définition de la scoliose en 1999 : « Une scoliose est une déformation rachidienne consistant en un déplacement relatif progressif d’un élément constitutif (vertèbre) par rapport à son adjacent, se produisant dans les trois plans de l’espace (frontal, sagittal, coronal) sans perte de la continuité ostéo-ligamentaire et se développant sur tout ou partie de la colonne vertébrale, essentiellement pendant la période de croissance. Il s’agit d’un mécanisme de torsion. Ce n’est donc pas une maladie, c’est un symptôme. Elle est dite idiopathique lorsqu’aucune cause inductrice connue n’a pu être déterminée » [1].
La scoliose peut également être congénitale ou neuromusculaire (myopathies,…). Il existe également des scolioses du nourrisson qui se réduisent généralement toutes seules. La prévalence de la scoliose est de 1 à 4% des enfants et des adolescents. Celles dites juvéniles (patients âgés de 3 à 12 ans) surviennent dans 12 à 21% des cas de scolioses idiopathiques, celles dites infantiles (patients âgés de moins de 3 ans) dans moins de 1% des cas idiopathiques. Ces dernières touchent plus les garçons que les filles (rapport de 3 pour 2), alors que la scoliose de l’adolescent touche majoritairement les filles (8 cas sur 10) [6]. Une étude fait également état d’une différence entre l’Europe et les États-Unis, 4 fois moins touchés par les scolioses de l’enfant [23]. La Figure I-11 recense une estimation de la prévalence des différents types de scolioses aux États-Unis. La scoliose représente donc quelques 130 cas pour 1000.
Figure I-10 :Cercle vicieux de la scoliose d’après Stokes [24]
Selon la loi d’Hueter-Volkmann, la croissance osseuse dépend du niveau de compression. La scoliose créerait alors un cercle vicieux : elle produirait un chargement asymétrique sur les vertèbres, qui grandiraient alors de façon également asymétrique ce qui amplifierait le phénomène (cf. Figure I-10). Ceci expliquerait la très forte évolution des courbures pendant les phases de forte croissance (jeune enfant et adolescence). Ce mécanisme a été démontré sur des rats [24].
Figure I-11 : Tableau tiré du site de "The Burden of Musculoskeletal Diseases in the United States" http://www.boneandjointburden.org/
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I.1.4.b. Paramètres descriptifs
En plus de l’évaluation des paramètres rachidiens et pelviens classiques, la scoliose et son évolu-tion sont décrites par des paramètres propres à cette déformaévolu-tion, par examen clinique ou par imagerie médicale.
On distingue premièrement plusieurs vertèbres d’intérêt dans la zone déformée, appelées « vertèbres stratégiques », et illustrées Figure I-12 :
x Vertèbres limites inférieure et su-périeure : vertèbres les plus incli-nées par rapport à l’horizontale x Vertèbres neutres : vertèbres sans
rotation axiale
x Vertèbre apical (ou apex) : vertèbre de la courbure la plus excentrée, avec la rotation axiale maximale et la moins inclinée par rapport à l’horizontale.
Ces vertèbres permettent de délimiter la déformation et de définir plusieurs paramètres d’évaluation de la scoliose.
Figure I-12 : Vertèbres stratégique d’une déformation scoliotique
La position de la vertèbre apicale et le nombre de courbures permettent ensuite de classifier la déformation :
x Les scolioses à courbure unique : o Thoracique : apex entre T2 et T11 ; o Thoraco-lombaire : apex entre T12 et L1 ; o Lombaire : apex entre L2 et L4.
La déformation de la cage thoracique peut égale-ment être évaluée dans le plan transverse. La scoliose étant en premier lieu une torsion des vertèbres, cette dernière conduit à une déformation de l’ensemble des structures reliées au rachis, dont les côtes. La déformation de la cage thoracique est observable en faisant se pencher en avant le patient. Une des parties latérales du thorax est surélevée par rapport à l’autre, c’est ce que l’on appelle la gibbosité, illustrée Figure I-13. Cette déformation est caractéristique et permet notamment de distinguer une attitude scoliose d’une « vraie » scoliose.
Figure I-13 :Gibbosité due à la scoliose
La scoliose étant une déformation progressive, un suivi de son évolution est donc indispensable. Les premiers paramètres facilement accessibles par radiographie sont les angles mesurant l’inclinaison des vertèbres limites entre elles :
Figure I-14 :Angles d’évaluation de la courbure
x Angle de Cobb : angle formé par le plateau supérieur de la vertèbre limite supérieure et le plateau inférieur de la vertèbre limite inférieure ;
x Angle de Ferguson : angle entre le centre de la vertèbre neutre inférieure et supé-rieure et le centre de la vertèbre sommet ; x Angle iliolombaire : angle formé par la
parallèle au plateau inférieur de L4 et la ligne bi-crêtes du bassin.
Ils sont principalement mesurés dans le plan frontal, comme illustré Figure I-14. Ils peuvent également être mesurés de la même manière dans le plan sagittal.
Ces angles ne fournissent que des informations dans 2 plans. La déformation dans le plan transverse est mesurée à travers la rotation axiale de la vertèbre apicale. Plusieurs méthodes de mesure existent, basées sur des radiographies, des scanners CT ou des IRMs.
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Enfin le médecin doit évaluer à quel stade de croissance est le patient afin de prévenir au mieux les moments critiques où la scoliose peut progresser très rapidement et savoir quand arrêter le traitement. Pour cela il peut utiliser :
x Les signes pubertaires (premières règles, pilosité pubienne, …) ; x L’âge osseux :
o radiographie du poignet et de la main gauche de face (Greulich et Pyle) ; o radiographie de la main gauche de face (Sempe) ;
o radiographie du coude gauche (Sauvegrain) ; x Le taux de croissance ;
x Le critère de Risser ;
x La fermeture du cartilage en Y.
I.1.4.c. Conséquences
La modification de la forme générale du rachis n’est pas la seule conséquence de la scoliose. Les vertèbres se déforment également sous l’effet de la déformation. Les plateaux vertébraux ne sont plus parallèles et la vertèbre apparaît trapézoïdale sur les radiographies. Ce phénomène est appelé « cunéïformisation » des vertèbres. C’est une conséquence probable de la loi d’Hueter-Volkmann [24].
Outre ces déformations osseuses importantes, les scolioses infantiles et juvéniles ont d’autres conséquences graves, liées au très jeune âge des patients atteints et au fait qu’ils soient dans une phase d’importante croissance. La colonne en particulier triple de taille de la naissance à la maturité osseuse [25]. Le thorax grandit également de manière très importante : sa circonférence croît de façon exponentiellement et son volume augmente de 5 fois sa valeur initiale [26]. La capacité pulmonaire se crée ainsi essentiellement après la naissance. Les alvéoles pulmonaires se développent, d’abord par multiplication de leur nombre jusqu’à environ 3 ans, puis par augmentation de leur volume individuel avec l’augmentation de volume de la cage thoracique jusqu’à environ 8 ans [26].
La scoliose réduit donc la capacité pulmonaire des patients en réduisant le volume de la cage thoracique et en entravant le processus de développement des alvéoles et des artères. Le mécanisme de respiration est compromis, et ce plus la scoliose apparaît tôt et avec une courbure importante [26], [3].
La scoliose a également des conséquences sur les disques intervertébraux. La courbure soumet les DIV à des contraintes en compression du côté concave et en tension du côté convexe. Les DIV se trouvent donc dans un environnement de contraintes mécaniques supérieures à celles subies pendant leur fonctionnement normal. Ces sur-contraintes provoquent des fissures dans l’AF comme illustré Figure I-15 [27]. Si les dommages structurels s’aggravent, le disque peut alors se rompre ou se déplacer [20].
De plus les mouvements des vertèbres sont limités par la rigidité de la colonne scoliotique, ce qui diminue la nutrition du disque [28].
Figure I-15 : Les types de fissures de l’AF. A : Délamination. B : Fissures radiales.
C : Endommagement des bords
La compression asymétrique des disques diminue aussi la perméabilité des plateaux vertébraux [29]. Roberts a également noté une calcification des plateaux chez les patients scoliotiques [30]. Ces altérations des plateaux empêchent la nutrition du disque.
L’environnement mécanique anormal et la diminution de la nutrition initient le processus de dégénérescence, en abîmant directement les structures mais également en modifiant le métabolisme des cellules [30], [31], [32]. Ces phénomènes sont plus importants à l’apex de la courbe [4], [33]. Cependant les premiers signes visibles ne se manifestent que tardivement. La dégénérescence n’est donc pas le problème principal à traiter pour les médecins.
Devant ces conséquences graves de la scoliose infantile sévère sur la colonne et les poumons des enfants atteints, plusieurs traitements chirurgicaux ont été mis au point et sont régulièrement utilisés aujourd’hui.
I.2. Traitements de la scoliose infantile
Les scolioses sont prioritairement traitées avec des corsets pour éviter le recours à une intervention sur la colonne. Le corset doit empêcher la déformation de progresser mais la réduit rarement. S’il n’empêche pas la déformation d’évoluer, le recours à la chirurgie est obligatoire dès que la courbure dépasse 50° [34].
Le traitement classique des scolioses adolescentes est de redresser la colonne avec 2 tiges pré-cintrées et de fusionner les vertèbres (arthrodèse). Cependant ce traitement est inenvisageable pour les scolioses plus précoces car la croissance de la colonne serait alors impossible après fusion. Outre les répercussions esthétiques d’une croissance thoracique fortement écourtée, les conséquences néfastes pour le développement des poumons conduiraient à une mort prématurée des patients.
A
B
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I.2.1. Historique
La scoliose est une pathologie connue depuis longtemps. Mais le concept de scoliose « infantile » n’apparaît qu’en 1936 dans l’étude de Harrenstein décrivant 46 enfants atteints de scoliose avec une prédominance de courbures gauches [35]. Par la suite plusieurs auteurs vont décrire des déformations similaires chez le jeune enfant, sans cause déterminée et avec une forte progression [36].
Le premier traitement chirurgical mis au point pour traiter ce type de scoliose en particulier a été présenté par Harrington en 1962 [5]. Le dispositif consiste en une tige crantée fixée au plus près de la colonne à ses extrémités, permettant la distraction progressive de la partie concave de la courbe. La correction la plus importante est effectuée lors de l’implantation. Une fusion apicale peut être faite pour renforcer la stabilité de l’ensemble. Le patient porte généralement un corset pendant toute la durée du traitement pour limiter le risque de casse du matériel, notamment au niveau des fixations.
La première évolution majeure est apportée par Luque en 1976 [13]. Il introduit des ancrages « glissants » à l’apex permettant une croissance continue sans distraction. Une variante présentée en 2009 par McCarthy est la technique « Shilla » ou les ancrages glissants sont déplacés aux extrémités des tiges [14], [37].
Une modification mineure de la technique est faite par Moe en 1984 [38]. La tige est placée en sous-cutanée et déformée pour suivre le profil sagittal. Des fusions sont peu à peu effectuées au niveau des ancrages pour les renforcer, en parallèle avec une limitation de la fusion apicale.
La deuxième modification importante est présenté dans les années 2000 par Campbell, avec le système VEPTR© « vertical, expandable titanium prosthetic rib » [39]. Ce système reprend le fonction-nement des tiges de croissances « classiques » mais en se fixant sur les côtes. L’objectif principal est d’augmenter le volume de la cage thoracique, avec comme conséquences secondaires de réduire la dé-formation scoliotique et de favoriser la croissance vertébrale.
En 2005, Akbarnia propose l’implantation de 2 tiges de croissance de part et d’autre de la co-lonne au lieu d’une seule [34]. Cette technique est actuellement l’une des plus utilisées [40].
L’objectif pour la prochaine génération de tiges de croissance est de permettre une croissance la plus continue possible et de réduire les complications persistantes. Akbarnia a présenté en 2012 et 2013 des premiers résultats sur une tige à allongement magnétique, le Magec [41] [42]. D’autres recherches portent sur des implants à mémoire de forme [43], [44] ou des ligaments artificiels [45].
I.2.2. Tiges de croissance
Le système actuel est constitué de 2 tiges en inox médical (316L) ou en titane, reliées par un connecteur, comme illustré Figure I-16. Elles sont fixées le long de la colonne vertébrale, en amont et en aval de la déformation scoliotique à l’intérieur de la courbure. Les fixations consistent en 2 vis pédiculaires ou 2 crochets laminaires qui viennent former une « pince » sur 2 vertèbres consécutives.
Les tiges sont mises en forme dans le plan sagittal pour rétablir la courbure normale dans ce plan et éventuellement fixées régulièrement sur la colonne, assurant la réduction de la déformation dans le plan frontal. Elles sont implantées soit intra-musculairement en laissant intact le périoste, soit sous la peau [34], [46]. Elles peuvent être simples, c’est-à-dire d’un seul côté de la colonne, ou doubles avec une système de chaque côté des épineuses.
Lors de l’installation et des allongements suivants, une des tiges est désolidarisée du connecteur et une pince de distraction est insérée entre les 2 tiges. La force appliquée par le praticien éloigne les tiges l’une de l’autre et allonge l’ensemble du dispositif. La tige est ensuite refixée
au connecteur. Figure I-16 : Système de double tiges de croissance d’après Akbarnia [34]
Dans son étude, Yang analyse les pratiques de 17 chirurgiens [40]. Il en ressort plusieurs consensus. La période entre allongements la plus courante est de 6 mois [34]. Les fixations crâniales sont à 77% faites avec des crochets laminaires. Les vis pédiculaires et les crochets sont utilisés dans des proportions égales pour les fixations caudales. L’arrêt du traitement est décidé en majorité par la maturité osseuse du patient mais également à cause des complications à répétitions, d’une aggravation de la courbue ou l’impossibilité d’allonger le dispositif. La majorité des praticiens interrogés font une fusion définitive à la fin du traitement. Les tiges doubles sont de plus en plus utilisées dans le panel de l’étude.
Le choix des niveaux de fixation est encore aujourd’hui un sujet d’étude et il n’existe pas de consensus. La fixation se fait généralement sur les vertèbres neutres au-dessus des vertèbres limites. Une fusion limitée peut être faite entre les vertèbres pour stabiliser les ancrages [47].
Les tiges de croissance simples réduisent l’angle de Cobb de 29% à 44%, avec une croissance vertébrale de 0,7 à 1,2 cm/an en moyenne, selon plusieurs études [48], [8], [49], [50]. Dans son étude comparative des tiges simples et doubles, Thompson rapporte une meilleure correction de l’angle de
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Des allongements fréquents favorisent en premier lieu la croissance. Ils permettent d’obtenir un meilleur taux de croissance que des allongements plus espacés [51], voire même plus que la normale [52]. En effet la force de distraction permettant de réduire la déformation peut également favoriser la croissance vertébrale selon la loi d’Hueter-Volkmann.
La critique principale de la technique des tiges de croissance porte sur la lourdeur du traitement et les risques inhérents aux multiples opérations nécessaires aux allongements. La croissance est également empêchée entre 2 allongements successifs. D’autres systèmes ont ainsi été inventés pour pallier en partie à ces limitations.
I.2.3. Autres implants
Il existe actuellement 4 autres systèmes « alternatifs » de traitement de la scoliose infantile et juvénile.
Le système Luque Trolley inventé par Luque en 1976 [13], présenté Figure I-17, est fixé de la même manière que les tiges de croissance classiques aux niveaux des vertèbres limites de la déformation. La réduction de la déformation est assurée par un ancrage particulier des tiges à l’apex. Cet ancrage est glissant, ce qui permet à la colonne de grandir en continu sans intervention extérieure d’allongement [46]. Les 2 tiges sont reliées entre elles par des câbles glissés sous les lames vertébrales. Ces câbles font également office d’ancrages glissants pour guider le redressement de la colonne. Le moteur de la réduction de la déformation est donc la croissance elle-même. Ce type d’implant est alors dit « auto-adaptatif », sa longueur s’adaptant en fonction de la croissance du rachis. Ouellet a publié en 2011 une étude clinique sur 5 patients de 4,5 ans en moyenne suivi pendant plus de 3 ans. Il rapporte une correction de l’angle de Cobb de 60% en moyenne avec une croissance de 63% de celle attendue avec un taux de complications de 40% [53].
Figure I-17 : Implants à ancrages glissants d’après Ouellet [53]
Luqué Trolley Shilla
Câble Ancrage fixe Ancrage glissant
Comme le Luque Trolley, le système Shilla© assure une croissance continue sans intervention d’allongement par des ancrages glissants, mais proximaux et distaux et non plus à l’apex. La déformation est réduite par une fusion postérieure limitée à 3-4 segments à l’apex [37] [46]. McCarthy rapporte une croissance de 12% et une correction de l’angle de Cobb de 61% [14]. Ouellet propose également des instrumentations alternatives mélant le Luque Trolley et le Shilla© [53].
La dernière évolution majeure est le Magec©, une adaptation du système classique. Les tiges sont remplacées par des tiges pouvant être allongées magnétiquement par un dispositif extérieur, sans opération supplémentaire. L’implantation est identique à celle des tiges de croissance classiques et peut également être simple ou double. Les allongements peuvent être plus fréquents puisqu’ils ne nécessitent pas de chirurgie. Les premiers résultats cliniques montrent un taux de correction et de croissance identiques à la technique classique, avec un nombre de complications inférieur mais toujours avec des casses de tiges [42] [15] [54]. Les différents auteurs notent également une perte de distraction entre les allongements. Ils concluent néanmoins que ce nouveau matériel pourraient diminuer les risques et améliorer la correction et la croissance en sollicitant le rachis plus souvent, limitant ainsi l’immobilisation. Cependant le suivi n’est pas encore suffisant pour conclure sur le long terme.
Figure I-18 : VEPTR
Le VEPTR© est initialement utilisé pour agrandir la cage thoracique. Le dispositif est fixé aux côtes (cf. Figure I-18) et allongé régulièrement selon le même principe que les tiges de croissance classiques pour appliquer un effort de distraction permanent sur la cage thoracique [39] [55]. L’extrémité inférieure peut également être fixée sur le rachis. L’effort de distraction peut être utilisé pour redresser la colonne, seul ou en combinaison avec un des systèmes décrits ci-dessus.
Depuis 1962, les différentes évolutions de la technique des tiges de croissance, résumées dans le Tableau I-1, ont permis d’augmenter l’efficacité du traitement. La maîtrise de l’intervention par les chi-rurgiens a notamment permis d’augmenter le nombre d’allongements. Cela a bénéficié à la croissance, avec un taux de plus d’un cm/an, et à la correction de la scoliose avec un angle de Cobb réduit généra-lement de plus de 50%. Les techniques auto-adaptatives comme le Shilla© ou le Luque donnent des ré-sultats légèrement meilleurs en croissance pour une réduction similaire de la déformation. Avec une croissance et une correction limitées, le VEPTR© semble être plus indiqué en complément de tiges de croissance qu’en traitement primaire de la scoliose. Le système Magec© présente une nette améliora-tion pour le confort du patient en réduisant drastiquement le nombre d’opéraaméliora-tions, mais ces effets à
T rai te m en ts de la sc ol io se in fan ti le Ma rg o t O D ET
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Table au I-1 : S ynt hè se de s r é sult at s clinique s de s t ig e s de c roissanc e pour le s sc oliose s infant ile s e t j u vé nile s pré coc e s P u b lic a tio n Nom b re de p atien ts Trai te me nt Nom b re m o ye n d’ allon gem en ts /pat ie n t C roi ssance moye nne (c m/ an ) Co rr ec tio n d e Co b b moye nne ( % ) Ta u x d e c o m p lic a tio n s (% ) Harringt o n 1 9 6 2 [5] 68 Harringt o n 1 ,3 NR NR 3 Mo e 1984 [38] 20 Harringt o n NR NR NR 100 K le m m e 1997 [5 6] 67 Harringt o n N R 1 30 37 Mineiro et W eins tein 2 0 0 2 [5 7] 11 Harringt o n 4, 8 0, 4 43 100 B lac ke m o re 2001 [ 48] 29 S 2 N R 29 30 Cahill 2 010 [8 ] 9 S 8, 3 1, 12 44 40 El se b ai 2011 [4 9] 19 S 4, 3 1, 17 29 50 Th o m p so n 2005 [50 ] 21 S 3, 1 0, 67 30 24 7 D 6, 1 1, 7 71 NR Akbarnia 20 05 [ 34] 23 D 6, 6 1, 21 54 32 Akbarnia 20 08 [ 51] 13 D 5, 2 1, 46 64 42 San kar 20 11 [ 9 ] 38 D 5, 6 1, 76 47 48 Luque 1976 [1 3] 50 Luque NA NR 78 46 O u el le t 2 011 [ 5 3 ] 5 Luque NA 2 ,3 6 1 NR Mc Car th y 2 009 [14] 10 Shilla 0, 5 +12 % 61 100 Has ler 2 0 1 0 [5 8] 23 V EP TR 7, 1 N R 25 N R C ampbell 2 0 0 4 a [ 39] 21 VEP TR NR 0, 8 NR 81 C ampbell 2 0 0 4 b [5 5] 27 V EP TR N R 0, 71 34 3 Akbarnia 20 13 [ 42] 14 Mag ec (S e t D ) 4, 9 1, 6 51, 6 35, 7 Akb ar n ia 20 14 [15] 12 Mag ec (S e t D ) 11, 4 0, 81 32 32 12 G R (S et D ) 4, 7 0, 97 31 95 D an n aw i 2013 [5 4] 12 Mag ec (S) 4, 8 1, 2 34 33 22 Mag ec (D ) 1, 4 43 18 S : t ige si m p le ; D : t iges doubl e s ; NR : non rapport éCependant le taux de complications reste toujours élevé quelle que soit la technique employée, rarement en dessous de 40% (il peut même monter à 100%). Avec le grand nombre d’interventions né-cessaires, le traitement par tiges de croissance classiques ou modifiées présente donc un risque impor-tant à court terme d’opérations supplémentaires imprévues. De plus ces techniques ont d’autres incon-vénients à plus long terme.
I.2.4. Complications et points critiques
Les complications les plus souvents rapportées concernent les casses de tiges et les délogements des crochets laminaires proximaux [46]. Dans leur étude portant sur 86 casses de tiges simples et doubles chez 327 patients, Yang et ses coauteurs identifient plusieurs causes aggravantes [59] : les tiges simples, un connecteur plus court, un diamètre de tige plus faible et le matériau des tiges. Ils rapportent en effet plus de casses dans le cas des tiges en acier par rapport aux tiges plus souples en titane.
Les auteurs des études cliniques précédentes rapportent également des infections et des complications neurologiques. Elles peuvent parfois conduire à l’ablation définitive du matériel et à l’abandon du traitement.
L’ensemble de ces complications est favorisé par les nombreux allongements nécessaires [7]. Watanabe rapporte une augmentation significative des complications chez les patients ayant subi plus de 6 allongements [60]. De plus le taux d’allongement diminue avec le nombre d’allongements selon la loi « des rendements décroissants » mise en évidence par Sankar [9]. Les auteurs mettent également en évidence que la majeure partie de la correction de l’angle de Cobb est faite durant la première distraction à l’implantaton des tiges. Les allongements suivants ne permettent que de suivre la croissance vertébrale, et ce avec une efficacité décroissante. Cette diminution du gain de longueur à chaque allongement est due à une perte de souplesse progressive de la colonne. En effet cette dernière se rigidifie et se fibrose à cause de l’immobilisation imposée par l’instrumentation rigide.
L’immobilisation forcée de la colonne par les tiges de croissance provoque également une fusion spontanée indésirable des vertèbres dans la zone instrumentée [46]. Cahill et al., 2010 relèvent un taux d’autofusion de 89% [8] chez 9 patients, sur une moyenne de 11 segments vertébraux. Les résultats sur la correction de l’angle de Cobb et la croissance sont semblables à ceux obtenus dans d’autres études et ne paraissent pas être affectés par la fusion spontanée.
Les scolioses peuvent également s’aggraver après instrumentation ou arthrodèse postérieure. S’il reste un fort potentiel de croissance, les corps vertébraux continuent de grandir en antérieur en étant bloqués en postérieur ce qui provoque une rotation vertébrale appelée « effet vilebrequin » [61].
Les implants alternatifs tels que le Luque et le Shilla n’ont pas les inconvénients dus aux allongements mais présentent tout de même un taux important de complications dû à des casses de matériel. De plus les ancrages glissants présentent des phénomènes d’usure avec production de débris métalliques [37]. Le VEPTR et le Magec ont également les mêmes types de complications que les tiges de croissance classiques.
