Analyse biomécanique des contraintes et déformations exercées sur la moelle épinière et les nerfs rachidiens lors des manoeuvres de correction de la scoliose

La scoliose est une déformation complexe du rachis qui se manifeste dans les trois plans anatomiques (Asher et coll., 2006; Morcuende et coll., 2003) ainsi que sur la position de la moelle épinière à l'intérieur du canal rachidien (Smorgick et coll., 2012). Lorsque la déformation atteint un certain niveau de sévérité (angle de Cobb de 50°), une procédure chirurgicale de fusion par instrumentation postérieure est souvent utilisée afin de corriger et arrêter la progression de la déformation (Cavali, 2012). Cette instrumentation consiste à appliquer des forces et déplacements complexes sur le rachis par l'intermédiaire d'implants tels des vis pédiculaires, des crochets et des tiges pour redresser le rachis. Les forces importantes générées lors de manoeuvres de correction peuvent causer des blessures à la moelle épinière et aux nerfs rachidiens (Fujioka et coll., 2006; Miguel et coll., 2012) dans 0,5% de cas instrumentés (Miguel et coll., 2012). La pathomécanique et l'impact biomécanique des contraintes et déformations exercées sur la moelle épinière et les nerfs rachidiens lors des manoeuvres de correction n'est pas encore bien compris (Persson et coll., 2011). Quelques études in vitro ont produit des données quantitatives sur l'effet neurologique de forces en tension sur la moelle épinière (Jarzem et coll., 1992; Owen et coll., 1988) et de contraintes en compression sur les nerfs rachidiens (Rydevik et coll., 1991). Cependant, aucune étude biomécanique n'a encore abordé les blessures médullaires suite à des manoeuvres chirurgicales. L'objectif de ce projet de recherche était de développer un modèle biomécanique du rachis et de la moelle épinière personnalisable, permettant d'évaluer les contraintes et déformations exercées sur la moelle épinière et les nerfs rachidiens lors de manoeuvres de correction de déformations scoliotiques. Pour atteindre cet objectif, tout d'abord, un protocole de simulation basé sur une modélisation hybride, composée d'un modèle multicorps flexible du rachis et d'un modèle éléments finis (MÉF) du rachis et de la moelle épinière, a été mis à point et vérifié. Pour cette première étude, les données cliniques d'un cas contrôle (cas #1) ainsi que celles d'un patient avec complication neurologique peropératoire (cas #2) ont été utilisées. La géométrie du MÉF a été adaptée à celle du patient en utilisant un algorithme de personnalisation basé sur des reconstructions 3D du rachis du patient, obtenues à partir des radiographies biplanaires calibrées, ainsi qu'une méthode de déformation élastique, le krigeage dual géométrique 3D. Afin de donner une représentation réaliste au MÉF de la moelle épinière scoliotique, les matières blanches et grises ont été déplacées du côté concave de la courbe scoliotique selon les données de Smorgick et coll. (2012). Les propriétés mécaniques des composants membranaires de la moelle épinière ont été calibrées selon des données expérimentales, dans la plupart des cas obtenues dans des conditions dynamiques (Tunturi, 1978; Wilcox et coll., 2003). Pour les autres structures modélisées, les propriétés mécaniques d'origine ont été utilisées. Les simulations d'instrumentations chirurgicales ont suivi un processus à deux niveaux: premièrement, une simulation multicorps flexible a permis d'obtenir les déplacements des marqueurs vertébraux situés au centre des plateaux vertébraux supérieurs et inférieurs ainsi que sur les sommets des pédicules. Cette cinématique 3D a été ensuite introduite dans le MÉF personnalisé afin de reproduire l'instrumentation. Pour chacun de deux scénarios chirurgicaux, des paramètres biomécaniques en tension tels la pression intra médullaire (PIM) et les déformations ont été comparés aux limites critiques reportées dans la littérature pour la moelle épinière (0,0067 MPa et 0,1 mm/mm, respectivement), et en compression, aux seuils critiques de fonctionnement neurologique des nerfs rachidiens (0,01 MPa). Pour les contraintes en cisaillement, des limites critiques sont inexistantes dans la littérature, par conséquent, les résultats obtenus ont été comparés entre chaque simulation.

Abstract

Scoliosis is a complex spine deformation manifesting itself in the three anatomic planes (Asher et coll., 2006; Morcuende et coll., 2003) as well as on the spinal cord positioning inside the spinal canal (Smorgick et coll., 2012). When deformities reach a certain degree of severity (Cobb angle of 50°), a surgical procedure consisting on a posterior instrumentation and fusion is often required to correct and stop the progression of the deformities (Cavali, 2012). This instrumentation consists in applying complex forces and displacements on the spine through implants such as pedicle screws, hooks and rods in order to straighten the spine. The important forces generated during corrective maneuvers may cause spinal cord and spinal nerves injuries (Fujioka et coll., 2006; Miguel et coll., 2012), which occurs in 0.5% of the instrumented cases (Miguel et coll., 2012). The pathomechanisms and biomechanical impact of the stresses and strains exerted on the spinal cord and nerves during correction maneuvers is not yet well understood (Persson et coll., 2011). Few in vitro studies have addressed this type of injury, producing data on the neurological impact of tensile forces on the spinal cord (Jarzem et coll., 1992; Owen et coll., 1988) and compressive stresses on the spinal nerves (Rydevik et coll., 1991). However, biomechanical studies have not yet studied intra-operative spinal cord injuries. The objective of this research project was to develop a patient-specific biomechanical model of the spine and the spinal cord, capable of assessing the stresses and strains exerted on the spinal cord and nerves during a scoliosis correction maneuver.To achieve this objective, first, a simulation protocol based on a hybrid modeling, composed of a flexible multi-body model of the spine as well as a comprehensive finite element model (FEM) of the spine and spinal cord was developed and verified. For this first study, clinical data from a control case (case #1) as well as from a case with per-operative neurological complications (case #2) were utilized. The FEM geometry was personalized to patient-specific configuration by using 3D spine reconstructions from calibrated bi-planar radiographs and an elastic deformation method called the 3D geometric kriging. In order to have a more realistic representation of the FEM of the scoliotic spinal cord, the gray and white matter of the personalized model were displaced towards the concave side of the scoliotic curve, following the data from Smorgick et al. (2012). Mechanical properties of membranous components of the spinal cord were calibrated according to experimental data, mainly from dynamic set-ups. For other components of the model, the original mechanical properties from the FEM were utilized. Surgical instrumentation simulations were performed in a two level manner: first, a multi-body simulation was performed in order to obtain the displacement of vertebral landmarks located on the center of the top and bottom end-plates as well as at the top and bottom of the pedicles. Second, the displacement data obtained were imported to the personalized comprehensive FEM in order to reproduce the instrumentation maneuvers. For each one of the two surgical scenarios, tensile biomechanical parameters such as the internal medullar pressure (IMP) and strain were compared to the critical limits reported on the literature for the spinal cord (0.0067 MPa et 0.1 mm/mm, respectively), and compressive parameters, to the critical limits for spinal nerves (0.01 MPa). For the shear stress analysis, as there were no critical thresholds reported, the simulated results were compared between each simulation.