Les affections pathologiques du rachis lombaire telles que les discopathies dégénératives, les spondylolisthésis ou les hernies discales récurrentes sont connues pour produire des douleurs lombaires et peuvent nécessiter une instrumentation et fusion du rachis dans les cas les plus sévères. La fusion lombaire à l’aide d’un implant intersomatique par voie transforaminale (transforaminal lumbar interbody fusion ou TLIF) est une technique chirurgicale visant à restaurer la hauteur du corps intervertébral, la lordose lombaire segmentaire (SLL), et à accroître la stabilité de la colonne lombaire. La procédure standard implique l'ablation du noyau pulpeux (NP) et d'une partie de l'anneau de cartilage fibreux (AF), suivie de la décompression du segment et de l'insertion d’une cage intersomatique dans l'espace intervertébral par une approche médiolatérale. L'instrumentation postérieure vise en outre à stabiliser et permettre une fusion solide du segment rachidien.

L'une des défaillances mécaniques du TLIF, qui menace le succès de la fusion, est l'affaissement des vertèbres au niveau de la cage et la perte associée de la hauteur du corps vertébral, avec une incidence rapportée entre 8.6 % et 38.1 %. Cet affaissement survient lorsqu’un plateau du corps vertébral ne peut résister aux forces transférées à l’interface plateau vertébral/cage. Bien que des études cliniques, des études expérimentales sur cadavres et des analyses numériques aient été réalisées sur l'utilisation de différentes formes, dimensions, configurations et hauteurs de cage, le rôle des paramètres essentiels de la cage, à savoir sa hauteur et sa position, en lien avec le risque de l'affaissement des plateaux vertébraux n'est pas entièrement compris biomécaniquement.

L’objectif de ce mémoire était de comparer biomécaniquement les variations angulaires de lordose segmentaire et les risques d’affaissement en utilisant des cages intersomatiques pour différentes hauteurs et positions de cage, ainsi que pour différentes qualités de l'os.

Pour répondre à l'objectif susmentionné, un modèle détaillé par éléments finis (MEF) de l'unité fonctionnelle L4-L5 a été créé sur la base du modèle SM2S (Spine Model for Safety and Surgery), précédemment développé et validé. Ce MEF est basé sur les images tomodensitométriques (épaisseur de coupe de 0.6 mm) d'un homme asymptomatique du 50e percentile. Le MEF comprend les os trabéculaires et corticaux du corps vertébral et des arcs postérieurs, le disque intervertébral, les facettes articulaires et sept ligaments. Le maillage du MEF a été réalisé et vérifié grâce à une étude de convergence et les propriétés des matériaux ont été adaptées de la littérature. L'os ostéoporotique a été modélisé en réduisant les modules de Young des os cortical et trabéculaire de 33 % et 66 %, respectivement.

Pour simuler la procédure TLIF, on a modélisé la préparation du disque intervertébral en enlevant le NP et les éléments situés à l'arrière gauche de l'AF, puis en enlevant partiellement les éléments correspondants des facettes zygapophysaires de l'articulation. Ensuite, des vis pédiculaires multiaxiales (40 mm x 6.5 mm ;​ CD HORIZON® LEGACYTM ;​ Medtronic, USA) ont été insérées sur les deux côtés de chaque vertèbre. Ensuite, une cage (CAPSTONE® interbody cage, Medtronic Inc., Memphis, USA) a été insérée de telle sorte à s'assurer qu'il y avait un contact intime à l’interface plateau vertébral/cage. Ensuite, la fixation postérieure a été réalisée en modélisant deux tiges en titane (4.5 mm) insérées dans les têtes de vis. La surface inférieure de L5 a été immobilisée et le plateau supérieur de L4 a été soumis à une force compressive de 400N orientée selon la courbure spinale, ainsi qu’à des moments de 10 Nm en flexion, extension, flexion latérale et rotation axiale appliquées séquentiellement. Les amplitudes de mouvements et les distributions de contraintes de Von Mises aux interfaces plateau vertébral/cage ont été évaluées. Le changement de SLL après placement de la cage a été calculé comme la différence d'angle entre le plateau supérieur de L4 et le plateau inférieur de L5.

La SLL a été augmentée de 0.9° (11 %) et 1.0° (13 %), respectivement pour la cage de 8 mm en position oblique asymétrique et en position antérieure symétrique ;​ elle était de 1.4° (18 %) et 1.7° (21 %) en simulant avec une cage de 10 mm de hauteur. La variation de l'amplitude de mouvement après la fixation postérieure simulée était inférieure à 1° pour tous les scénarios TLIF simulés. Par rapport à la cage de 8 mm, les contraintes maximales aux interfaces plateau vertébral/cage de 10 mm étaient jusqu'à 16 % plus élevées dans les simulations avec le modèle osseux normal, comparativement à celui ostéoporotique. Les contraintes maximales pour le placement asymétrique de la cage étaient respectivement jusqu'à 41 % et 43 % plus élevées que le placement symétrique avec le modèle osseux normal vs. ostéoporotique.

Pour une qualité osseuse normale simulée, avec l'utilisation d’une cage de 8 mm, les contraintes maximales à l’interface plateau vertébral/cage variaient de 82.1 à 98.4 MPa (placement symétrique antérieur) et de 117.9 à 155.5 MPa (placement asymétrique oblique). Avec l'utilisation d'une cage de 10 mm, elles étaient de 88.2 à 107.2 MPa (placement symétrique antérieur) et entre 134.4 et 176.4 MPa (placement asymétrique oblique). Pour la simulation de l’os ostéoporotique, les contraintes à l’interface plateau vertébral/cage étaient inférieures d'environ 2.5 %. Le placement oblique asymétrique par rapport au placement antérieur symétrique de la cage a augmenté les contraintes maximales à l’interface plateau vertébral/cage jusqu'à 41 % et 43 % respectivement pour l'os normal et l'os os ostéoporotique simulé. L'insertion de la cage de 10 mm par rapport à celle de 8 mm a augmenté les contraintes maximales à l’interface plateau vertébral/cage jusqu'à 16% pour le modèle osseux normal vs. ostéoporotique. Les contraintes dans les tiges postérieures ont augmenté jusqu'à 120% pour la simulation de l'os ostéoporotique. Le placement oblique asymétrique par rapport au placement antérieur symétrique de la cage a augmenté les contraintes maximales dans les tiges postérieures jusqu'à 55% et 48% pour l'os normal et ostéoporotique simulé, respectivement. L'insertion de la cage de 10 mm par rapport à celle de 8 mm a augmenté les contraintes maximales dans les tiges postérieures jusqu'à 59% et 54% respectivement pour le modèle osseux normal vs. ostéoporotique.

La SLL résultante était plus élevée avec la cage de 10 mm qu'avec la cage de 8 mm pour chaque stratégie de placement. La SLL simulée en placement asymétrique oblique était identique à celle du placement symétrique antérieur. Les contraintes maximales augmentaient avec le placement asymétrique oblique et l'utilisation d'une cage de 10 mm, ce qui est interprété comme favorable à l’augmentation du risque d'affaissement des plateaux vertébraux. Comme l'os ostéoporotique a des propriétés mécaniques réduites, le risque d'affaissement de la cage devrait être plus élevé. Les contraintes maximales dans les tiges postérieures étaient plus élevées en position oblique asymétrique et avec l'utilisation d'une cage de 8 mm. De plus, avec l'ostéoporose simulée, les contraintes maximales dans les tiges postérieures ont augmenté, ce qui peut impliquer un risque plus élevé de défaillance des tiges.

Pathological conditions such as degenerative disc disease, spondylolisthesis, or recurrent disc herniation are known to produce back pain and may be indications for a lumbar spinal fusion for disabling low back conditions that were unsuccessfully improved with non-surgical treatments. Transforaminal lumbar interbody fusion (TLIF) is a surgical technique to restore the intervertebral body height, the segmental lumbar lordosis (SLL), and to add stability to the lumbar spine. The standard procedure involves the removal of the nucleus pulposus (NP) and a portion of the annulus fibrosus (AF), followed by decompression of the segment and insertion of the interbody cage into the intervertebral disc space through a mediolateral approach. Posterior instrumentation additionally aims to achieve a solid fusion at the spinal segment.

Cage subsidence is one of the mechanical failures of TLIF which threatens the success of the spine fusion with a reported incidence between 8.6% and 38.1%. Cage subsidence is a situation where an endplate fails to withstand the transferred loads at the endplate-cage interface resulting in the loss of the intervertebral body height. Although clinical studies, cadaveric experimental investigations, and numerical analyses have investigated the use of different cage shapes, dimensions, configurations, and heights, the role of essential cage parameters, namely the height of cage and its placement strategy, in the risk of cage subsidence are not fully biomechanically understood. The objective of this project was to biomechanically assess the resulting SLL and stresses at the endplate-cage interface with the change of the cage height, its placement strategy, and the bone quality.

To address the aforementioned objective, a detailed finite element model (FEM) of the L4-L5 functional unit was created based on the previously developed and validated Spine Model for Safety and Surgery (SM2S) FEM. The FEM of the L4-L5 functional unit is based on the CT-scan images (0.6 mm slice thickness) of a 50th percentile asymptomatic man. The FEM includes trabecular and cortical bones of the vertebral body and of the posterior processes, the intervertebral disc, the facet joints, and seven ligaments. The FEM was properly meshed and refined through a convergence study and material properties were adapted from the literature. Osteoporosis was modeled by reducing the Young’s modulus of the cortical and trabecular bones by 33% and 66%, respectively.

To simulate the TLIF procedure, intervertebral disc preparation was modeled by removing the NP and elements at the posterior-left of the AF followed by partial removal of the corresponding elements of the zygapophyseal facet joints. Next, multiaxial pedicle screws (40 mm x 6.5 mm;​ CD HORIZON® LEGACYTM;​ Medtronic, USA) were inserted on two sides of each vertebra. Then, an available cage (CAPSTONE® interbody cage, Medtronic Inc., Memphis, USA) was inserted in such a way there was an intimate contact at the endplate-cage interface. After, the posterior fixation was performed by modeling two titanium rods (4.5 mm) aligned with the screw head saddle. The simulated TLIF model was subjected to a 400 N follower load and a 10-Nm bending moment simulating the functional loads in the three anatomical planes to mimic flexion (Fe), extension (Ex), right lateral bending (RLB), left lateral bending (LLB), right axial rotation (RAR), and left axial rotation (LAR). Two cage heights (8 and 10 mm), two placement strategies (anterior symmetric vs. oblique asymmetric) were tested for two simulated bone qualities (normal and osteoporotic). The range of motion (ROM) and maximum Von-Mises stresses at the endplate-cage interface as the predictor of the risk of cage subsidence were calculated. The change of the SLL after cage placement was calculated as the difference of angle between the superior endplate of L4 and the inferior endplate of L5.

The SLL was increased by 0.9° (11%) and 1.0° (13 %), respectively in oblique asymmetric and anterior symmetric cage placement with 8-mm cage height;​ they were 1.4° (18%) and 1.7° (21 %) when simulating with a 10-mm height cage. The change in the range of motion after the simulated posterior fixation was lower than 1° in all the simulated TLIF scenarios. Compared to the 8-mm cage, maximum stresses at the cage-bone interface with the 10-mm cage were up to 16% higher in simulations with both normal and osteoporotic bone models. Maximum stresses in asymmetric cage placement were respectively up to 41% and 43% higher than the symmetric placement in normal and osteoporotic bone models.

For simulated normal bone quality, with the use of 8-mm, the maximum stresses at the bone-cage interface ranged from 82.1 to 98.4 MPa (anterior symmetric placement) and from 117.9 to 155.5 MPa (oblique asymmetric placement). With the use of 10-mm cage, they were from 88.2 to 107.2 MPa (anterior symmetric placement) and between 134.4 and 176.4 MPa (oblique asymmetric placement). For the simulated osteoporosis, stresses at the bone-cage interface were about 2.5% lower. Oblique asymmetric vs. anterior symmetric cage placement increased the maximum stresses at the endplate-cage interface up to 41% and 43% for the simulated normal and osteoporotic bone, respectively. Insertion of the 10-mm cage vs. the 8-mm one increased the maximum stresses at the endplate-cage interface up to 16% in simulated normal and osteoporotic bone models. Stresses in the posterior rods increased up to 120% with osteoporosis bone. Oblique asymmetric vs. anterior symmetric cage placement increased the maximum stresses in the posterior rods up to 55% and 48% for the simulated normal and osteoporotic bone, respectively. Insertion of the 10-mm cage vs. the 8-mm one increased the maximum stresses in the posterior rods up to 59% and 54% in simulated normal and osteoporotic bone models, respectively.

The resulting SLL was higher with the 10-mm cage vs. 8-mm in each placement strategy. The simulated SLL in oblique asymmetric placement was identical to that of anterior symmetric placement. The maximum stresses increased with the oblique asymmetric placement and the use of 10-mm cage which may increase the risk of cage subsidence. Since osteoporotic bone has compromised mechanical properties, the risk of cage subsidence should be higher though the maximum stresses at the endplate-cage interface were similar for those bone qualities. The maximum stresses in the posterior rods were higher in oblique asymmetric placement and with the use of 8-mm cage. Also, with the simulated osteoporosis, the maximum stresses in the posterior rods increased, which may imply a higher risk of failures of the rods.