La scoliose idiopathique pédiatrique est une déformation de la colonne vertébrale affectant entre 2% et 3% de la population. Cette pathologie présente différentes caractéristiques dans les trois plans de l’espace :​ une déviation latérale des vertèbres dans le plan frontal, une modification des courbures dans le plan sagittal, pouvant parfois inclure une réduction des courbes physiologiques, et une rotation vertébrale dans le plan transverse, dont la conséquence peut être la génération d’une gibbosité du thorax. La Société de la recherche sur la scoliose (SRS) propose une classification en fonction de l’âge du diagnostic :​ scoliose infantile (0 à 3 ans), juvénile (4 à 10 ans) et adolescente (11 à 18 ans). Les causes à l’origine de l’apparition et de la progression des courbures scoliotiques sont encore méconnues. Certains facteurs, tels que le niveau de maturité squelettique et les caractéristiques de la courbure, ont été ciblés comme étant des indicateurs de progression de la courbure. Des facteurs biomécaniques peuvent aussi expliquer le caractère progressif de certaines scolioses, notamment par le biais de la loi de Hueter-Volkmann. Selon ce principe, les déformations scoliotiques ont comme conséquence l'application d'un chargement asymétrique sur les plaques de croissance épiphysaires des vertèbres, engendrant ainsi une croissance asymétrique des vertèbres. Ce principe de modulation de la croissance stipule qu'une augmentation de la compression inhibe la croissance osseuse tandis qu'une diminution de la compression comparativement à un chargement normal la stimule. Cette situation donne lieu à l’établissement d’un ''cercle vicieux'' de progression puisque les vertèbres affectées par la déformation sont soumises à des chargements asymétriques de plus en plus importants, contribuant à aggraver la déformation. Pour des patients atteints d’une déformation sévère (angle de Cobb > 45°), un traitement chirurgical impliquant une instrumentation avec fusion vertébrale peut être considéré. C’est une chirurgie invasive qui rigidifie de façon importante et permanente la colonne vertébrale. Dans le cas des patients pédiatriques présentant des courbes sévères et progressives, des dispositifs chirurgicaux sans fusion peuvent être utilisés afin d’éviter ou de retarder le recours à l’arthrodèse vertébrale. Ces dispositifs sans fusion utilisent le principe de modulation de la croissance (loi de Hueter-Volkmann) afin de rééquilibrer les chargements asymétriques appliqués sur les vertèbres dans le but de contrôler la progression de la courbure tout en permettant la croissance.

Il est estimé qu’environ 5% des patients atteints de scoliose devront subir un traitement chirurgical. Les différents traitements chirurgicaux sans fusion peuvent être catégorisés en trois approches distinctes :​ par distraction du côté concave de la courbure, par approche guidée pour la croissance et par compression du côté convexe de la courbure. Les approches par distraction et par guidage présentent des limitations impliquant des chirurgies répétitives, un taux de complications élevés (entre 58% et 100%) et la fusion de certains segments vertébraux. L’approche par compression est quant à elle une approche minimalement invasive n'impliquant aucune fusion du rachis. Un dispositif sans fusion relativement récent appelé attache du corps vertébral antérieur, « Tether » ou « Anterior Vertebral Body Tethering » implique d’instrumenter le côté convexe de la courbure à l’aide d’implants vertébraux et d’un câble souple. La mise en tension du câble permet d’appliquer des forces compressives sur la convexité de la courbure pour moduler la croissance des vertèbres tout en conservant la flexibilité du rachis. Bien que quelques études de cas cliniques montrent la possibilité de corriger progressivement la courbure scoliotique avec ce dispositif, il y a peu d'informations dans la littérature en ce qui concerne son comportement biomécanique. La planification chirurgicale demeure empirique en ce qui concerne l’identification des niveaux instrumentés, la position des implants vertébraux et la tension appliquée dans le câble. Les limitations associées au dispositif sans fusion Tether sont une progression ou une sur-correction (inversion du côté) de la courbure dans le temps, un manque de contrôle sur la correction 3D (plan sagittal et rotation axiale) et une possible dégénérescence du disque intervertébral si les forces compressives appliquées sont trop importantes.

L’objectif général de cette thèse était de compléter le développement puis de vérifier, valider et exploiter un modèle par éléments finis de scoliose pédiatrique intégrant la croissance comme plateforme pour la planification chirurgicale et la maximisation de la correction 3D à court et moyen termes du dispositif sans fusion Tether. Le premier objectif spécifique était de compléter le développement du modèle, vérifier et valider le modèle permettant de représenter le comportement biomécanique du rachis scoliotique pédiatrique, incluant la croissance et la progression de la courbure scoliotique, et permettant de simuler l’effet correctif immédiat et après deux ans du dispositif sans fusion Tether. Le deuxième objectif impliquait le développement et l'évaluation d'un outil numérique de planification chirurgicale pour le dispositifsans fusion Tether afin de maximiser la correction 3D à court et long-terme de la scoliose pédiatrique. Finalement, le troisième objectif visait à évaluer l’effet de différents paramètres chirurgicaux sur la correction 3D et la distribution des forces appliquées aux plaques de croissance épiphysaires et aux disques intervertébraux

Cette thèse visait à répondre à trois hypothèses. 1) Le modèle par éléments finis de scoliose pédiatrique intégrant la croissance et la modulation de croissance représente le comportement biomécanique de la colonne vertébrale pédiatrique et l’effet de modulation de croissance du dispositif sans fusion (± 5°:​ angles de Cobb, cyphose, lordose et rotation vertébrale, et ± 10% :​ longueur du rachis). 2) La simulation du positionnement du patient en décubitus latéral affecte de façon significative la correction intra- et postopératoire (p-value <​ 0.05, différence ≥ 5°). 3) Le positionnement des implants vertébraux et la tension dans le câble du dispositif sans fusion affecte de façon significative les forces correctives appliquées aux plaques de croissance épiphysaires, et donc affecte de façon significative la correction 3D à court et long-terme des courbures scoliotiques (p-value <​ 0.05, différence ≥ 5°).

Trois études ont été réalisées afin de répondre aux objectifs précédemment énoncés. En amont des trois études, un modèle par éléments finis ostéo-ligamentaire de la colonne vertébrale, de la cage thoracique et du bassin représentant le comportement biomécanique du rachis scoliotique pédiatrique déjà existant a été adapté afin de permettre une intégration cohérente de celui-ci en tant qu’outil numérique de planification chirurgicale. Ce modèle biomécanique spécifique au patient est obtenu à partir des radiographies bi-planaires et de la reconstruction 3D du squelette du patient. Les propriétés mécaniques des disques intervertébraux représentés dans le modèle peuvent être calibrées afin de personnaliser la flexibilité du modèle au patient. La croissance et le principe de modulation de croissance vertébrale ont été intégrés au modèle, suivant le principe de HueterVolkmann (l’augmentation/réduction des chargements en compression sur les plaques de croissance inhibe/stimule la croissance vertébrale). Ce modèle permet la simulation de la progression naturelle de la courbure sans instrumentation. Il permet aussi de simuler l’installation du dispositif Tether ainsi que la correction immédiate et à long-terme en considérant la modulation de croissance générée par le dispositif.

La première étude a permis d’exploiter le modèle pour développer et vérifier un outil de planification chirurgicale préopératoire permettant de prédire la correction 3D à court et à moyenterme du dispositif Tether. Les résultats ont été vérifiés en utilisant 20 patients instrumentés avec le Tether, pour évaluer la correction postopératoire immédiate et après 2 ans de croissance. La comparaison entre les résultats simulés et les résultats cliniques a montré que les angles de Cobb simulés, les angles de cyphose thoracique et de lordose lombaire ainsi que la rotation axiale vertébrale étaient à moins de 4°, 5° et 4° respectivement de leur valeur réelle pour la correction postopératoire immédiate et à moins de 3°, 5° et 4° pour la correction postopératoire après deux ans. L’utilisation de l’outil de planification a permis de simuler différentes configurations du dispositif sans fusion pour un même patient (différentes tensions dans le câble et différents niveaux instrumentés). Lors de la comparaison des simulations des différentes configurations d'instrumentation pour chaque cas, les différences liées à la sélection du niveau instrumenté étaient de 7 ° en moyenne pour la correction postopératoire immédiate de l'angle Cobb thoracique et lombaire. Cette différence a été maintenue et augmentée suivant la simulation de la correction postopératoire après 2 ans, montrant une différence moyenne de 15 ° pour la correction des angles de Cobb. Pour certaines configurations simulées comprenant une ou deux vertèbres instrumentées sous la vertèbre limite inférieure de la courbe thoracique, celle-ci était inversée après 2 ans de croissance;​ de telles configurations ont été évidemment rejetées lors de la planification chirurgicale. L’exploitation du modèle par éléments finis a permis de fournir des recommandations au chirurgien afin de rationaliser la planification chirurgicale et d’identifier la configuration la plus adaptée pour chaque patient.

La deuxième étude visait à exploiter le modèle par éléments finis afin d’évaluer les contributions relatives du positionnement intra-opératoire en décubitus latéral du patient et de la tension appliquée dans le câble sur la correction intra- et postopératoire. Il a été trouvé que la majorité de la correction de la déformation provenait du positionnement intra-opératoire du patient, avant l’installation du dispositif. Les angles de Cobb thoracique et lombaire simulés en décubitus latéral ont été réduits en moyenne de 30% et 18% respectivement par rapport à la déformation initiale. Les angles de Cobb simulés en décubitus latéral étaient précis à ±2° par rapport aux indices réels mesurés sur la radiographie intra-opératoire. Le rôle principal du câble était plutôt d’appliquer une correction supplémentaire, montrant une augmentation de la correction de l’angle de Cobb thoracique entre 9% et 21 %, maintenue suite au retour à la position debout simulée. L'augmentation de la tension dans le câble a permis de modifier significativement la répartition des charges en compression sur les plaques de croissance épiphysaire. Bien qu’une faible diminution des charges en compression a été induite du côté concave de la plaque de croissance vertébrale apicale, une augmentation significative des charges en compression a été induite du côté convexe, démontrant la capacité du dispositif Tether à rétablir la symétrie de distribution des contraintes sur les plaques de croissance. Cela a permis d’établir une relation entre la tension appliquée dans le câble et la correction intra-opératoire nécessaire pour équilibrer les chargements exercés aux plaques de croissance.

La dernière étude a permis la mise en place d’un plan d’expériences visant à identifier les paramètres d’instrumentation du dispositif Tether ayant un effet significatif sur la correction 3D de la scoliose. Trois positionnements de vis (centré, antérieur et triangulaire) ainsi que 2 niveaux de tension (150N et 200N) ont été testés sur 10 cas scoliotiques, résultant en la simulation de 6 configurations par patient. L’augmentation de la tension dans le câble et le positionnement des vis ont eu un impact significatif sur l'angle de Cobb thoracique immédiat et après 2 ans de croissance (entre 5°-11°, p<​0,01). Le positionnement antérieur des vis a permis d’augmenter significativement la cyphose après 2 ans de croissance (entre 6°-8°, p=0,02). Le positionnement triangulaire des vis n'a pas eu d'impact significatif sur la rotation axiale apicale, mais a engendré une diminution significative de la cyphose après deux ans de croissance (entre 8°-10 °, p=0,001). Les chargements en compression sur les plaques de croissance ont été augmentées de 23% sur le côté convexe de la courbe, en fonction de l’augmentation de la tension dans le câble, tandis que le positionnement des vis a plutôt affecté la distribution antérieure/postérieure des charges. Les résultats de cette étude montrent donc que les paramètres d’instrumentation du dispositif Tether peuvent être ajustés pour améliorer significativement la correction de la déformation dans le plan frontal (correction de l’angle de Cobb) et dans le plan sagittal (correction de l’hypocyphose), mais pas de manière significative dans le plan transverse. Complémentairement à l’évaluation de l’effet des paramètres d’instrumentation sur la correction 3D de la déformation, deux positions fonctionnelles postopératoires ont été simulées sur les modèles de ces 10 patients instrumentées avec le Tether dans le but d’évaluer l’impact de deux positions (debout et couchée) sur les chargements exercés sur les plaques de croissance. La position couchée a affecté de manière significative les distributions des pressions sur la vertèbre apicale par rapport à la position debout avec 72% des contraintes en compression étaient réparties sur le côté convexe de la vertèbre apicale en position couchée comparativement à 55% en position debout. En considérant le fait que les enfants pourraient présenter un taux de croissance nocturne plus élevé que le jour, ces résultats suggèrent que la modulation de croissance pourrait être favorisée la nuit, lorsque le patient est en position couchée.

Le modèle est maintenant régulièrement employé au CHU Sainte-Justine afin de simuler préopératoirement chaque nouveau cas opéré. En plus des 20 patients présentés dans le cadre de la première étude, le modèle a été intégré en clinique et utilisé pour la planification chirurgicale de 45 patients supplémentaires. Plus récemment, l’outil a été intégré dans la salle d’opération, permettant ainsi la consultation peropératoire de la planification chirurgicale et des différentes configurations proposées. Pour un des cas opérés, la simulation numérique d’une configuration additionnelle a été réalisée durant la chirurgie afin de valider un choix d’instrumentation.

Dans le cadre de cette thèse, plusieurs avancées ont été accomplies, permettant ainsi de mieux comprendre le comportement biomécanique du dispositif Tether et d’intégrer ces connaissances, ainsi que l’utilisation de ce modèle biomécanique, dans le milieu clinique. Notamment, l’exploitation de ce modèle par éléments finis de scoliose pédiatrique a permis de rationnaliser la planification chirurgicale. L’utilité clinique d’un tel outil a donc été démontrée et les prochaines étapes liées à ce projet pourront impliquer la mise en place de stratégies pour adapter davantage l’utilisation du modèle comme outil de planification et de vérification peropératoir

Pediatric idiopathic scoliosis is a spinal deformity affecting 2% to 3% of the population. This pathology presents different characteristics in all three planes including:​ a lateral deviation of vertebrae in the frontal plane, a modification of the curves in the sagittal plane (sometimes presented as a reduction of the physiological curves) and a vertebral rotation in the transverse plane whose consequence may include the generation of a rib hump. The Scoliosis Research Society (SRS) implemented a classification according to the age of the diagnosis:​ infantile scoliosis (0 to 3 years old), juvenile (4 to 10 years old) and adolescent (11 to 18 years old). Causes of scoliotic curvature apparition and progression are still unknown. Factors such as the skeletal maturity and curve characteristics may act as indicators to predict curve progression. Biomechanical factors, related to the Hueter-Volkmann's law, may also help to explain the scoliosis progressive nature. According to this principle, the scoliotic deformations result in the application of an asymmetric loading on vertebral epiphyseal growth plates, thus generating an asymmetrical growth of the vertebrae. This principle of growth modulation states that an increase in compression inhibits bone growth while a decrease in compression compared to normal loading stimulates it. This situation gives rise to a "vicious circle" of progression since vertebrae affected by the deformation are subjected to increasing asymmetric loadings, contributing to worsen the spinal deformation. For patients presenting a severe deformity (Cobb angle > 45°), a surgical treatment involving vertebral fusion may be considered. This type of surgery is invasive and implies an important and permanent spinal loss of flexibility. For pediatric patients presenting severe and progressive curves, fusionless surgical devices can be used to avoid or retard spinal arthrodesis. These fusionless devices use growth modulation, involving the Hueter-Volkmann law, to rebalance asymmetric loads applied on vertebrae, in order to control the curve progression while allowing growth.

About 5% of pediatric patients diagnosed with scoliosis will need a surgical treatment. Surgical fusionless treatments can be separated in three distinctive approaches:​ distraction of the concave side of the curve, growth guided approach and compression on the convex side of the curve. Distraction and guided approaches present important limitations involving repetitive surgeries, a high rate of complications, and the fusion of vertebral segments. Compressive fusionless devices imply a minimally invasive approach not involving spinal fusion. A recent fusionless device called anterior vertebral body tethering or "Tether" involves the instrumentation of the convex side of the curvature by using vertebral implants and a flexible cable. The cable tensioning applies compressive forces on the convexity of the curve to modulate vertebral growth while preserving spinal flexibility. Although some clinical case studies have shown the possibility to gradually correct the scoliotic curve, there is a lack of information in the literature regarding the biomechanical behavior of the Tether. The surgical planning remains empirical regarding the identification of instrumented levels, the vertebral implants position and the tension applied in the cable. Limitations associated with the Tether are a progression or an over-correction (inversion of the side) of the curve over time, a lack of control on the 3D correction (sagittal plane and axial rotation) and a possible intervertebral disc degeneration if the applied compressive forces are too high.

The general objective of this thesis was to further develop, verify, validate and exploit a finite element model of pediatric scoliosis integrating growth as a platform for surgical planning to maximize the short- and long-term 3D correction of the Tether. The first specific objective was to complete the development, to verify and to validate a numerical model representing the pediatric scoliotic spine biomechanical behavior, including the growth and the progression of the scoliotic curvature, as well as to simulate the immediate and after two years post-operative corrective effect the Tether. The second objective was to develop and assess a numerical surgical planning tool for fusionless devices to maximizing short- and long-term (2 years) 3D spinal correction of pediatric scoliosis. Finally, the third objective was to asses the effects of different surgical parameters on the 3D correction and forces distribution on the growth plates and intervertebral discs.

This thesis sought to answer three hypotheses. 1) The developed finite element model of pediatric scoliosis integrating growth and growth modulation represents the biomechanical behavior of the pediatric spine and the growth modulation effect of fusionless devices (within ±5°:​ Cobb angles, kyphosis, lordosis and vertebral rotation, and ± 10%:​ of the spine length). 2) The simulated lateral decubitus patient positioning significantly impacts the intra- and post-operative correction (p-value <​0.05, difference ≥ 5 °). 3) Intraoperative implants positioning and cable tensioning significantly impact the corrective forces applied to vertebral growth plates, and thus significantly impact the short- and long-term 3D correction of scoliotic curves (p-value<​0.05, difference ≥ 5°).

Three studies have been realized to meet the previously mentioned objectives. First, an osteoligamentous finite element model of the spine, rib-cage and pelvis representing the biomechanical behavior of the pediatric spine was developed. This patient-specific biomechanical model is obtained using bi-planar radiographs and the 3D reconstruction of the patient's skeleton. The mechanical properties of the intervertebral discs represented in the model can be calibrated to personalize the model flexibility to the patient. The growth and vertebral growth modulation have been integrated into the model, following the Hueter-Volkmann principle (the increase/reduction of compressive load on growth plates inhibits/stimulates vertebral growth). This model allows the simulation of the scoliotic curve natural progression. It also allows the simulation of the Tether installation, as well as the immediate and long-term correction generated with growth modulation.

The first study exploited the model to develop and verify a preoperative surgical planning tool used to predict the short- and long-term 3D correction of anterior vertebral body tethering. Results were verified using 20 patients, for both the immediate and after 2 years post-operative correction. The comparison between simulated and clinical results showed that simulated Cobb angles, thoracic kyphosis and lumbar lordosis, as well as vertebral axial rotation were within 4°, 5° and 4° respectively compared to the actual post-operative correction and within 3°, 5° and 4° compared to actual post-operative correction after two years. Using the surgical planning tool, it was possible to simulate different configurations of anterior vertebral body tethering for the same patient (different tensions in the cable and different instrumented levels). When comparing the simulations from the different instrumentation configurations for each case, the differences related to the selection of the instrumented level were of 7° on average for the thoracic and lumbar immediate post-operative Cobb angle correction. This difference was maintained and increased after 2 years post-operative simulation, showing an average difference of 15° for the Cobb angles correction. In some simulated configurations that included 1 or 2 instrumented vertebrae below the thoracic curve inferior end vertebra, the thoracic curve was inverted after 2 years;​ such configurations were obviously rejected. The use of the finite element model allowed providing recommendations to the surgeon in order to rationalize the surgical planning and identify the most adapted configuration for each patient.

The second study aimed to exploit the finite element model in order to evaluate the relative contributions of the lateral decubitus intraoperative patient positioning and the tension applied in the cable on intra- and post-operative correction. It was found that the majority of the curve correction was generated by the patient's intra-operative positioning prior to the Tether installation. The simulated thoracic and lumbar Cobb angles in the lateral decubitus positioning were reduced on average by 30% and 18% respectively, when compared to the presenting deformation. Simulated lateral decubitus Cobb angles were within ± 2° when compared to actual indices measured on intraoperative radiography. The main role of the cable was rather to apply an additional correction, showing an increase in the thoracic Cobb angle correction between 9% and 21%, which was maintained following the return to the simulated standing position. Increases in cable tensioning also induced a modification of stress distribution on epiphyseal growth plates. Though the increase of cable tensioning solely induced a slight stress decrease on the apical vertebral growth plate’s concave side, a significant compressive stress increase was computed on the convex side, demonstrating the Tether ability to restore vertebral loading symmetry, in a way to generate sufficient growth modulation. A relationship was established between the tension applied in the cable and the intra-operative correction needed to postoperatively balance stresses applied on growth plates.

The last study allowed the implementation of a design of experiment study to identify the instrumentation parameters of anterior vertebral body tethering significantly affecting the 3D correction. Three screw positions (centered, anterior and triangular) as well as two tensioning values (150N and 200N) were tested on 10 scoliotic cases, resulting in the simulation of 6 configurations per patient. The increase in cable tensioning and the different screws positioning had a significant impact on the immediate and after 2 years of growth thoracic Cobb angle correction (between 5°-11°, p<​0.01). The anterior screw positioning significantly increased kyphosis after 2 years of growth (between 6°-8°, p=0.02). The triangular screw positioning did not have a significant impact on axial apical rotation, but resulted in a significant decrease in kyphosis after 2 years of growth (between 8°-10°, p=0.001). Compressive loads on growth plates were increased by 23% on the convex side of the curve with the increased in cable tensioning, whereas the screws positioning rather affected the anterior/posterior load distribution. Results of this study showed that instrumentation parameters can be adjusted to significantly improve the correction of the spinal deformation in the frontal plane (Cobb angle correction) and in the sagittal plane (hypokyphosis correction). A less significant effect was shown regarding the axial rotation correction, although the device still allowed to stop the progression in the transverse plane. Additionally to this instrumentation parameters effect evaluation, two post-operative functional positions were simulated following the Tether instrumentation to evaluate the impact of two positions (standing and supine) on stresses exerted on growth plates. The supine position significantly affected the stress distribution on the apical vertebra compared to the standing position (72% of compressive stresses were distributed on the convex side of the apical vertebra in the supine position compared to 55% in the standing position). Regarding the impact of patient positioning on growth plate stresses, it was shown that the supine position generated a transfer of the compressive loads to the convex side of the curve. Considering the fact that children may have a higher nocturnal growth rate, these results suggest that growth modulation may be emphases at night, when the patient is in a supine position.

The model is now regularly used at Sainte-Justine University Hospital Center to preoperatively simulate each new case instrumented with the Tether. In addition to the 20 patients presented in the first study, the model was clinically integrated and used for surgical planning for an additional 45 patients. More recently, the tool has been integrated into the operating room, allowing peroperative consultation of the surgical planning and the different proposed configurations. For one of the performed cases, the numerical simulation of an additional configuration was realized during the surgery, in order to validate a choice of instrumentation. Though this thesis, several advances have been made, thus allowing a better understanding of the anterior vertebral body tethering biomechanical behavior. In particular, the pediatric scoliosis finite element model exploitation helped to rationalize the surgical planning. The clinical utility of such a tool has been demonstrated and the next steps related to this project may involve the implementation of strategies to better adapt the use of the model as a tool for per-operative planning and verification.