La scoliose est une déformation tridimensionnelle évolutive de la colonne vertébrale et de la cage thoracique. Pour des déformations modérées, le principal traitement utilisé est le traitement par corset. Son objectif est, à court-terme, de réduire les déformations scoliotiques et, à long-terme, d'en empêcher la progression. Toutefois le traitement par corset tel qu'il est effectué actuellement n'est pas optimal. La conception des corsets repose encore principalement sur des principes empiriques et l'expérience variée des orthésistes. Aucune étude, clinique ou numérique, n'a étudié directement l'effet des paramètres de conception d'un corset sur son efficacité. De nombreuses controverses existent encore de ce fait sur les paramètres de conception optimaux. De même, aucune étude, expérimentale ou numérique, n'a tenté de prouver que le traitement par corset permet de modifier favorablement les contraintes agissant sur les plaques de croissance d'un sujet scoliotique, démontrant ainsi de façon théorique l'efficacité du traitement à empêcher la progression des déformations.

L'objectif général de ce projet est donc d'étudier l'effet du design des corsets sur la correction immédiate des déformations scoliotiques et sur les contraintes agissant sur les plaques de croissance. L'hypothèse que nous souhaitons vérifier est que le traitement par corset peut annuler l'asymétrie des contraintes de compression s'exerçant sur les plaques de croissance à l'apex des courbures scoliotiques mais que cet effet est dépendant des paramètres de conception du corset, ce qui nécessite un ajustement optimal.

Cette étude a été divisée en cinq parties. Une méthode a tout d'abord été développée pour représenter les forces de gravité sur un modèle d'éléments finis (MEF) du tronc d'un patient scoliotique tout en respectant sa géométrie 3D. Un processus d'optimisation a permis de déterminer les forces à soustraire au MEF, dont la géométrie a été construite à partir d'une reconstruction 3D par radiographies biplanaires du patient, afin d'obtenir suite à l'application de la gravité un modèle correspondant à la géométrie réelle du patient. La différence entre la position 3D des vertèbres issue des radiographies et la position simulée des vertèbres du modèle EF après application de la gravité s'est avéré être inférieure à 3 mm. Les contraintes de compression et les moments d'inflexion latérale agissant sur les plateaux vertébraux ont été calculés. Il a été constaté que dans le plan frontal la concavité des courbures scoliotiques était soumise à des contraintes de compression moyennes supérieures de 0.1 à 0.4 MPa à celles de la convexité.

Dans une deuxième partie, une méthode de simulation du traitement par corset intégrant la représentation des forces de gravité précédemment décrite a été développée. Afin de démontrer la faisabilité de l'approche, des corsets suivant les mêmes principes que le corset de Boston ont été conçus pour cinq patients scoliotiques et leurs installations simulées. Les corrections géométriques immédiates et les pressions à l'interface corset-tronc ont été calculées. L'effet du corset sur l'asymétrie des contraintes de compression agissant sur les plateaux vertébraux dans le plan frontal a été analysé. L'influence de la tension de courroie, de la flexibilité de la colonne vertébrale et de la présence des forces de gravité dans le modèle a été évaluée. Les résultats ont montré que la présence des forces de gravité était essentielle pour simuler de façon appropriée le traitement par corset. Une grande part de l'action biomécanique du corset est d'empêcher les courbures scoliotiques de ployer sous l'effet de la gravité. La correction des angles de Cobb dépendait de la tension de courroie et de la flexibilité spinale. La distribution et l'amplitude des pressions exercées par le corset virtuel étaient similaires à celles exercées par le corset réel des patients. Après installation du corset, l'asymétrie des pressions agissant sur les corps vertébraux dans le plan frontal était réduite de 96% en moyenne à l'apex thoracique et de 85% à l'apex lombaire.

Dans une troisième partie, le modèle a été adapté pour simuler le corset de Charleston, qui se porte la nuit et impose en position couchée une inflexion latérale au patient dans la direction de sa courbure scoliotique principale. Pour deux patients, des corsets virtuels ont été conçus et leur installation simulée. Leur efficacité a été étudiée en calculant les corrections géométriques immédiates et l'évolution des contraintes internes à la colonne vertébrale. La réduction de l'angle de Cobb de la courbure principale était comprise entre 58 et 97%, ce qui est en conformité avec les données disponibles dans la littérature. Des contraintes de compression allant jusqu'à 1 MPa ont été générées dans la convexité de la courbure principale et des contraintes de tension maximales d'1 MPa ont été générées dans sa concavité. Cependant, une augmentation de la compression dans la concavité de la courbure secondaire et de la tension dans sa convexité a été observée. Cette étude a confirmé le principe de fonctionnement du corset de Charleston tel qu'il était énoncé par ses concepteurs, soit d'inverser l'asymétrie des pressions s'exerçant sur les plateaux vertébraux de la courbure principale dans le plan frontal. Il empire toutefois cette asymétrie pour la courbure secondaire.

Dans une quatrième partie, pour 3 patients présentant différents types de courbures scoliotiques, des corsets sur-mesure suivant les principes du corset de Boston ont été modélisés et leurs installations simulées. Pour chaque patient, deux flexibilités différentes de la colonne vertébrale ont été testées. L'influence de 15 paramètres de conception des corsets sur les corrections 3D immédiates a été évaluée grâce à un plan d'expériences permettant de calculer les effets principaux et d'interaction des différents facteurs. Un total de 12288 corsets ont ainsi été testés. Les résultats ont montré une grande variabilité de l'efficacité des corsets. Les facteurs les plus influents se sont avérés être la position de l'ouverture du corset (antérieure ou postérieure), la tension des courroies, la position de l'extension trochantérique, le profil sagittal du corset et la forme de la coque rigide dans le plan frontal. La position de l'ouverture du corset a modifié les mécanismes de correction du corset. La position de l'extension trochantérique a influencé l'efficacité des coussinets lombaires et thoraciques en modifiant leur bras de levier. Le profil de lordose du corset avait un impact sur la forme de la colonne vertébrale dans le plan sagittal mais pas dans le plan frontal.

Dans une cinquième partie, pour les 3 patients de l'étude précédente, 1024 différents corsets ont été testés et, pour chaque corset, la correction immédiate des angles de Cobb coronaux et le moment d'inflexion latérale agissant sur les vertèbres apicales ont été calculés et leur corrélation a été étudiée. Pour chaque patient, deux flexibilités différentes de la colonne vertébrale ont été testées. Les résultats ont montré que la correction immédiate des courbures coronales et le moment d'inflexion latérale au niveau des vertèbres apicales étaient fortement corrélés (R² = 0.88 en moyenne). Le niveau de correction immédiate nécessaire pour annuler le moment d'inflexion latérale variait entre 19 et 61% et valait en moyenne 48% pour le modèle de colonne flexible et 27% pour le modèle de colonne rigide. Cette étude a ensuite été étendu à 30 patients afin de renforcer ses conclusions et sa portée. La corrélation entre la correction immédiate des courbures coronales et le moment d'inflexion latérale au niveau des vertèbres apicales a été confirmée (R² = 0.86 en moyenne). Le niveau de correction immédiate nécessaire pour annuler l'asymétrie du chargement en compression sur les vertèbres apicales dans le plan frontal variait entre 10 et 99% et valait en moyenne 49% pour le modèle de colonne flexible et 35% pour le modèle de colonne rigide. Dans le cadre du principe de modulation de croissance de Hueter-Volkmann, la corrélation entre la correction immédiate des courbures scoliotiques et la correction du moment d'inflexion latéral peut être interprétée comme une corrélation entre la correction immédiate et l'efficacité du traitement par corset à longterme. Cela confirme l'importance de la correction immédiate d'un point de vue biomécanique. La règle empirique fréquemment utilisé par les orthésistes est de plus confirmée pour les courbures flexibles:​ une correction immédiate minimum de 50% est nécessaire pour stopper la progression des déformations scoliotiques. Cependant, pour les courbures rigides, la progression des déformations scoliotiques pourrait être potentiellement stoppée avec une correction immédate moindre (35%).

En conclusion, ce projet doctoral a permis de développer un modèle original et innovant. Les études réalisées grâce à ce modèle ont apporté une base théorique supplémentaire au traitement par corset permettant de mieux comprendre sa biomécanique. La contimuation de ce projet, qui devra encore intégrer diverses améliorations, pourra alors permettre éventuellement la conception de corsets plus performants et une amélioration du traitement pour les patients.

Scoliosis is defined as a three-dimensional deformity of the spine and rib cage. For moderate deformities, bracing is the most common treatment. Its aim is to reduce the scoliotic deformities in a short-term perspective and to prevent their progression in a longterm perspective. The brace treatment is however not optimal as it is practiced today. The braces design is mostly based on empirical principles and on the experience of the orthotists. The effects of the design parameters of a brace on its efficiency have never been studied, experimentally nor numerically. As a consequence, the optimal brace design parameters are still controversial. No study demonstrated that the brace treatment modifies favorably the stresses in the vertebral growth plates of a scoliotic patient, in order to prove thus that the brace treatment is theoretically efficient in preventing the scoliotic deformities from progressing.

The objective of this project was consequently to study the effect of the brace design on the immediate correction of the scoliotic deformities and on the spinal stresses. The hypothesis is that the brace treatment is able to nullify the asymmetry of the compressive stresses exerted on the growth plates at the apex of the scoliotic curves but this effect depends on the design parameters of the brace and an optimal adjustment is thus required.

This study was divided into 5 parts. A simulation process was firstly developed to represent the gravity forces in a finite element model (FEM) of the trunk of a scoliotic patient. An optimization process computed the forces to be substracted from the FEM, based on the 3D reconstruction of biplanar x-rays of the patient, in order to obtain after the inclusion of the gravity forces a model corresponding to the actual geometry of the patient. The difference in the vertebral positions from the geometry acquired from radiographs and the computed geometry of the model including the gravity forces was inferior to 3 mm. The forces and compressive stresses in the scoliotic spine were then computed. An asymmetrical load in the coronal plane, particularly at the apices of the scoliotic curves, was present. Difference of mean compressive stresses between concavity and convexity of the scoliotic curves ranged between 0.1 and 0.4 MPa.

In a second part, a method to simulate brace treatment including the representation of gravity forces previously described was developed. To show the feasibility of the approach, custom-fit braces following the Boston brace system principles were designed for five scoliotic patients and their installations were simulated. Immediate geometrical corrections and pressures generated by the brace were computed. The brace‟s effect on the asymmetrical compressive loading of the vertebral endplates in the coronal plane was analyzed. The influence of the strap tension, of the spine stiffness and of the presence of the gravity forces was evaluated. Results showed that the presence of the gravity forces is essential to adequately simulate brace treatment. A major part of the brace biomechanical action is to prevent the scoliotic spine from bending under the gravity forces. Correction of coronal curves Cobb angles depended on the tensions of the straps and on the spine stiffness. The distribution and amplitude of pressures computed for the virtual brace were similar to those measured with the real brace of the patients. After the brace installation, the asymmetrical compressive loading on the vertebral endplates was reduced by 96% on average at the thoracic apex and by 85% at the lumbar apex.

The brace model was in a third part adapted to simulate the Charleston brace, which is worn over the night and imposes a supine side-bending to the patient in the direction of its major scoliotic curve. Braces were designed for two scoliotic patients and their installation was simulated. The efficiency of the simulated Charleston braces was studied by computing the geometrical corrections and the effect on the internal stresses of the spine. The reduction of the major scoliotic curve varied between 58% and 97% and was in the range of published clinical data. Internal compressive stresses of up to 1 MPa were generated on the convex side of the major scoliotic curve and tensile stresses up to 1 MPa on its concavity. However, increased compressive stresses were exerted on the concavity of the secondary curves and added tensile stresses in their convexity. The study confirmed the working principle of the brace assumed by its designers, which consists in inverting the asymmetrical compressive loading at the level of the major scoliotic curve. It also highlighted a shorthcoming of the supine side-bending principle which is to worsen the asymmetrical compressive loading in the compensatory curves.

In the fourth part, for three patients presenting different types of scoliotic curves, custom-fit braces following the Boston brace system principles were modeled and their installations simulated. Two sets of mechanical properties of the spine (stiff and flexible) were tested. The influences of 15 design factors on the 3D correction generated by the brace were evaluated following a design of experiments simulation protocol allowing computing the main and two-way interaction effects of the design factors. A total of 12,288 different braces were tested. Results showed a great variability of the braces effectiveness. The most influential design factors were the position of the brace opening (posterior vs anterior), the strap tension, the trochanter extension side, the lordosis design and the rigid shell shape. The position of the brace opening modified the correction mechanism. The trochanter extension position influenced the efficiency of the thoracic and lumbar pads by modifying their lever arm. Increasing the strap tension improved corrections of coronal curves. The lordosis design had an influence in the sagittal plane but not in the coronal plane.

In the fifth part, for the same three patients of the precedent study, 1024 different virtual braces were tested and, for each brace, immediate in-brace correction of the coronal Cobb angles and the bending moment acting on the apical vertebrae were computed and their correlation was studied. Two sets of mechanical properties of the spine (stiff and flexible) were tested. Immediate correction of coronal curves and corresponding impact on the apical vertebrae bending moments were linearly correlated (mean R² = 0.88). The amount of immediate correction necessary to nullify the bending moment ranged between 19% and 61% with average 48% (flexible spine model) and 27% (stiff spine model). This study was then extended to a total of 30 patients in order to reinforce its conclusions. The correlation between immediate correction of coronal curves and corresponding impact on the apical vertebrae bending moments was confirmed (mean R² = 0.86). 10% to 99% of immediate correction was necessary to nullify the asymmetrical loads, with an average of 49% (flexible spine model) and 35% (stiff spine model). In the framework of the HueterVolkmann principle, the correlation between coronal immediate in-brace correction and corresponding apical bending moment can be interpreted as a correlation between immediate in-brace correction and long-term treatment outcome. It confirms biomechanically the importance of the immediate in-brace correction. Moreover, for the flexible spines, the rule-of-the thumb frequently adopted by orthotists was confirmed. A 50% immediate correction was found to be necessary for long-term brace effectiveness. However, for stiff spines, it was possible to prevent curve progression with less immediate correction (35%).

In conclusion, this Ph.D. project allowed the development of an original and innovative model. The studies that were done using this model have brought an additional theoretical basis to the brace treatment, enabling thus a better understanding of its biomechanics. The prolongation of this project, that should still integrate some improvements, will hopefully lead to the design of more performant braces and to a better treatment for the patients.