La scoliose idiopathique adolescente (SIA) est une déformation tridimensionnelle de la colonne vertébrale et de la cage thoracique. Elle touche 2-3 % de la population adolescente, dont 10% nécessiteront un traitement. Les patients avec une courbe entre 20-45° reçoivent un traitement conservateur par corset. Les forces correctrices agissant sur le rachis dépendent du design et de l’ajustement du corset, ainsi que de la posture et des sollicitations musculaires du patient. Les orthèses thoraco-lombo-sacrés (TLSOs) sont utilisés pour les courbes modérées avec un apex inférieur à la 8ème vertèbre thoracique (T8). Comme le corset est habituellement porté 23 heures par jour, son mécanisme d’action n’apparaît pas optimal.

Des corsets "de nuit" existent, et ils visent à améliorer l’adhérence du patient et à introduire une correction active de nuit, et une plus grande latitude le jour, permettant au patient de participer aux activités sportives. Les corsets de nuit ont moins d’effets négatifs sur le fonctionnement psychosocial, le sommeil, le mal au dos, et l’image du corps.

Le corset de nuit de Providence a été introduit en 1992. Des forces latérales et rotationnelles directes sont appliquées au sommet des courbes à travers un système de 3 points d’appui. Après la prise de mesures, le corset est fabriqué en utilisant une technique de conception/fabrication assistée par ordinateur (CFAO). Souvent, une surcorrection est observée sur les radiographies en position couchée dans le corset.

Les premiers résultats de l’application du corset de Providence ont été présentés en 2001. Les concepteurs du corset rapportent une correction moyenne de 90% pour les courbes doubles, et encore une meilleure correction pour les courbes simples. Le taux de réussite global est de 50% à 75%. La position couchée est également connue pour réduire les courbes scoliotiques, en particulier lors de chirurgies d'instrumentation.

De nouvelles approches de simulation de corset basées sur des modèles numériques par éléments finis permettent dorénavant de tester de façon virtuelle et d’optimiser l’effet des corsets pour des patients donnés avant leur fabrication. Les corsets TLSOs sont maintenant simulés avec une représentation réaliste de l'interface de contact entre le tronc et le corset du patient.

Malgré le fait que le corset de Providence est disponible depuis plus de 20 ans, la biomécanique de ce traitement ainsi que l'effet des paramètres de conception de corset et de la position couchée ne sont toujours pas bien décrites. Le modèle CFAO est choisi parmi une banque de données de corset sur la base de l'inventaire de moule, puis soumis à une dérotation de la section thoracique. Cependant, l'impact de la conception et des ajustements du corset sur les résultats ne sont pas bien compris, car aucune méthode d'évaluation n’est utilisée avant la fabrication.

L'objectif de ce projet était donc de modéliser la biomécanique et d'évaluer le corset de nuit de Providence pour le traitement de la scoliose idiopathique de l'adolescent afin de mieux comprendre son mode d'action.

Les hypothèses que nous avons abordées étaient que l’outil de simulation biomécanique permet de simuler de façon réaliste l’application du corset nocturne pour le traitement de la scoliose, et que la position couchée a un rôle important dans le mécanisme de correction.

Dix-huit patients atteints de la SIA ont été recrutés à la clinique externe du CHU Ste-Justine. Pour chacun, un modèle numérique par éléments finis (MÉF) du tronc a été créé. La géométrie interne (colonne vertébrale, cage thoracique et bassin) a été acquise avec des radiographies biplanaires simultanées d’un système à dose basse (EOS). La géométrie externe (surface de la peau) du tronc a été acquise avec un scanner de topographie de surface 3-dimentionnelle. La surface interne du corset de Providence pour chaque patient a été scannée puis transformée en un modèle par éléments finis. Les pressions à l’interface entre le corset et la peau ont été mesurées avec une matrice de pression et la distribution des pressions moyennes a été calculée pour les zones thoraciques et lombaires.

D’abord, la transition de la position debout à la position couchée a été simulée en appliquant des forces verticales vers le haut pour trouver la géométrie « zéro-gravité ». Ensuite, des forces antéropostérieures qui représentent les forces de gravité ont été appliquées au tronc et une surface horizontale de contact entre le tronc et le lit a été modélisée avec des forces frictionnelles pour empêcher le glissement. L’installation du corset a été simulée en ouvrant le corset par l’avant, puis en appliquant des forces de 60N représentant les courroies sur la partie antérieure du corset. Au cours de cette étape, le bassin était libre de tourner autour de l'axe-y. Les seules conditions limites appliquées étaient la translations bloquées de T1 et S1 le long de l'axe-y. C’est l'interface de contact avec le modèle de lit qui a contraint le tronc le long de l'axe-x.

Le changement de l’orientation des forces de gravité le long de l'axe longitudinal de la colonne vertébrale et l'interaction avec la surface horizontale ont induit une correction des courbures scoliotiques moyenne de 47% lors du passage de la position debout à la position couchée. L'application du corset a donné en moyenne une correction supplémentaire de 18%. La moyenne des corrections en corset était inférieure à ce qui a été rapporté dans la littérature. La correction simulée moyenne des courbes scoliotiques dans le corset était 91% de la correction réelle en corset.

L'analyse de la distribution des pressions cutanées générées par le corset était fortement corrélée avec le modèle de pression prédit, qui correspond au système de pression à 3 points appliqués par les traversins.

La charge compressive asymétrique des vertèbres dans le plan frontal était plus grande sur le côté concave des courbes dans la position debout, mais le chargement a été déplacé vers le côté convexe après l'application du corset en simulation. La simulation de l'application du corset a entraîné une inversion des moments de flexion dans le plan frontal sur les courbes primaire et secondaire par rapport à la position debout. Cette inversion dans les moments induirait des compressions asymétriques sur les plateaux de croissance des vertèbres, ce qui aboutirait à une compression sur le côté convexe de la courbe, tout en produisant des contraintes de traction dans la partie concave. Selon le principe Hueter-Volkmann (le taux de croissance de l'épiphyse est affecté par les pressions appliquées perpendiculairement à sa surface:​ l’augmentation de la pression inhibe la croissance, la diminution de la pression accélère la croissance), ces contraintes sont en faveur de l'arrêt de la croissance sur la convexité et de la promotion de la croissance sur la concavité.

En conclusion :​ Cette étude est la première étude biomécanique du corset de nuit de Providence. Le modèle par éléments finis utilisé dans cette étude a permis de simuler et analyser la biomécanique de la posture couchée et l'application du corset de nuit de Providence. Il a montré que la position couchée est responsable de la majeure partie de la correction de la courbe dans les plans frontal et transversal, tandis que le corset de Providence lui-même joue un rôle complémentaire dans la correction de la courbe. Les méthodes numériques utilisées ont permis une meilleure compréhension des mécanismes de correction du corset de Providence pour le traitement de la scoliose idiopathique de l'adolescent.

Adolescent idiopathic scoliosis (AIS) is a three-dimensional deformation of the spine and rib cage. It affects 2-3% of the adolescent population, of which 10% will require treatment. Patients with a curve between 20-45° usually receive a conservative treatment by brace. Corrective forces acting on the spine depend on the design and adjustment of the brace, as well as the posture and muscular activity of the patient. Thoracolumbosacral orthoses (TLSOs) are commonly used for moderate curves with an apex inferior to the 8th thoracic vertebra (T8). As the brace is usually worn 23 hours a day, its mechanism of action seems not optimal.

“Nighttime” braces exist, and they are designed to improve patient adherence and to introduce an active correction by allowing the patient to participate in sports activities. Nighttime braces have less negative impact on the psycho-social functioning, sleep, back pain and body image.

Providence nighttime brace was introduced in 1992. Direct lateral and rotational forces are applied on the summits of curves through a 3-point pressure system with bolsters. After taking measurements, the brace is manufactured using computer-aided design and manufacturing (CAD/CAM) technique. An overcorrection is often observed on supine in-brace radiographs.

The first results of the application of Providence brace were presented in 2001. Its designers claim an average in-brace correction of 90% for double curves, and a better correction for simple curves. Overall success rate is 50% to 75%. The prone position is also known to reduce the scoliotic curves, especially during instrumentation surgeries.

New brace simulation approaches based on numerical finite element models (FEM) are now used to test virtually and optimize the effect of braces on given patients before their manufacturing. TLSOs are now simulated with a realistic representation of the contact interface between the trunk and the patient's brace.

Despite the fact that the Providence brace has been available for more than 20 years, the biomechanics of this treatment and the effect of the brace design parameters and supine position are still not well described. The CAD/CAM model is selected from a brace database based on mold inventory, then subjected to derotation of the thoracic section. However, the impact of brace design and adjustments on outcomes are not well understood, as no assessment method is used prior to brace fabrication.

Hence the objective of this project was to model and evaluate the biomechanics of nighttime Providence brace for the treatment of idiopathic adolescent scoliosis to better understand its mode of action.

The hypotheses we addressed were that the biomechanical simulation tool allows to realistically simulate the application of the nighttime brace for the treatment of scoliosis, and that the supine position has an important role in the correction mechanism.

Eighteen patients with AIS were recruited at Sainte-Justine University Hospital Centre outpatient clinic. For each patient, a personalized finite element model (FEM) of the trunk was created. The internal components (spine, rib cage and pelvis) were acquired using simultaneous biplanar lowdose radiographs (EOS) while the trunk surface was acquired using a 3-dimentional surface topography scanner. The interior surface of each patient’s brace was digitized and used to generate a FEM of the brace. Pressures at the interface between the Providence brace and the skin were measured using a pressure mapping system and the average pressure distribution was computed for thoracic and lumbar zones.

The standing to supine transition was simulated by applying upward-directed forces to find the “zero-gravity” geometry. Anteroposteriorly directed forces that represent gravitational forces were then applied to the trunk and a horizontal contact surface between the trunk and the bed was modeled with frictional forces to prevent sliding. The brace installation on the patient then was simulated by opening the brace anteriorly, and finally by applying forces of 60 N representing the straps on the anterior part of the brace. During this step, the pelvis was free to rotate around the yaxis. The only boundary conditions applied were the blocked translations of T1 and S1 along the y-axis. It was the contact interface with the bed model which constrained the trunk along the x-axis.

The change in the orientation of gravity forces along the longitudinal axis of the spine and the interaction with the horizontal surface induced an average 47% correction of scoliotic curves during the transition from standing to a supine position. The application of the brace gave an average additional correction of 18%. The average in-brace correction was lower than what has been reported in the literature. The simulated in-brace correction of scoliotic curves was 91% of the actual brace correction.

The analysis of the distribution of in-brace cutaneous pressure was strongly correlated with the predicted pressure model, which corresponds to 3-point pressure system applied by the bolsters.

The asymmetric vertebral compressive load in the frontal plane was greater on the concave side of the curves in the standing position, but the load was moved to the convex side after the application of the brace. Simulation of brace application brought an inversion of the bending moments in the frontal plane on the primary and secondary curves compared to the standing position. This reversal in the moments would induce asymmetrical compression on vertebral growth plates, which would result in a compression on the convex side of the curve, while producing tensile stress on the concave portion. According to Hueter-Volkmann principle (the growth rate of the epiphysis is affected by the pressures applied to its axis:​ an increased in pressure inhibits the growth, a decrease in pressure accelerates growth), these stresses are favorable for growth arrest on the convexity and the promotion of growth on the concavity.

In conclusion:​ This study is the first biomechanical study of Providence nighttime brace. The finite element model used in this study allowed to simulate and analyze the biomechanics of the supine posture and application of the Providence nighttime brace. It showed that the supine position is responsible for the major part of curve correction in frontal and transverse planes, while Providence brace itself plays a complementary role in curve correction. The numerical methods used have enabled a better understanding of correction mechanisms of Providence brace for the treatment of idiopathic adolescent scoliosis.