Thèse compléte

‫شعبية‬‫ل‬‫ا‬ ‫اطية‬‫ر‬‫ادلميق‬ ‫ية‬‫ر‬‫ائ‬‫ز‬‫اجل‬ ‫امجلهورية‬
‫العلمي‬ ‫البحث‬ ‫و‬ ‫لعايل‬‫ا‬ ‫التعلمي‬ ‫وزارة‬
‫بوضياف‬ ‫محمد‬ ‫لوجيا‬‫و‬‫لتكن‬‫ا‬ ‫و‬ ‫للعلوم‬ ‫ان‬‫ر‬‫وه‬ ‫جامعة‬
Présenté par : Zahaf Samir
Intitulé
Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Année Universitaire : 2016-2017
Membres de Jury Grade Qualité Domiciliation
Imine Bachir Prof Président USTO MB
Kebdani Said MCA Encadrant USTO MB
Boualem Noureddine Prof
Examinateurs
USTO MB
Ouinas Djamel Prof UAIB Mostaganem
Aouer Benaoumer Prof ENP Oran
Bendoukha Mohamed MCA UAIB Mostaganem
Mansouri Bensmaine Prof Invité (e) USTO MB
Devant le Jury Composé de :
Faculté : Génie Mécanique
Département : Génie Mécanique
Spécialité : Génie Mécanique
Option : Construction Mécanique

« Ne restez pas indéfiniment sur la route qui ne mène qu’à
des endroits connus, abandonnez parfois les sentiers battus et
entrez dans la forêt, vous découvrirez certainement quelque
chose que vous n’avez jamais vu, bien sur ce ne sera qu’une
petite chose, mais prêtez y attention, suivez la, explorer la,
une découverte en amènera une autre, et avant même de vous
rendre compte, vous aurez mis à jour une idée intéressante »
Alexander Graham Bell

Je remercie tout d’abord Dieu le tout puissant pour la patience, le courage et la
volonté qu’il m’a donné pour commencer, réaliser, et arriver à bout de ce travail.
Je tiens à remercier tout particulièrement Messieurs KEBDANI et MONSSOURI. Je
souhaite leur exprimer ma profonde gratitude d’avoir constamment suivi ce travail en
apportant leurs conseils précieux et leur aide afin de mener à terme cette étude.
Je souhaite exprimer ma gratitude envers Messieurs les Professeurs BOUALEM,
OUINAS, AOUER et BENDOUKHA pour l’intérêt qu’ils ont accordé à cette étude en
acceptant d’être membre du jury de ma thèse et remercier tout particulièrement
monsieur le Professeur IMINE Bachir d’avoir accepté de la présider.
Ces remerciements seraient très incomplets si je n’évoquais pas l’aide et le soutient
de Messieurs les Professeurs BELARBI, responsable de la PG « Biomécanique » à
l’USTO-MB et ZITOUNI, chercheur au laboratoire biomécanique, structure et
polymère (ENIM-Metz-France)
Le soutient effectif et renouvelé des directions de la faculté de mécanique et de
l’Université des Sciences et de la Technologie d’Oran Mohamed Boudiaf était aussi
une condition indispensable au bon déroulement de cette thèse.
Je rends ici un hommage particulier à mon cher ami MEHDI et je remercie toutes
les personnes sans lesquelles ce mémoire de recherche n’aurait jamais pu être mené à
bout dans les délais requis.
Enfin, je remercie tous les membres de ma famille pour tous ce qu’ils ont endurés
avec moi pendant cette période, je dédie cette thèse à mes parents et à ma défunte
sœur ZOHRA.
Remerciements

‫الملخص‬
‫منذ‬‫سنوات‬‫عدة‬‫أصبح‬‫استعمال‬‫األقراص‬‫االصطناعية‬‫وسيلة‬‫ناجحة‬‫لتعويض‬‫االقراص‬‫لدى‬ ‫المتضررة‬‫العمود‬ ‫على‬ ‫المطبقة‬ ‫الالمركزية‬ ‫الحمولة‬ ‫نتيجة‬ ‫اإلنسان‬
.‫الفقري‬‫كما‬‫نعلم‬‫جيدا‬‫أن‬‫ھذه‬ ‫نجاح‬‫الزراعة‬‫يعتمد‬‫على‬‫االستقرار‬‫ومدى‬‫تأقلم‬‫واندماج‬‫النسيج‬‫العظمي‬‫للفقرات‬‫مع‬‫ھذه‬‫األقراص‬‫في‬‫المواقع‬‫المزروعة‬‫فيھا‬
‫على‬‫المدى‬،‫الطويل‬‫وذلك‬‫بتوزيع‬‫أقل‬‫وامثل‬‫لإلجھاد‬‫في‬‫العظام‬‫المحيطة‬‫بھا‬.‫لھذا‬‫السبب‬‫أصبح‬‫من‬‫الواجب‬‫التفكير‬‫والبحث‬‫حلول‬ ‫عن‬‫عقالنية‬‫للحد‬‫والتقليل‬‫من‬
‫ھذا‬‫اإلجھاد‬‫والذي‬‫أصبح‬‫مسالة‬‫ھامة‬‫في‬‫ھذا‬‫المجال‬.‫فلقد‬‫استعملت‬‫عدة‬‫طرق‬‫وبدائل‬‫من‬‫بينھا‬‫تغيير‬‫شكل‬‫وھندسة‬‫ومواد‬‫العناصر‬‫المكونة‬‫لھذه‬‫األ‬.‫قراص‬‫ھذا‬ ‫في‬
‫الصدد‬‫نماذج‬ ‫عشرة‬ ‫اقترحنا‬‫لبعض‬ ‫جديدة‬‫بتركيبھا‬ ‫وقمنا‬ )‫الحيوية‬ ‫(الميكانيك‬ ‫المجال‬ ‫ھذا‬ ‫في‬ ‫المختصين‬ ‫العلماء‬ ‫بعض‬ ‫من‬ ‫المبتكرة‬ ‫االصطناعية‬ ‫األقراص‬‫بين‬
‫الفقرتين‬(S1-L5)‫للعمود‬‫األبعاد‬ ‫ثالثي‬ ‫الفقري‬‫العمود‬ ‫استقرار‬ ‫ولضمان‬‫الفقري‬‫االنزالق‬ ‫وتفادي‬‫الخلفي‬ ‫مستوى‬ ‫على‬ ‫مسامير‬ ‫بتركيب‬ ‫قمنا‬‫للفقرات‬.‫اجل‬ ‫ومن‬
‫ھذا‬‫مدى‬ ‫لمعرفة‬ ‫انسيس‬ ‫برنامج‬ ‫باستعمال‬ ‫وذلك‬ ‫االبعاد‬ ‫ثالثية‬ ‫المحددة‬ ‫العناصر‬ ‫تقنية‬ ‫استعملنا‬‫تحمل‬‫القوى‬ ‫تأثير‬ ‫تحت‬ ‫األقراص‬ ‫ھذه‬‫عليھا‬ ‫المطبقة‬.‫النتائج‬ ‫فأكدت‬
‫الرقمية‬‫أن‬‫اإلجھادات‬ ‫امتصاص‬ ‫في‬ ‫فعاال‬ ‫دورا‬ ‫لعبت‬ ‫األقراص‬ ‫ھذه‬‫اكدت‬ ‫أخرى‬ ‫جھة‬ ‫من‬ .‫منھا‬ ‫والتقليل‬‫ان‬ ‫النتائج‬‫المستوى‬‫العلوية‬ ‫القطعة‬ ‫على‬ ‫االجھاد‬ ‫لقيم‬ ‫العالي‬
‫االصطناعي‬ ‫للقرص‬‫اقل‬ ‫وبنسبة‬‫القطعة‬ ‫على‬،‫السفلية‬‫االجھادات‬ ‫امتصاص‬ ‫في‬ ‫كبير‬ ‫دور‬ ‫النواة‬ ‫لعبت‬ ‫فيما‬‫منھا‬ ‫والتقليل‬.‫خاص‬ ‫وبشكل‬‫بالعظم‬ ‫المملوء‬ ‫القفص‬ ‫لعب‬
‫االجھادات‬ ‫من‬ ‫التقليل‬ ‫في‬ ‫جدا‬ ‫كبير‬ ‫دور‬ ‫االسفنجي‬‫منھا‬ ‫والحد‬‫االسفنجي‬ ‫بالعظم‬ ‫المملوء‬ ‫القفص‬ ‫الجديد‬ ‫النموذج‬ ‫عام‬ ‫وبشكل‬ .‫األخرى‬ ‫االصطناعية‬ ‫باألقراص‬ ‫مقارنة‬
‫وأمثل‬ ‫اقل‬ ‫مستوى‬ ‫اعطى‬ ‫الخلفية‬ ‫بالمسامير‬ ‫المدعم‬‫لإلجھاد‬‫ات‬‫القطنيتين‬ ‫للفقارتين‬ ‫واالسفنجي‬ ‫القشري‬ ‫العظم‬ ‫مستوى‬ ‫على‬(L4)‫و‬(L5)‫مقارنة‬‫الطبيعي‬ ‫بالقرص‬.
‫النتائج‬‫عليها‬ ‫المتحصل‬‫نظري‬ ‫أساس‬ ‫أعطت‬‫الختيار‬‫النموذج‬‫الجراحي‬‫المناسب‬.
Résumé
Depuis quelques années, l'utilisation des disques artificiels de manière efficace pour compenser les disques
endommagés chez l'être humain en raison de la charge excentrée appliquée à la colonne vertébrale est devenue
chose courante. Comme nous le savons très bien, le succès d'une implantation discale dépend largement de la
stabilité initiale de l'implant dû à la distribution optimale des contraintes mécaniques dans l'os environnent et de
l’intégration de ces disques avec le tissu osseux des vertèbres à long terme. C’est pour cette raison que la recherche
de solutions raisonnables permettant de réduire ces contraintes est devenue un axe de recherche très important.
Plusieurs alternatives ont été étudiées, comprenant notamment la conception d'implant, la géométrie de prothèse,
les composantes prosthétiques et les biomatériaux utilisés. À cet égard, nous proposons dix nouveaux modèles de
disques artificiels innovants de certains chercheurs spécialistes dans ce domaine (biomécanique). Nous avons
installé ces disques entre les deux vertèbres L5 et S1 de la colonne vertébrale. Pour assurer la stabilité de la colonne
vertébrale et éviter de glissement, nous avons utilisé un système de fixation composé de 6 vis et 2 tiges aux niveaux
postérieurs des vertèbres lombaire (S1-L5, L5-L4). Pour connaître l'étendue de la réalisation de ces disques sous
l'influence des forces qui leur sont appliquées, des éléments finis en trois dimensions ainsi que le programme
ANSYS ont été utilisés. Les résultats numériques obtenus montrent que ces disques jouent un rôle très important
dans l'absorption des contraintes et leurs diminutions. D'autre part, les résultats ont confirmé que le niveau de
contrainte est plus élevé sur le plateau supérieur du disque artificiel par rapport au plateau inférieur dont le taux
est plus faible. On a constaté que le noyau joue un rôle important dans l'absorption des contraintes ainsi que leurs
diminutions. En particulier, notre étude a montré que le rôle de la cage inter-somatique lombaire remplie d'os
spongieux dans la réduction des contraintes est plus important par rapport à celui du disque synthétique.
Cependant, le nouveau modèle de la cage inter-somatique rempli avec l'os spongieux et renforcé par un système
de fixation postérieur a donné un niveau de contraintes plus faible dans l'os cortical et spongieux des vertèbres
lombaires (L5) et (L4) comparé à un disque sain. Les résultats obtenus fournissent une base théorique pour le choix
d'un modèle chirurgical approprié.
Abstract
There are a few years, it has become the use of artificial discs and effectively to compensate for damaged discs in
humans due to the eccentric load on the spine. As we know very well that the success of a disc implantation
depends strongly on the initial stability of the implant and the integration of the bone tissue of the vertebrae with
these discs in the long term. Due to the optimal distribution of mechanical stresses in the surrounding bone. It is
for this reason that the search for reasonable solutions to reduce these constraints has become a very important
research axis. Several alternatives have been studied, including implant design, prosthesis geometry, prosthetic
components and biomaterials used. In this regard, we proposed ten new models for some innovative artificial disks
by some of the biomechanics researchers and we installed these discs between the two vertebrae L5 and S1 of the
spine, to ensure spinal stability and avoid slipping, we installed a posterior attachment system (6 screws plus 2
rods) to the posterior levels of the lumbar vertebrae (S1-L5, L5-L4). It is for this technique that we have used finite
elements in three dimensions and using the program ANSYS to know the extent of the realization of these discs
under the influence of the forces applied to them. The numerical results show that the disks have played a very
important role in the absorption of stresses and minimize, On the other hand, the results were confirmed that the
level of stress is higher on the top plate of the artificial disc and a lower rate on the lower plate, it has been found
that the core plays an important role in the absorption of stresses and their decreases. In particular, our study
showed that the role of the lumbar inter-somatic cage filled with cancellous bone in the reduction of stresses is
more important than that of the synthetic disc. However, the new model of the inter-somatic cage filled with the
cancellous bone and reinforced by a posterior attachment system gave a lower level of stress in the cortical and
spongy bone of the lumbar vertebra (L5) and (L4) Compared to a healthy disk. The results provide a theoretical
basis for the selection of an appropriate surgical model.

IEtude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Colonne Vertébrale
Squelette axial du tronc, qui soutient la tête et est rattaché aux membres par la
ceinture scapulaire et le bassin.
Synonyme : rachis.
Anisotropie Inégalité du pouvoir réfringent des yeux.
Annulus
Les fibres élastiques sont tendues et entrecroisées, elles absorbent les contraintes
horizontales transmises par le nucléus ainsi que les forces de cisaillement. Le rôle de
ces fibres est capital dans les mouvements de rotations et asymétriques.
Apophyses
Saillie osseuse qui peut supporter une surface articulaire ou donner une insertion à un
muscle ou à un tendon.
Arthrodèse Intervention chirurgicale consistant à bloquer définitivement une articulation
Capsule
Formation fibreuse de l'organisme, qui peut être : membrane d'enveloppe, enveloppe
d'une articulation…
Coccyx
Pièce osseuse triangulaire à base supérieure articulée avec le sacrum, et formé par
réunion de 4 à 6 vertèbres atrophiées.
Coefficient De Poisson
L’allongement (ou le raccourcissement dans le cas d’une compression) unitaire d’une
éprouvette soumise à une force de traction F est accompagné d’une contraction.
Cyphose Courbure de la colonne vertébrale à convexité postérieure.
Disque Intervertébral
Formation interosseuse unissant deux vertèbres, et dont la forme et celle d'une lentille
biconvexe.
Div Disques intervertébraux.
Extension Action d'étendre, d'allonger un segment du corps sur le ou les segments adjacents.
Extraction Action d'extraire, d'enlever.
Hyperlordose Exagération de la courbure, à convexité antérieure, de la colonne vertébrale.
In Vitro Se dit de toute expérience de laboratoire pratiquée hors d'un organisme vivant
In Vivo Se dit des expériences, des interventions pratiquées sur l'animal de laboratoire vivant.
Isotropes
Corps simples dont les propriétés chimiques, magnétiques et optiques sont identiques
alors que leur masse atomique est légèrement différente.
Ligament Bande de tissu conjonctif blanchâtre, très résistant, entourant les articulations.
Lombo -Sacré Qui concerne à la fois la région lombaire et le sacrum.
Lordose Courbure à convexité antérieure de la colonne vertébrale.
Lexique [LAVASTE1997
]

IIEtude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Moelle Epinière
Située dans le canal rachidien, c'est une tige cylindrique qui s'étent du trou occipital
jusqu'au niveau de la deuxième vertèbre lombaire.
Moelle Osseuse
La moelle rouge est cantonnée, chez l'adulte, aux os courts et plats et aux extrémités
des os longs : la moelle jaune contient surtout de la graisse. La moelle osseuse rouge
est le principal organe de l'érythropoïèse.
Nucleus
Fortement hydrophile, il est comprimé (état de précontrainte) dans sa logette disco-
ligamentaire, il transmet sa tension interne dans toutes les directions et tend à écarter
les plateaux vertébraux.
Nucleus Pulposus Partie centrale des disques intervertébraux, faite d'une.
Orthopédique
Etymologiquement, correction des déformations infantiles, mais l'usage englobe sous
ce nom toute la partie de la médecine et de la chirurgie qui a pour objet l'étude et le
traitement des affections de l'appareil locomoteur et du rachis.
Ostéosynthèse
Intervention chirurgicale ayant pour but de mettre en place exactement les fragments
d'un os fracturé et de les maintenir par un matériel.
Pathologie Science consacrée à l'étude des maladies.
Pédicules
Faisceau nourricier d'un organe, d'une glande, d'un tissu, réunissant l'artère
principale, ses veines et son nerf.
Sacrum
Os formé par la réunion des 5 vertèbres sacrées, articulé latéralement avec les os
iliaques : par sa face supérieure avec le rachis lombaire et par son extrémité
inférieure avec le coccyx.
Scoliose Déviation latérale de la colonne vertébrale.
Spondylolisthésis
Glissement en avant du corps d'une vertèbre. Il résulte le plus souvent d'une absence
d'ossification entre le segment postérieur et le corps de la vertèbre.
Spondylolyse
Rupture entre les arcs antérieur et postérieur d'une vertèbre, entraînant un glissement
du corps vertébral en avant.
Tissu Cortical
C'est un tissu présente une couche périphérique de certain organe notamment le
cerveau et la glande surrénale.
Tissu Ligamentaire C'est un tissu conjonctif.
Tissu Spongieux En forme d'éponge synonyme de tissu érectile (qui se relève).
Tronc
Partie du corps considéré sans la tête ni les membres, et formée de trois parties : le
thorax, l'abdomen et le petit bassin.
Vertèbre Elément constitutif de la colonne vertébrale.
Antélisthésis Glissement vers l'avant d'une vertèbre par rapport à la vertèbre sous-jacente.
Rétrolisthésis Glissement vers l'arrière d'une vertèbre par rapport à la vertèbre sous-jacente.
Claudication
Neurogène
Sensation douloureuse qui apparaît après une marche ou une station debout
prolongée.

IIIEtude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
FEM Finite Element Method (Méthode Des éléments Finis).
FSU Functional Spine Unit (Unité Fonctionnelle d'Epine).
IRM Imagerie par Resonance Magnétique.
ROM Room Of Motion (Pièce de Mouvement).
AF Annulus Fibrosus.
AFC Analyse Fonctionnelle.
AIR Axe Instantané de Rotation.
ALIF Anterior Lumbar Interbody Fusion.
AV Analyse de la Valeur.
AZ Articulation Zygapophysaire.
CAO Conception Assistée par Ordinateur.
CDC Cahier des Charges.
CDCF Cahier des Charges Fonctionnel.
CIR Centre Instantané de Rotation.
DIV Disque Intervertébral.
DM Dispositif Médical.
DMA Dynamic Mechanical Analysis.
EVA Echelle Visuelle Analogique.
FS Fonction de Service.
IRM Imagerie Par Rayonnement Magnétique.
LJ Ligament Jaune.
LL Lordose Lombaire.
MEF Méthode des Eléments Finis.
LLA Ligament Longitudinal Antérieur.
LLP Ligament Longitudinal Postérieur.
NP Nucleus Pulposus.
PCV Plaque Cartilagineuse Vertébrale.
PEEK Polyether Ether Ketone (polyéther éther cétone), polymère thermoplastique.
PET Polyéthylène Téréphtalate.
PLIF Posterior Lumbar Interbody Fusion.
SLD Spondylolisthésis Dégénératif.
SPD Stabilisation Postérieure Dynamique.
UF Unité Fonctionnelle.
UHMWPE Ultra-High-Molecular-Weight Polyethylene.
VAS Visual Analogue Scale.
VP Version Pelvienne.
ZN Zone Neutre.
L1 Vertèbre lombaire de niveau 1.
Th1 Vertèbre thoracique de niveau 1.
Liste des abréviations

IVEtude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
D1 Disque intervertébrale entre S1et L5.
D1 Disque intervertébrale entre S1et L5.
D2 Disque intervertébrale entre L5 et L4.
D6 Disque intervertébrale entre L1 et TH12.
D7 Disque intervertébrale entre TH12 et TH11.
N1 Noyau au centre du disque D1.
AF1 Annulus Fibrosus 1.

VEtude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Sommaire
INTRODUCTION………………………………………………………......................... 1
Chapitre I : STRUCTURE OSSEUSE ET BIOMECANIQUE DU SYSTEME DE LA
COLONNE VERTEBRALE.
I. 1. INTRODUCTION …………………………………………………………………. 5
I. 2. BREF HISTORIQUE………………………………………………………………. 5
I. 3. DOMAINES D’APPLICATION DE LA BIOMECANIQUE……………………... 7
I. 4. STRUCTURE ET COMPORTEMENT MECANIQUE DE L’OS HUMAIN…….. 9
I. 4.1. Os cortical ou compact........................................................................................... 10
I. 4.2. Os spongieux ou trabéculaire……………………………………………………. 11
I. 5. COMPORTEMENT MECANIQUE DE L'OS……………………………………. 11
I. 6. CONCLUSION……………………………………………………………………. 12
CHAPITRE II : ANATOMIE DESCRIPTIVE DU RACHIS LOMBAIRE
II. 1. INTRODUCTION………………………………………………………………..... 15
II. 1.1. Les plans de référence………………………………………………………….... 15
II. 1.2. La Colonne vertébrale…………………………………………………………… 16
II. 1.3. Le Rachis lombo-sacré…………………………………………………………... 19
II. 1.3.1. Les Vertèbres lombaires………………………………………………………. 19
II. 1.3.2. Le rachis lombaire……………………………………………………………... 20
II. 1.3.3. Le rachis sacré ou sacrum……………………………………………………... 20
II. 1.3.4. Le rachis coccygien ou coccyx………………………………………………… 21
II. 1.4. Les articulations intervertébrales………………………………………………… 21
II. 2. ANATOMIE FONCTIONNELLE DU RACHIS LOMBAIRE………………….... 23
II. 2.1. Mobilités articulaires du rachis lombaire……………………………………….... 23
II. 2.1.1. Physiologie du mouvement……………………………………………………. 23
II. 2.1.2. Le couplage articulaire…………………………………………………………. 23
II. 2.1.3. Les amplitudes de mouvement…………………………………………………. 24
II. 2.1.4. Les Centres Moyens de Rotation………………………………………………. 26
II. 2.1.5. Inclinaison ou Inflexion Latérale………………………………………………. 26
II. 3. LES EFFORTS APPLIQUES AU RACHIS DORSO-LOMBAIRE……………... 28
II. 3.1. Estimations à partir de modèles musculaires……………………………………. 29
II. 4. LES PATHOLOGIES LOMBAIRES……………………………………………... 31
II. 4.1. L'instabilité vertébrale…………………………………………………………… 31
II. 4.2. Pathologies dégénératives……………………………………………………….. 32
II. 4.2.1. Arthrose articulaire……………………………………………………………. 32
II. 4.2.2. Hernies discales………………………………………………………………... 32
II. 4.2.3. Spondylolisthésis…………………………………………………………….... 33
II. 4.2.4. Ostéoporose……………………………………………………………………. 34
II. 4.2.5. Lésions traumatiques…………………………………………………………... 34
II. 5. LA CHIRURGIE DU RACHIS LOMBAIRE……………………………….......... 35
II. 5.1. Les voies d’abord……………………………………………………………….... 35
II. 5.2. Les résections ou libérations…………………………………………………….. 36

VIEtude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
II. 5.2.1. Discectomie…………………………………………………………………… 36
II. 5.2.2. Laminectomie…………………………………………………………………. 36
II. 5.2.3. Facetectomie…………………………………………………………………... 36
II. 6. EXPLORATION EN IMAGERIE DU RACHIS LOMBAIRE PATHOLOGIQUE 36
II. 6.1. La radiographie………………………………………………………………….. 37
II. 6.2. La sacco-radiculographie………………………………………………………… 38
II. 6.3. Le scanner (CT)…………………………………………………………………. 38
II. 6.4. L'imagerie par résonance magnétique (IRM)……………………………………. 39
II. 7. CONCLUSION……………………………………………………………………. 39
CHAPITRE III : CARACTERISTIQUES MECANIQUES DES MATERIAUX
CONSTITUANT L'ARTICULATION INTERVERTEBRALE
III. 1. INTRODUCTION………………………………………………………………... 46
III. 1.1. Tissu cortical……………………………………………………………………. 46
III. 1.2. Tissu spongieux…………………………………………………………………. 47
III. 1.3. Tissu discal……………………………………………………………………... 49
III. 1.4. Tissu ligamentaire………………………………………………………………. 51
III. 2. CINEMATIQUE ARTICULAIRE……………………..……………………….... 53
III. 3. MOBILITE DU RACHIS LOMBAIRE……………………..…………………… 54
III. 3.1. Amplitudes des mobilités intervertébrales thoracique avec lombo-sacré………. 56
III. 4. CONCLUSION…………………………………………………………………... 58
CHAPITRE IV : ÉTUDE ET ANALYSE DES EFFORTS EXCENTRES APPLIQUES
A LA COLONNE VERTEBRALE
IV .1. INTRODUCTION………………………………………………………………... 63
IV .2. MODELES ELASTIQUES LINEAIRES ISOTROPES DECRIVANT LE
COMPORTEMENT DE LA COLONNE VERTEBRALE (DVI)……………………….
63
IV .3. GEOMETRIE ET MODELE 3D DE LA COLONNE VERTEBRALE……..…... 64
IV .3.1. La colonne vertébrale (lombo-thoraciques)…………………………………….. 64
IV .3.2. Construction du modèle de la colonne vertébrale…………………………….... 65
IV .3.2.1. Les vertèbres………………………………………………………………….. 65
IV .3.2.2. Le sacrum…………………………………………………………………….. 67
IV .3.2.3. Le bassin……………………………………………………………………… 68
IV .3.2.4. Les disques intervertébraux et les nucleus…………………………………… 69
IV .3.3. Les vertèbres thoraco-lombaire………………………………………………… 71
IV .3.4. Les disques intervertébraux…………………………………………………….. 72
IV .4. MODELISATION NUMERIQUE DE LA COLONNE VERTEBRALE……....... 73
IV .4.1. Introduction…………………………………………………………………….. 73
IV .5. MODELISATION PAR ELEMENTS FINIS…………………………………….. 76
IV .5.1. Introduction……………………………………………………………………... 76
IV .5.2. Application aux modèles numériques…………………………………………... 77
IV .5.3. Définition du problème…………………………………………………………. 78
IV .5.4. Conditions aux limites…………………………………………………………... 78
IV .6. LES DIFFERENTS CAS DE CHARGEMENT………….………………………. 78
IV .7. ÉTATS DE L'INTERFACE………………….…………………………………… 81
IV .8. SELECTION DES EQUATIONS CONSTITUTIVES……………………..…….. 81
IV .8.1. L'os vertébral……………………………………………………………………. 81
IV .8.2. Le disque intervertébral…………………………………………………………. 81

VIIEtude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV .8.3. Le ligament…………………………………………………………………….... 81
IV .8.4. Propriétés des matériaux utilisés dans l’étude…………………………………... 82
IV .9. MAILLAGE 3D PAR ELEMENTS FINIS DE LA COLONNE VERTEBRALE.. 82
IV .9.1. Maillage des différents composants…………………………………………….. 84
IV .9.2. Statistiques………………………………………………………………………. 86
IV .10. DEFINITION DU PROBLEME DE L’OBESITE………………………..…….. 88
IV .10.1. Introduction……………………………………………………………………. 88
IV .10.2. Explication du modèle biomécanique (personne normale)……………………. 89
IV .10.3. Flexion antérieur (personne obèse)……………………………………………. 90
IV .10.3.1. Explication du modèle biomécanique……………………………………….. 90
IV .10.3.2. Contraintes et déformations dans les DIV (personne normale)……………... 92
IV .10.3.3. Contraintes et déformations dans le disque D1 (personne normale)………... 92
IV .10.3.4. Contraintes et déformations dans les disques intervertébraux (DIV)………..
(personne obèse)…………………………………………………………………………
93
IV .10.3.5. Contraintes et déformations dans les composantes du disque D1 (personne
obèse)…………………………………………………………………………………….
96
IV .10.3.6. Contraintes et déformations dans l’os cortical et l’os spongieux (personne
obèse)…………………………………………………………………………………….
100
IV .10.3.7. Contraintes et déformations dans le bassin (personne obèse)……………..... 104
IV .10.3.8. Comparaison des contraintes et déformations dans les DIV………………... 104
IV .10.3.9. Conclusion…………………………………………………………………... 106
IV .11. DEFINITION DU PROBLEME DE CARTABLE……………………………... 107
IV .11.1. Introduction…………………………………………………………………… 107
IV .11.2. Flexion postérieure (Un enfant scolaire portant un cartable)…………………. 108
IV .11.2.1. Explication du modèle biomécanique………………………………………. 108
IV .11.2.2. Contraintes et déformations dans les vertèbres de la colonne vertébrale d’un
enfant scolarisé…………………………………………………………………………..
109
IV .11.2.3. Contraintes et déformations dans les vertèbres thoraciques d’un enfant
scolarisé………………………………………………………………………………….
110
IV .11.2.4. Contraintes et déformations dans les DIV d’un enfant scolarisé………….... 111
IV .11.2.5. Contraintes et déformations dans les DIV (D1, D15, D16, D17) d’un enfant
scolarisé………………………………………………………………………………….
111
IV .11.2.6. Contraintes et déformations dans l’os cortical d’un enfant scolarisé (S1,
Th12, Th5, Th1)………………………………………………………………………….
113
IV .11.2.7. Contraintes et déformations dans l’os spongieux d’un enfant scolarisé (Th5,
Th1)………………………………………………………………………………………
115
IV .11.2.8. Contraintes et déformations dans l’arc postérieur d’un enfant scolarisé (Th7,
Th6, Th5, Th4, Th3)……………………………………………………………………...
115
IV. 11.2.9. Contraintes et déformations dans le bassin (enfant scolarisé)………………. 117
IV. 11.2.10. Conclusion…………………………………………………………………. 117
IV. 12. CHARGEMENT ANTERIEUR………………………………………………… 118
IV. 12.1. Flexion antérieure (chargement collé au corps)………………………………. 118
IV. 12.2. Flexion antérieure (chargement éloigné du corps)……………………………. 119
IV. 12.2.1. Explication du modèle biomécanique pour un chargement antérieur………. 120
IV. 12.2.2. Contraintes et déformations dans les DIV pour différentes distances………. 121
IV. 12.2.3. Contraintes et déformation de Von Mises dans le disque D1 pour différentes
distances …………………………………………………………………………………
122
IV. 12.2.4. Contraintes et déformations dans les composantes du disque D1
(chargement éloigné du corps)…………………………………………………………...
123
IV .12.2.5. Conclusion…………………………………………………………………... 126

VIIIEtude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV .13. DEFINITION DU PROBLEME DE LOMBALGIE…………………… 127
IV .13.1. Introduction…………………………………………………………… 127
IV .13.2. Flexion du tronc - Modèle biomécanique (dos courbé)……………………….. 129
IV .13.2.1. Explication du modèle biomécanique (dos courbé) ……………………........ 130
IV .13.2.2. Contraintes et déformations dans les DIV (dos courbé)…………………….. 131
IV .13.2.3. Contraintes et déformations dans les composantes de la colonne vertébrale.. 133
IV .13.2.4. Conclusion…………………………………………………………………... 134
IV .13.3. Flexion latérale………………………………………………………………... 135
IV .13.3.1. Explication du modèle biomécanique (flexion latérale)…………………….. 135
IV .13.3.2. Contraintes et déformations dans les DIV (flexion latérale)………………… 136
IV .13.3.3. Contraintes et déformations dans les composantes de la colonne vertébrale
(flexion latérale)………………………………………………………………………….
137
IV .13.3.4. Conclusion ………………………………………………………………….. 139
IV .13.4. Chargement en compression…………………………………………………... 139
IV .13.4.1. Explication du modèle biomécanique (chargement en compression)………. 140
IV .13.4.2. Contraintes et déformations dans les DIV (chargement en compression)….. 141
IV .13.4.3. Contraintes et déformations dans les composantes de la colonne vertébrale
(chargement en compression)……………………………………………………………
143
IV .13.4.4. Contraintes et déformations dans le bassin et le sacrum (différentes
postures)………………………………………………………………………………….
144
IV .13.4.5. Comparaison entre les trois cas (différentes postures)………………………. 145
IV .14. Conclusion……………………………………………………………………….. 147
CHAPITRE V : ÉTUDE ET ANALYSE DU COMPORTEMENT MECANIQUE
DES PROTHESES DISCALES DANS LE RACHIS LOMBAIRE
V. 1. IMPLANTS RACHIDIENS LOMBAIRES……………………………………….. 154
V. 2. CLASSIFICATION DES DIFFERENTS TYPES D'IMPLANTS………………… 154
V. 2.1. Systèmes de fusion………………………………………………………………. 156
V. 2.1.1. Instrumentation et voies d'abords……………………………………………… 156
V. 2.1.2. Fusion postérieure……………………………………………………………… 157
V. 2.1.3. Fusion antérieure………………………………………………………………. 158
V. 2.1.4. Chirurgie mini-invasive………………………………………………………... 158
V. 2.1.5. Résultats cliniques……………………………………………………………... 158
V. 2.2. Systèmes de non-fusion………………………………………………………….. 160
V. 2.2.1. Prothèses de disques et prothèses de nucléus………………………………….. 160
V. 2.2.1.1. Prothèses de disques…………………………………………………………. 160
V. 3. LES DIFFERENTS TYPES DES PROTHESES DISCALES LOMBAIRES ……. 160
V. 3.1. Prothèses de NP………………………………………………………………….. 163
V. 3.2. Implants interépineux……………………………………………………………. 163
V. 3.3. Systèmes de remplacement des facettes…………………………………………. 165
V. 3.4. Systèmes de SPD pédiculaires…………………………………………………… 166
V. 4. MODELISATION 3D DES PROTHESES DISCALES LOMBAIRES…………... 168
V. 4.1. Prothèse discale de Maverick……………………………………………………. 169
V. 4.2. Prothèse discale de Charité III…………………………………………………… 170
V. 4.3. Prothèse discale de cisaillement et rotation axiale (Modele I)…………………... 171
V. 4.4. Prothèse discale de prodisc L……………………………………………………. 172
V. 4.5. Prothèse discale de cisaillement et rotation axiale (Modele II)…………………. 173
V. 4.6. Prothèse discale de cisaillement et rotation axiale (Modele III)…………………. 174

IXEtude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 4.7. Prothèse discale d’anneau polyéthylène en milieux……………………………... 175
V. 4.8. Prothèse discale à parois épaisse en milieux…………………………………….. 176
V. 4.9. Cage de fusion intersomatique lombaire approche unilatérale………………….. 177
V. 4.10. Cage de fusion intersomatique lombaire……………………………………….. 178
V. 4.11. Système de fixation thoraco-lombaire postérieure……………………………... 179
V. 5. LE SYSTEME DE FIXATION THORACO-LOMBAIRE POSTERIEUR………. 180
V. 5.1. Présentation du SFP……………………………………………………………… 180
V. 5.2. Technique opératoire…………………………………………………………….. 180
V. 5.3. Remplacement des prothèses discales et Système de fixation thoraco-lombaire
postérieure……………………………………………………………………………......
182
V. 6. ÉTATS DE L'INTERFACE……………………………………………………….. 187
V. 7. MAILLAGE 3D DES PROTHESES DISCALES LOMBAIRES………………… 188
V. 8. MOYENS D'EVALUATION NUMERIQUES…………………………………… 191
V. 9. PRINCIPE…………………………………………………………………………. 191
V. 10. MODELISATION EN ELEMENTS FINIS ET EVALUATION DES
IMPLANTS RACHIDIENS LOMBAIRES……………………………………………..
192
V. 11. PERSPECTIVES OFFERTES PAR LA MODELISATION EN ELEMENTS
FINIS……………………………………………………………………………………..
192
V. 12. LES PROPRIETES MECANIQUES DES PROTHESES DISCALES…………..
LOMBAIRES…………………………………………………………………………….
193
V. 13. MODELE D’ELEMENTS FINIS………………………………………………… 194
V. 14. LES CONDITIONS AUX LIMITES…………………………………………….. 195
V. 14.1. Explication du modèle biomécanique………………………………………….. 195
V. 15. RESULTATS ……………………………………………………………………. 195
V. 15.1. Contraintes et déformations dans les DIV (personne normale)………………… 196
V. 15.2. Contraintes et déformations dans les prothèses discales (Maverick, Charité III,
Prodisc L)………………………………………………………………………………...
197
V. 15.2.1. Contraintes et déformations dans la prothèse de Maverick…………………... 199
V. 15.2.2. Contraintes et déformations dans la prothèse de charité III………………….. 200
V. 15.2.3. Contraintes et déformations dans la prothèse de prodisc L…………………... 201
V. 15.2.4. Contraintes et déformations dans le système de fixation thoraco-lombaire
postérieure (Maverick, Charité III, Prodisc L)…………………………………………...
201
V. 15.2.5. Contraintes et déformations dans le bassin et le sacrum (Maverick, Charité
III, Prodisc L)…………………………………………………………………………….
203
V. 15.2.6. Comparaison des contraintes et déformations dans les prothèses discales
(Maverick, Charité III, Prodisc L)………………………………………………………..
204
V. 15.2.7. Conclusion……………………………………………………………………. 205
V. 15.3. Contraintes et déformations dans les trois prothèses discales – modèles I, II et
III (cisaillement et rotation axiale)……………………………………………………...
206
V. 15.3.1. Contraintes et déformations dans les composantes des modèles I, II et III…... 208
V. 15.3.2. Contraintes et déformations dans le système de fixation postérieur (Modèles
I, II et III)…………………………………………………………………………………
210
V. 15.3.3. Contraintes et déformations dans le sacrum et le bassin des trois modèles I, II
et III (cisaillement et rotation axiale)…………………………………………………….
211
V. 15.3.4. Comparaison des contraintes et déformations dans les trois prothèses
discales (Modèles I, II et III)……………………………………………………………..
212
V. 15.3.5. Conclusion……………………………………………………………………. 213
V. 15.4. Contraintes et déformations dans les deux prothèses discales à anneau
polyéthylène et à parois épaisse………………………………………………………….
213

XEtude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 15.4.1. Contraintes et déformations dans les composantes de la prothèse à paroi
épaisse…………………………………………………………………………………….
215
V. 15.4.2. Contraintes et déformations dans les composantes de la prothèse à anneau
polyéthylène………………………………………………………………………………
215
V. 15.4.3. Contraintes et déformations dans le système de fixation postérieur des deux
prothèses (à anneau polyéthylène et à parois épaisse)……………………………………
216
V. 15.4.4. Contraintes et déformations dans le bassin et le sacrum pour les deux
prothèses (à anneau polyéthylène et à parois épaisse)……………………………………
217
V. 15.4.5. Comparaison des contraintes et déformations dans les deux prothèses
discales (à anneau polyéthylène et à parois épaisse)……………………………………..
218
V. 15.5. Contraintes et déformations dans les implants intersomatiques lombaires…….. 219
V. 15.5.1. Contraintes et déformations maximales dans les composantes de la cage de
fusion intersomatique lombaire approche unilatérale…………………………………….
220
V. 15.5.2. Contraintes et déformations maximales dans les composantes de la cage de
fusion intersomatique lombaire…………………………………………………………..
221
V. 15.5.3. Contraintes et déformations maximales dans le système de fixation
postérieur des implants intersomatiques lombaires………………………………………
222
V. 15.5.4. Contraintes et déformations dans le sacrum et le bassin pour les deux
implants intersomatiques lombaires……………………………………………………...
223
V. 15.5.5. Contraintes et déformations équivalentes dans l’os cortical et spongieux (L5) 224
V. 15.5.6. Comparaison des contraintes et déformations des deux implants
intersomatiques lombaires………………………………………………………………..
225
V. 16. APPLICATIONS AUX IMPLANTATIONS DISCALES………………………. 227
V. 17. CONCLUSION…………………………………………………………………... 236
V. CONCLUSION GENERALE………………………………………………………... 245
Table des figures………………………………………………………………………… 248
Liste des tableaux………………………………………………………………………... 258

1
Les commencements de la biomécanique sont liés à l’ancienne Egypte (2600-2200 av JC),
qui nous laissa la description des traumatismes de la colonne vertébrale et à l’Inde (3500-1800
av JC), qui garde la trace des premiers traitements des déformations rachidiennes. Son histoire
continue avec les découvertes d’Averroès, Hippocrate, Leonard de Vinci et Giovanni Borelli,
le dernier publiant le premier traité de biomécanique (De Motu Animalium) expliquant
l’action des muscles et la transmission des forces au niveau des articulations.
Sur ces racines se greffe une explosion moderne des implants rachidiens, qui introduit la
fixation interne et la stabilisation du rachis pathologique comme concepts de base. Dans
l’approche biomécanique de la colonne vertébrale Kowalski on retrouve des leviers
représentant les vertèbres, des pivots - les facettes et les disques, des éléments passifs (les
ligaments) ou actifs (les muscles), des forces et des moments traduisant les lois fondamentales
de la physiologie rachidienne. La transcription en clinique courante de ces phénomènes
physiques est enrichissante mais encore difficile aujourd’hui, surtout dans l’évaluation du
vivant et dans le contexte du développement accéléré des technologies médicales durant les
dernières décennies, qui impose des critères de sécurité, efficacité et utilité dans le choix des
stratégies thérapeutiques.
Par conséquent, l’imagerie et la biomécanique doivent trouver ensemble des moyens
simples de fournir des informations objectives, complémentaires à l’examen clinique, afin
d’appuyer la vision diagnostique, thérapeutique ou préventive du clinicien et le choix d’une
stratégie pour un patient donné. Dans cette démarche et depuis des nombreuses années, le
Laboratoire de Biomécanique (CNRS-ENSAM Paris) travaille en étroite collaboration avec
des chirurgiens et des entreprises orthopédiques pour l’analyse et la compréhension de la
chirurgie ostéo-articulaire (évaluations expérimentales et numériques de prothèses, outils
d’aide au diagnostique, outils d’analyse de la technique opératoire).Plus particulièrement, au
niveau de la biomécanique du rachis, son expertise s’est portée sur l’étude de la scoliose, des
différents aspects de la physiologie du disque intervertébral et des caractéristiques des
implants à travers des essais in vivo ou bien par modélisation en éléments finis. Le rachis, du
grec « rhakhis » (axe, portant des rameaux courts de part et d'autre, comme par exemple la
colonne vertébrale, dont les rameaux sont les côtes) est un élément anatomique apparu, dans
l'évolution des êtres vivants il y a vraisemblablement 450 millions d'années.
INTRODUCTION

2
Le thème BIOMECANIQUE pourrait aussi s’intituler "Analyse et Modélisation de
l'homme en mouvement", il est relatif à l’étude du corps humain considéré comme un système
mécanique composé de corps articulés.
La colonne vertébrale peut être considérée sur le plan biomécanique à la fois comme une
poutre élancée et un mécanisme poly-articulé. Le rapport des dimensions transversales du
rachis à la longueur développée de la colonne ainsi que les faibles courbures permettent en
effet d'assimiler la colonne à une poutre élancée. Les composants de la colonne
alternativement peu déformables (corps vertébraux) et très déformables (disque et appareil
ligamentaire) la rapprochent des systèmes mécaniques poly-articulés. Les études
biomécaniques du rachis s'intéressent donc aux différents aspects mécaniques de cette
structure particulière mi-poutre mi-mécanisme encore appelée système multi corps dans le
langage des mécaniciens. Dans ce texte nous aborderons successivement deux aspects
principaux du système multi corps qu'est le rachis.
Tout d'abord les caractéristiques mécaniques des constituants de la colonne vertébrale
ensuite la cinématique rachidienne. Outre la compréhension du comportement mécanique de
la colonne l'un des objectifs de la biomécanique rachidienne est d'aider à la conception et à la
mise en place des matériels d'ostéosynthèse destinés au rachis. Comment fixer le matériel sur
le rachis ? Quel doit être la rigidité de ce matériel ? Quelles doivent être les formes et
dimensions de ce matériel ? Sont les principales questions auxquelles la biomécanique tente
d'apporter certains éléments de réponse. Bien que ce texte ne soit pas un document exhaustif
sur la biomécanique rachidienne nous tenterons dans les lignes qui suivent de montrer que la
biomécanique rachidienne apporte sa contribution objective à la quantification des paramètres
mécaniques du rachis à l'évaluation des mobilités rachidiennes et à la conception des
matériels d'ostéosynthèse. D’autres chercheurs ont proposé des modèles tels que :
1 - Le modèle de Goel et Al a été réalisé à partir de coupes scanner (CT-SCAN). Il est
constitué initialement des trois vertèbres L3, L4, L5 et des disques et ligaments
intermédiaires. Une modélisation d'un montage L4/L5 de plaques de Steffee (VSP) adjointe à
l'utilisation de ce modèle L3-L5, a permis à Goel de mettre en évidence dès 1988 le
phénomène de partage des charges entre la colonne antérieure et l'instrumentation postérieure,
(Selon ses calculs, la colonne antérieure transmet 80% avec instrumentation postérieure VSP,
et 96% intacte, sans instrumentation), et l'augmentation des contraintes mécaniques dans le
disque susjacent pour un déplacement donné. Les auteurs valident leur modèle intact en
déplacement par une synthèse de travaux in vitro de la littérature, mais ne valident pas leur

3
modèle de segment instrumenté, ce qui constitue la principale limite de ces travaux de
recherche.
Modèle L3-L5 de Goel.
2 - Le modèle du rachis lombaire de Lavaste, Skalli a été utilisé pour l’évaluation par méthode
numérique de segments instrumentés par différents types d'implants rachidiens.
Modèle de Rachis lombaire. Lavaste, Skalli et Al. (LBM-ENSAM).
Notre travail est scindé en cinq chapitres :
 Dans le premier chapitre nous présenterons des généralités sur la Structure Osseuse et
la Biomécanique du Système de la colonne vertébrale.
 Dans le deuxième chapitre nous parlerons de l’anatomie descriptive du rachis
lombaire.
 Le troisième chapitre sera consacré aux travaux récents sur les caractéristiques
mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale.
 Le quatrième chapitre traitera l’étude statique du modèle 3D du rachis lombaire et ses
différents composants.
 Enfin, dans le cinquième chapitre nous étudierons le comportement mécanique des
prothèses discales dans le rachis lombaire renforcées par un système de fixation
composé de 6 vis et 2 tiges aux niveaux postérieurs des vertèbres lombaire (S1-L5,
L5-L4).

Chapitre I Structure Osseuse et Biomécanique du Système de la colonne vertébrale1
4Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Chapitre I
Structure Osseuse et Biomécanique du Système de la
colonne vertébrale
 Introduction
 Bref historique
 Domaines d’application de la biomécanique
 Comportement mécanique de l’os humain
 Structure mécanique du système de la colonne vertébrale
 Conclusion

I. STRUCTURE OSSEUSE ET BIOMECANIQUE DU SYSTEME DE LA COLONNE
VERTEBRALE.
I. 1. INTRODUCTION
La biomécanique est la mécanique appliquée au vivant. Le monde du vivant est
naturellement un sujet d’interrogations en mécanique. La biomécanique permet de proposer,
grâce à l’application des lois de la mécanique, des solutions à des problèmes médicaux,
biologiques et sportifs. Elle permet d’aider à comprendre le fonctionnement d’un organisme, à
prévoir ses changements dus à son altération et à proposer des méthodes de remplacements
artificiels. Elle contribue ainsi à l’accroissement des connaissances sur les systèmes
biologiques et à l’innovation de nouveaux systèmes [1].
Que ce soit pour l’évaluation d’un appareil orthopédique, d’une endoprothèse ou d’un
matériau dentaire, la quantification de la performance est une des principales préoccupations
des intervenants en biomécanique. Les techniques de quantification des paramètres, de
modélisation biomécanique, de simulation et de prédiction sont employées tant par l’ingénieur
que par le chercheur spécialiste dans ce domaine. L’analyse quantitative de la performance
apporte un éclairage sur la nature du problème du patient ou de ses difficultés. L’intervention
est alors mieux ciblée lorsqu’elle est guidée par des données biomécaniques et les chances
d’une meilleure performance sont accrues.
L’analyse de la gestuelle sert à la réalisation de bancs d’essais pour tester le matériel
orthopédique (prothèses, plaques, vis, …etc.). De même, l’identification des limites physiques
d’un individu ou d’un patient, sert à élaborer des normes ainsi que des cahiers de charge pour
l’équipement. Ces exemples illustrent le nombre et la diversité des professionnels faisant
appel à la biomécanique, à l’ingénieur à l’éducateur physique, en passant par l’orthopédiste,
l’ergonomiste, le chirurgien cardiovasculaire et le dentiste [2].
I. 2. BREF HISTORIQUE
Le livre le plus ancien concernant le concept de biomécanique est probablement le
classique grec « Les parties des animaux » d’Aristote. Il y présente une description soignée de
l’anatomie et des fonctions des organes internes [4]. Toutefois, le bilan des principales
découvertes qui ont marqué l’histoire de la biomécanique se dresse en réalité sur plusieurs
plans, à savoir, la physique, la médecine et la biologie, la mécanique des tissus biologiques, la
modélisation et l’instrumentation, …etc. De plus, l’évolution des connaissances dans un de
ces domaines profitait aux autres.

En somme, la biomécanique s’est réellement initiée avec le développement de la
mécanique. Cette discipline a progressé en cascade, pour émerger comme champ d’intérêt
vers la fin du 19éme siècle comme le montre le tableau suivant.
Tableau I. 1. Profil historique de la biomécanique.
Après une période longue de plus de 2000 ans où l’on décrivait de manière qualitative la
mécanique humaine et animale, l’évolution rapide des sciences mène au 17ème siècle, à
l’analyse quantitative. Ce n’est qu’avec les développements technologiques amorcés à la fin
du 19ème siècle que la biomécanique connaît un rayonnement beaucoup plus large touchant à
L’instrumentation, la conception d’implants orthopédiques, la chirurgie assistée par
ordinateur, et l’ergonomie, …etc. [2].
Périodes Physique
Médecine
et
biologie
Antiquité
Aristote
Archimède
Vitruve
Galien
Renaissance
(XVème
XVIème
)
Da Vinci
Vésale
Harvey
Mécanique
des tissus
Modélisation
XVIIème
Borelli
Newton
Pascal
Malpighi
Boyle
Galilée
Hooke
Descartes
XVIIIème
Young
Euler
Fourier
Dirichlet
Instrumentation
XIXème
Franck
Hill
Fenn
Wolff
Benedickt Starling
Van der Pol
Bernstein
Weber
Röntgen
Marey
Demeny
Bratine
Fisber
Muybridge
XXème
Winter Elftman

I. 3. DOMAINES D’APPLICATION DE LA BIOMECANIQUE
La biomécanique ouvre un champ d’intérêt très large et fait intervenir plusieurs spécialités.
Cependant les spécialistes cherchent tous à leur façon de mieux : [2]
 Comprendre le comportement mécanique du monde animal et végétal,
 Étudier la locomotion humaine normale et pathologique,
 Améliorer la performance d’une personne ayant une incapacité physique,
 Améliorer la performance d’un athlète de haut niveau,
 Améliorer la performance par les aides orthopédiques ou le matériel sportif,
 Établir des normes de sécurité.
Plus précisément, les principaux domaines d’applications actuels sont : [2]
Chirurgie
Résistance, blessures et tolérances des tissus biologiques et des organes ;
Nouvelles approches chirurgicales, …
Matériaux
Propriétés mécaniques des ligaments, tendons, fascia, os et cartilages ;
Rhéologie des tissus biologiques ; Biocompatibilité des matériaux, …
Orthopédie et
Orthodontie
Aspects biomécaniques de la croissance et génie tissulaire ; Vibrations des
organes et des tissus biologiques ; Modélisation du système
musculosquelettique, tissus biologiques, articulations ; Techniques d’imagerie
médicale, techniques d’éléments finis et d’optimisation, …
Organes artificiels Reins, cœur, poumons, …
Aides techniques
Conception de membres artificiels ; Fauteuil roulant, lits, aides à la vision,
aides auditives, …
Activité physique
et
Sportive
Analyse du mouvement humain,…
Ergonomie Conception de voiture, train ; Analyse des postes de travail, …
Aérospatial Ostéoporose ; Mouvement en apesanteur, …
Cardiovasculaire
Cœur artificiel, endoprothèse ; Pompe ventriculaire, ballon aortique ; Machine
cœur-poumon ; Analyse des turbulences sanguines,…
Physiologie
Mécanique des fluides ; Analyse de la diffusion à la membrane Surfactant des
poumons ; Microcirculation sanguine du sang, …
Robotique Aide au geste chirurgical,…
Tableau I. 2. Travaux et applications actuelles en biomécanique.

La biomécanique est présente à tous les niveaux de l’étude du vivant : la cellule (échanges,
transformations, pathologie, …), le tissu (croissance, résistance, vieillissement, réparation,
…), l’organe (fonctionnement, pathologie, remplacement, …), le système ou l’appareil
(relations entre les organes au sein d’un système, organisation vis-à-vis des propriétés
physiques du milieu extérieur, par exemple, l’adaptation de l’appareil cardiovasculaire à la
gravité), et le corps dans son ensemble (déambulation, posture, ergonomie, …).
Les principaux acquis théoriques utilisés concernent [4] :
 Les contraintes et les déplacements dans les matériaux,
 Les équations constitutives décrivant les propriétés mécaniques des matériaux,
 La résistance des matériaux, fluage, relaxation, écoulement plastique, propagation de
fissures, fatigue, corrosion, …etc.
 La théorie de dislocation,
 Les matériaux composites,
 L’écoulement de fluide : air, eau, sang, …etc.
 Les transferts de chaleur, distribution de la température, contraintes thermiques,
 Les transferts de masse, diffusion, …etc.
 Contrôle de systèmes mécaniques.
La biomécanique a participé d’une manière ou d’une autre dans toutes les avancées en
sciences et en technologies médicales. La chirurgie peut apparaître une activité sans lien avec
la mécanique alors que la cicatrisation est intimement liée aux contraintes et aux déformations
dans les tissus. Un développement important issu de la biomécanique concerne l’orthopédie,
étant donné que la majeure partie des patients opérés est touchée par des problèmes
musculosquelettique. C’est pour cette raison que la biomécanique est devenue un outil
clinique permanent en orthopédie.
Un autre développement important, plus récent, concerne le domaine de l’implantologie,
auquel nous nous intéressons plus particulièrement dans ce travail. Dans ce type de
problèmes, l’architecture osseuse est une donnée très importante. Elle joue un rôle majeur
dans l’observation clinique avant toute restauration prothétique, détermine la forme et le
volume des surfaces d’appui, et met en évidence l’influence des dents dans le système
parodontal et les différences existantes entre le maxillaire supérieur et la mandibule.

I. 4. STRUCTURE ET COMPORTEMENT MECANIQUE DE L’OS HUMAIN
Les os, éléments durs et résistants, constituent la charpente du corps humain en servant de
soutien aux parties molles. Ces os, au nombre de 206 remplissent différentes fonctions dans le
corps humain. Sur le plan statique, ils donnent au corps sa forme extérieure, soutiennent et
protègent les parties molles, et renferment la moelle hématopoïétique.
Le tissu osseux, comme le tissu cartilagineux, est un « tissu squelettique », tissu conjonctif
spécialisé, caractérisé par la nature solide de la matrice extra cellulaire. Cette matrice osseuse
a la particularité de se calcifier, ce qui la rend opaque aux rayons X et permet l'étude des os
par radiographie. En résumé, le squelette humain assure trois fonctions :
 Fonction mécanique : Le tissu osseux est un des tissus les plus résistants de
l'organisme. Il est capable de supporter des contraintes mécaniques, donnant à l'os son
rôle de soutien du corps et de protection des organes.
 Fonction métabolique : Le tissu osseux est un tissu dynamique, constamment
remodelé sous l'effet des pressions mécaniques, entraînant la libération ou le stockage
de sels minéraux, assurant ainsi dans une large mesure (conjointement avec l'intestin
et les reins) le contrôle du métabolisme phosphocalcique.
 Fonction hématopoïétique : Les os renferment dans leurs espaces médullaires, la
moelle hématopoïétique, dont les cellules souches, à l'origine des trois lignées de
globules du sang, se trouvent au voisinage des cellules osseuses. Les cellules
stromales de la moelle osseuse fournissent un support structurel et fonctionnel aux
cellules hématopoïétiques.
Le tissu osseux est constitué d’eau (environ 1/4 du poids de l’os), de matières organiques
(environ 1/3 du poids de l’os, dont la majeure partie est représentée par une protéine,
l’osséine) et de sels inorganiques (le calcium, le phosphore, et le magnésium prédominent,
bien que l’on trouve également du fer, du sodium, du potassium, du chlore et du fluor en
petites quantités). Deux méthodes de classification servent à différencier les os du corps. Le
premier système de classification est basé sur l’emplacement anatomique de l’os (axial ou
appendiculaire), le second sur sa forme (long, court, plat, ou irrégulier).
A la coupe, l’os humain présent de la superficie vers la profondeur [6], il est constitué
essentiellement de deux types distincts du matériau osseux : l’os cortical ou compact, et l’os
spongieux ou trabéculaire, comme le montre la figure I.1.

Figure I. 1. Composition en couches du tissu osseux [7].
I. 4. 1. Os cortical ou compact
L’os cortical représente 80 % de la masse totale du squelette humain. Il forme une coque
externe de l’os et protège la partie interne constituée de tissus spongieux. Cette coque d’os
compact dur et dense est particulièrement épaisse dans la portion moyenne du corps des os
longs, ce qui leur procure la rigidité nécessaire. L’os cortical est formé par une association
dense d’unités structurelles élémentaires cylindriques appelées ostéons. L’ostéon est composé
de lamelles concentriques au canal de Havers (figure I.2). Les ostéons sont reliés entre eux par
des lamelles interstitielles formées par des restes d’ostéons antérieurs, l’ensemble donne une
structure compacte, hétérogène, anisotrope et viscoélastique.
Figure I. 2. Structure microscopique du tissu
osseux cortical [10].

Figure I. 3. Structure microscopique du tissu osseux
spongieux [11].
I. 4. 2. Os spongieux ou trabéculaire
Le tissu osseux spongieux est la partie interne poreuse de l’os, située sous la couche de
tissu osseux cortical. Ainsi appelé
en raison de sa structure en éponge,
faite de travées osseuses, le tissu
spongieux est surtout présent au
niveau des épiphyses des os longs,
telles que les têtes de fémur sur
lesquelles s’exercent les contraintes
les plus importantes. Il joue un rôle
d’amortisseur grâce à la moelle
emprisonnée dans les alvéoles.
C’est un os friable, il est constitué
d’unités structurelles élémentaires
figurant des arches ou des plaques,
sortes d’ostéons déroulés à texture lamellaire qui s’accolent les uns aux autres au niveau des
lignes cémentantes pour former une travée ou trabécule osseuse. Celles-ci, épaisses de 0,1 à
0,5 mm et de directions variées, délimitent de petites cavités et forment une structure
alvéolaire.
L’os spongieux peut être donc considéré comme un matériau composite [1]. En effet, ses
deux éléments constitutifs, comme le montre la figure I. 3, sont les trabécules et le vide. Les
trabécules associent une phase organique constituée principalement de fibres de collagène
(35% du poids osseux) et une phase minérale constituée de cristaux de calcium (45% du poids
osseux), le reste étant essentiellement de l’eau. Les pores sont interconnectés entre eux et sont
remplis de moelle (tissu composé de vaisseaux sanguins, de nerfs et de différents types de
cellules dont la fonction principale consiste à produire les cellules sanguines). Ils procurent le
comportement visqueux à l'os trabéculaire.
I. 5. COMPORTEMENT MECANIQUE DE L'OS
D'un point de vue mécanique, l'os constitue un matériau particulièrement complexe. Sa
texture, sa structure et son architecture subtiles influencent fortement ses propriétés
mécaniques. En effet, il est hétérogène, multiphasé, poreux, visqueux, anisotrope et réagit
différemment à la compression et à la traction [5].

Les propriétés de l'os constituent un compromis entre la rigidité nécessaire à autoriser une
cinématique efficiente, la viscosité permettant l’absorption des chocs et la masse du squelette.
La texture de l'os en couches croisées lui procure des propriétés mécaniques massiques
excellentes.
Par ailleurs, on peut noter que chaque os est unique. Sa structure et son architecture se
montrent parfaitement adaptées à celles requises. La forte anisotropie de l’os est due à sa
structure : orientation des ostéons pour l’os cortical et des trabécules pour l’os spongieux. Ses
propriétés dépendent également fortement de sa densité.
De nombreux auteurs ont donc cherché à mettre en évidence une corrélation entre la
composition et propriétés mécaniques qui sont utiles notamment pour la compréhension des
phénomènes d'ostéoporose et de remodelage osseux.
Le premier modèle recensé est celui de Vose & Kubala [13] qui établit une relation entre
résistance à la flexion et contenu minéral. Ensuite, Carter & Hayes ont proposé un modèle
liant respectivement le module d’Young et la résistance de l'os trabéculaire et cortical au cube
et au carré de la densité apparente. D'autres auteurs [3], [9] ont par la suite développé des
relations associant les propriétés mécaniques à la densité apparente et au contenu minéral.
Lotz et al. [8] puis Pietruszczak et al. [12] Ont fait évoluer ces modèles en ajoutant la
dépendance de la direction.
I. 6. CONCLUSION
La biomécanique s’est réellement initiée avec le développement de la mécanique afin de
permettre d’aider à comprendre le fonctionnement d’un organisme ou à prévoir ses
changements dus à son altération. Grâce à l’application des lois de la mécanique, cette
discipline relativement récente, présente la capacité d’offrir de nouvelles solutions à des
problèmes médicaux plus ou moins complexes tel que les remplacements artificiels, ce qui
peut contribuer à l’innovation de nouveaux systèmes dans ce domaine.
Dans ce chapitre, nous avons vu des généralités sur la biomécanique, les domaines
d’applications de la biomécanique, ainsi que le comportement mécanique de l’os humain et la
structure mécanique du système de la colonne vertébrale. La biomécanique est utilisée pour la
fabrication des prothèses du corps humain, cela nous incite à faire des recherches
approfondies sur un modèle 3D du rachis lombaire pour connaitre les disques les plus
sollicités pour différentes charges et postures, c’est l’objectif du prochain chapitre.

[1] Ashman, RB., Corin JD, Turner CH. (1987) Elastic properties of cancellous
bone: measurment by an ultrasonic technique. J Biomech, 20, 979-986.
[2] Allard, P. (1999) La Biomécanique, Paris : Presses Universitaires de France. P
127. (N°3456).
[3] Carter, DR., Spengler, DR. (1978) Mechanical properties and composition of
cortical bone. Clin Orthop Rel Res, 135, 192-217.
[4] Fung, YC. (1996) Biomechanics, 2nd Ed. Lieu: Springer. p.571.
[5] Ginebra, MP., Planell, JA., Ontañón, M., Aparicio, C. (2000) Structure and
mechanical properties of cortical bone. Dans : Structural biological materials.
Ed. Pergamon Press.
[6] Hélène, F. (2002) Caractérisation biomécanique et modélisation de l'os
spongieux. Thèse de doctorat, Institut national des sciences appliquées de
Lyon.
[7] Larousse médical. Larousse.
[8] Lotz, JC., Gerhart, TN., Hayes, WC. (1991) Mechanical properties of
metaphyseal bone in the Proximal femur. J Biomech, 24, 317-29.
[9] Martin, RB. (1991) Determinants of the mechanical properties of bones. J
Biomech, 24, 79-88.
[10] Park, JB. (1979) Biomaterials: An introduction, Plenum, NY.
[11] Piekarski, dans SC Cowin. (1981) Mechanical properties of Bone, AMD.
[12] Pietruszczak, S., Inglis, D., Pande, GN. (1999) A fabric-dependent fracture
criterion for bone. Biomech, 32, 10, 1071-9.
[13] Vose, GP., Kubala, AL. (1959) Bone strength - its relationship to X-ray-
determined ash content. Human Biol, 31, 261-70.
REFERENCES BIBLIOGRAPHIQUES

Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
Chapitre II
Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire
 Introduction
 Anatomie fonctionnelle du rachis lombaire
 Les efforts appliqués au rachis dorso-lombaire
 Les pathologies lombaires
 La chirurgie du rachis lombaire
 Exploration en imagerie du rachis lombaire pathologique
 Conclusion

II. ANATOMIE DESCRIPTIVE DU RACHIS LOMBAIRE
II. 1. INTRODUCTION
Le rachis a pour fonctions essentielles d'assurer la stabilité et la mobilité du tronc, tout en
jouant un rôle protecteur de l'axe nerveux (canal rachidien). Il doit donc allier deux propriétés,
à priori, contradictoires : rigidité et souplesse. Ces deux impératifs fonctionnels sont assurés
par un ensemble de composants anatomiques interdépendants, possédant chacun des
propriétés et une géométrie propres à ses fonctions. Les mouvements globaux du rachis
résultent de la sommation de mouvements élémentaires de plusieurs segments appelés aussi
unités fonctionnelles.
II. 1. 1. Les plans de référence
L'étude du corps humain se fait en fonction des plans fondamentaux de l'espace (figure II.1) :
 Les plans sagittaux : ce sont des
plans verticaux orientés dans le sens
antéro-postérieur. Le plan sagittal
médian passe par l'axe du corps et le
partage en deux côtés droits et
gauche.
 Les plans frontaux : ce sont des
plans verticaux perpendiculaires aux
précédents. Le plan coronal est le
plan frontal passant par l'axe du
corps, il définit les faces ventrale et
dorsale du corps.
 Les plans horizontaux : ils sont
perpendiculaires aux deux autres et
coupent transversalement le corps.
A - plan sagittal
B - plan frontal
C - plan horizontal
Figure II. 1. Plans de référence [1].

II. 1. 2. La Colonne vertébrale
La colonne vertébrale, ou rachis, est constituée d'une colonne mobile de 24 vertèbres libres
et d'une colonne fixée formée de vertèbres soudées : le sacrum et le coccyx. Elle est le mât de
fixation de nombreux muscles indispensables à la posture et à la locomotion et assure la
protection de la moelle spinale située dans le canal vertébral. Elle supporte la tête et transmet
le poids du corps jusqu'aux articulations de la hanche. D'une longueur d'environ 70 cm chez
l'homme (60 cm chez la femme), sa diminution peut atteindre 2 cm en station debout.
La colonne vertébrale se divise en cinq parties (figure II.2) :
 Le rachis cervical constitué de 7 vertèbres.
 Le rachis dorsal (ou thoracique) constitué de 12 vertèbres.
 Le rachis lombaire (ou lombaire) constitué de 5 vertèbres.
 Le rachis sacré (rachis sacral ou sacrum).
 Le rachis coccygien (ou coccyx).
La colonne vertébrale est courbée dans le plan sagittal. Elle présente deux courbures
primaires (concaves en avant), aussi appelées cyphoses, au niveau des rachis thoracique et
sacré, ainsi que deux courbures secondaires (concaves en arrière) appelées lordoses au niveau
des rachis cervical et lombaire ceci est mentionnée dans la figure II.3.
A - vertèbres cervicales
B - vertèbres thoraciques
C - vertèbres lombaires
D - sacrum
E - coccyx
Figure II. 2. La colonne vertébrale [1].

Figure II. 3. Le rachis humain [2].

Figure II. 4. Représentation schématique des différentes structures
anatomiques composant le rachis [2].

II. 1. 3. Le Rachis lombo-sacré
II. 1. 3. 1. Les Vertèbres lombaires
A l'exception de l'atlas et de l'axis (qui appartiennent au rachis cervical), toutes les
vertèbres sont constituées d’un corps vertébral et de l'arc postérieur (figure II.5).
 Le corps vertébral est rempli d'os spongieux et est limité par de l'os cortical plus
solide. Il constitue la partie la plus massive de la vertèbre, de forme cylindrique moins
haute que large, il est ventral et son épaisseur croit caudalement. Ses faces supérieures
et inférieures, les plateaux vertébraux, sont légèrement excavées.
 L'arc postérieur, dorsal et fragile, est constitué d'os cortical épais.
Il comprend deux pédicules courts qui se fixent à la partie supérieure de l'arête
postérolatérale du corps, deux lames verticales qui prolongent les pédicules formant le
foramen vertébral, un processus épineux saillant en arrière, deux processus transverses
saillant latéralement ainsi que quatre processus articulaires (deux supérieurs et deux
inférieurs) s'articulant avec leurs homonymes adjacents et situés à la jonction des pédicules et
des lames.
Figure II. 5. Vertèbre type schématique [1].
La figure II.6 représente une vertèbre lombaire avec tous les éléments décrits ci-dessus :
Figure II. 6. Vertèbre lombaire [1].
1. pédicule
2. processus articulaire sup.
3. lame
4. foramen vertébral
5. processus épineux
6. surface articulaire sup. du corps
7. processus transverse
8. processus articulaire inférieur

II. 1. 3. 2. Le rachis lombaire
Il se compose de 5 vertèbres lombales (lombaires), dénommées par la lettre L (de L1 à L5).
Il fait suite aux rachis dorsal (thoracique) et précède le rachis sacré.
II. 1. 3. 3. Le rachis sacré ou sacrum
Il se compose de 5 vertèbres (S1 à S5) soudées à l'âge adulte, qui ne forment plus qu'un
seul bloc osseux appelé sacrum. Il fait suite au rachis lombaire et précède le rachis coccygien.
Il forme la partie postérieure du pelvis et assure ainsi la solidité de son architecture. De forme
pyramidale à base supérieure, il est dans son ensemble incurvé en avant, et présente une face
dorsale, une face pelvienne, une base, deux faces latérales et un apex. La surface articulaire
supérieure de la première vertèbre sacrée S1 forme la tête du sacrum, qui s'articule avec la
dernière vertèbre lombaire L5.
Figure II. 7. Sacrum et coccyx [1].
Sur les bords du sacrum, dans la partie supérieure, on retrouve une surface articulaire avec
l'os iliaque (repère 7 de la figure II.7), c'est la face articulaire auriculaire (car elle a une forme
d'oreille). Elle est tournée vers l'arrière et est en rapport avec son homologue de l'os iliaque
pour former l'articulation sacro-iliaque. Cette articulation ne permet que très peu de
mouvements et transmet le poids du corps aux articulations de la hanche quand la personne se
tient debout. A l’extrémité proximale (inférieure) du sacrum, on retrouve l'articulation sacro-
coccygienne, qui l'articule avec le coccyx. C'est une articulation cartilagineuse ne permettant
quasiment aucun mouvement.

II. 1. 3. 4. Le rachis coccygien ou coccyx
Il se compose de 4 ou 5 vertèbres coccygiennes soudées entre elles. Contrairement aux
autres, elles ne sont pas dénommées par une lettre. Il fait suite au sacrum et constitue la fin du
rachis humain. Le coccyx est un vestige osseux. Il correspond à la queue des mammifères en
possédant une. Il est déjeté en avant. Il ne présente pas grand intérêt en anatomie, ni en
médecine en général, si ce n'est qu'il est souvent la cause de douleurs lors d'un choc violent
sur le postérieur.
II. 1. 4. Les articulations intervertébrales
Chaque disque est un fibrocartilage, il a la forme d’une lentille biconvexe avec une partie
périphérique appelée anneau fibreux (ou annulus fibrosus) et une partie centrale appelée
noyau pulpeux (ou nucleus pulposus). La partie externe est formée de lamelles fibreuses
disposées de la périphérie vers le centre en couches à peu près concentriques. Dans chacune
des lamelles, les fibres s’étendent entre deux corps vertébraux voisins suivant une direction
oblique qui est la même pour toutes les fibres d’une même lamelle fibreuse. Les fibres de
lamelles voisines ont une obliquité inverse. Le noyau pulpeux, peu développé dans les disques
thoraciques, est situé près du bord postérieur. De substance gélatineuse molle contenant de 70
à 80% d’eau, il se densifie et se réduit avec l’âge.
 Les articulations zygapophysaires
Les articulations des processus articulaires sont planes au niveau cervical et thoracique, et
en forme de gouttière verticale au niveau lombaire. La capsule articulaire est formée d’une
membrane fibreuse, fixée sur les pourtours articulaires, qui est plus résistante dans la région
lombaire, et d’une membrane synoviale.
Figure II. 8. Disque Intervertébral [1].
 Le disque intervertébral
Il représente 25% de la hauteur
totale du rachis mobile. Son
épaisseur diminue légèrement de la
colonne cervicale jusqu’à la
cinquième ou sixième vertèbre
thoracique, puis augmente
graduellement pour être maximum
dans la région lombaire.
1. Anneau fibreux
2. Noyau pulpeux
3. Lamelles de
fibrocartilage
4. Corps vertébral

 Les ligaments périphériques
 Le ligament longitudinal antérieur (repère 11 de la figure II.9) est une longue bande
fibreuse tendue de la base de l’occiput jusqu’à la face antérieure de S2 (deuxième
vertèbre sacrée). Il adhère à la face antérieure des corps vertébraux et des disques
intervertébraux. Il se compose de fibres longues superficielles qui s’étendent sur trois
ou quatre vertèbres et de fibres courtes profondes qui unissent deux vertèbres
adjacentes.
 Le ligament longitudinal postérieur (repère 2 de la figure II.10) est situé dans le canal
vertébral, c’est une longue bande fibreuse. Il est tendu de la face postérieure du corps
de l’axis à celle du coccyx. Etroit au niveau des corps vertébraux, il s’élargit pour se
fixer sur les disques intervertébraux et sur la partie adjacente des corps.
 Les ligaments de l’arc postérieur (figure II.9).
 Le ligament jaune (repère 5) se fixe sur le bord des lames sus et sous-jacente. De
coloration jaunâtre, il est rectangulaire et particulièrement épais et résistant dans la
région lombaire. Il limite la flexion.
 Le ligament supra-épineux (repère 3) est un cordon fibreux solide tendu du processus
épineux de la septième vertèbre cervicale à la crête sacrale. Il se fixe au sommet des
processus épineux des vertèbres.
 Les ligaments interépineux (repère 6) unissent le bord des processus épineux sus-
jacents et sous-jacents. Solides et très élastiques, ils limitent la flexion du rachis et
contribuent au maintien de la posture vertébrale.
 Les ligaments intertransversaires sont de fines lames fibreuses unissant les processus
transverses.
Figure II. 10. Ligament longitudinal
Postérieur [1].
Figure II. 9. Articulations
Intervertébrales [1].

II. 2. ANATOMIE FONCTIONNELLE DU RACHIS LOMBAIR
II. 2. 1. Mobilités articulaires du rachis lombaire
II. 2. 1. 1. Physiologie du mouvement
Les mouvements du rachis sont possibles grâce à l'existence d'un système articulaire
complexe, le segment articulaire rachidien, unité fonctionnelle constituée par :
 Le complexe disco-corporéal ou disco-somatique (ensemble formé par le disque et les
deux corps vertébraux),
 Les articulations inter-apophysaires postérieures, avec une orientation des facettes
articulaires plutôt sagittale au niveau lombaire, jouant un rôle de butées en rotation
axiale (en L5-S1, les facettes articulaires sont plus frontales qu'aux étages lombaires
supérieurs, de façon à s'opposer au glissement antérieur de L5 sur le plateau sacré).
 Les ligaments intervertébraux.
Ce segment articulaire permet les mouvements dans les trois plans de l’espace (figure
II.11) sagittal (flexion extension), frontal (inflexion latérale), et transversal (torsion axiale).
Figure II. 11. Les mouvements du rachis lombaire.
II. 2. 1. 2. Le couplage articulaire : Le couplage entre l'inclinaison latérale et la rotation
axiale a été constaté par plusieurs auteurs. D'après Gonon [3], l'amplitude maximale de
rotation axiale automatique n'est pas atteinte au maximum de l'inclinaison latérale, mais pour
des positions intermédiaires entre la position de repos et la position extrême. De plus, ce
phénomène de couplage augmente selon lui régulièrement de L5 à Th12 pour diminuer
ensuite, et s'annuler en Th8. Panjabi [4], lors d'une étude de ce phénomène sur pièces

anatomiques, conclut sur une forte corrélation entre la courbure du rachis dans le plan sagittal
et l'amplitude de la rotation axiale couplée lors de mouvements d'inclinaison latérale.
II. 2. 1. 3. Les amplitudes de mouvement
Il existe une grande variabilité de l'amplitude des différents mouvements, selon le niveau
considéré, l'âge de l'individu, sa musculature, et l'élasticité constitutionnelle de ses tissus.
Les données de la littérature s'appuient sur des études in vivo, notamment à partir de
radiographies dynamiques ainsi que sur des mesures in vitro, sur pièces anatomiques.
 Flexion - Extension
C'est de loin le mouvement qui a été le plus analysé, avec une grande diversité des
protocoles de mesure. Les valeurs moyennes mesurées lors d'études in vivo (radiographie 2D
[5], stéréoradiographie 3D [6], [7], [8] ou encore ciné radiographié [9] pour l'amplitude
globale de Flexion – Extension, tous protocoles confondus, sont présentées (figure II.12):
Figure II. 12. Comparaison des Amplitudes de flexion - extension in vivo (âges, sexes, et
protocoles confondus) [10], [5].
Notons que l'amplitude de flexion-extension a tendance à croître de la charnière thoraco-
lombaire à la charnière lombo-sacrée.
D'autres auteurs, tels que Wong [11], [12] ou encore Lee [13], ont réalisé des mesures par
vidéo fluoroscopie sur sujets asymptomatiques (30, 100 et 30 sujets respectivement). L'intérêt
de cette méthode est, comme pour la ciné radiographie, de permettre le suivi des mobilités
intervertébrales pour chaque niveau, pour différentes amplitudes de mouvement lombaires
globales (figure II.13).

Figure II. 13. Evolution des mobilités segmentaires en fonction de la mobilité lombaire
globale [11].
Notons que pour ces dernières études, les sujets étaient en position initiale « debout » sans
limitation des mouvements du bassin. Il en résulte des mobilités plus importantes aux niveaux
lombaires supérieurs par rapport aux niveaux lombaires inférieurs, contrairement aux résultats
présentés (figure II.13). Ceci met encore une fois en évidence la diversité des protocoles
employés qui rendent les comparaisons difficiles, notamment avec ces études récentes
réalisées en continu (pas seulement en flexion et extension extrême).
Selon Wong, l'amplitude globale de la flexion est de 53.0° ± 10.2° au niveau lombaire.
Celle de l'extension est de 23.4° ± 8.3°.
Cosentino [14], estime, lui, que la flexion représenterait 75% de l'amplitude globale en
flexion extension, contrairement aux données de Kapandji (58%) [15], ou de Castaing (50%)
[16].
Wong s'est également intéressé à l'évolution des mobilités avec l'âge et constate, tout
comme Tanz [17], une diminution de l'amplitude de mobilité en flexion extension avec l'âge.
Enfin, certains auteurs [18], [11] se sont également penchés sur l'influence du sexe des
sujets sur l'amplitude de mobilité en flexion extension sans trouver de différence significative
entre les deux sexes.

II. 2. 1. 4. Les Centres Moyens de Rotation
Ce paramètre, utilisé principalement pour
l'étude du mouvement de flexion extension (d’où
son évocation dans ce paragraphe) permet de
compléter l’information donnée par l’amplitude
des mobilités intervertébrales [19].
Pour une unité fonctionnelle vertébrale donnée,
la translation de la vertèbre supérieure par rapport
à la vertèbre inférieure dépend de la rotation
intervertébrale. La localisation du centre moyen de
rotation (CMR), donnée complémentaire à l'angle
de rotation, permet de caractériser entièrement le
mouvement plan (figure II.14).
Deux points A et B de la vertèbre supérieure sont suivis. En considérant une rotation pure
de la vertèbre supérieure, les points A et A' et les points B et B' (' = positions finales) se
trouvent sur des cercles concentriques dont le centre est le CMR. Ce paramètre est
particulièrement d'actualité pour le suivi clinique des patients porteurs de prothèses discales
[20], [21] et renseigne également sur d'éventuelles anomalies des segments adjacents à une
instrumentation vertébrale.
II. 2. 1. 5. Inclinaison ou Inflexion Latérale
Les valeurs moyennes mesurées lors d'études in vivo (radiographie 2D, stéréoradiographie
3D [6], [7], [8] pour l'amplitude globale d’inflexion latérale, tous protocoles confondus, sont
présentées ci-dessous :
Selon Castaing [22], l'amplitude d'inclinaison latérale droite ou gauche est de 20° pour
l'ensemble du rachis lombaire, et nulle pour L5-S1. White [23] et Pearcy [24], relèvent quant
à eux, lors de leurs mesures in vivo respectives, des amplitudes d'inflexion latérale non nulles
en L5-S1. Ces valeurs restent néanmoins très faibles.
Enfin, Tanz [17] met en évidence (comme pour la flexion extension) la diminution des
mobilités intervertébrales en inflexion latérale avec l'âge.
Figure II. 14. Définition du Centre
Moyen de Rotation [10].

 Torsion ou Rotation axiale
Ce mouvement est difficilement mesurable sur des clichés radiographiques, d'où le peu
d'études in vivo à son sujet. L'amplitude de rotation axiale est, selon Castaing [16], de 10° de
chaque côté pour l'ensemble du rachis lombaire. Les résultats obtenus par [23] (Synthèse de
travaux expérimentaux), [24] (Stéréoradiographie), [26] (Mesures in vitro)) ou plus
récemment [27] montrent une répartition relativement équilibrée entre les segments lombaires
(voir figure II.16).
Figure II. 16. Comparaison des Amplitudes de rotation en torsion axiale
unilatérale in vivo [27].
Figure II. 15. Comparaison des Amplitudes d'inflexion latérale in vivo
(âges, sexes, et protocoles confondus) [25].

II. 3. LES EFFORTS APPLIQUES AU RACHIS DORSO-LOMBAIRE
 Charges physiologiques observées dans le rachis lombaire
Afin d'évaluer les charges physiologiques dans le rachis lombaire, des mesures de
pressions intradiscales in vivo ont été réalisées par plusieurs auteurs, notamment Nachemson
[28], [29], [30] et Wilke [31], [32], [33]. Nachemson [29] mesure ainsi, pour une personne de
70kg, une charge de 1000 N en position debout sur le disque L3.
La figure II.17 présente une comparaison des mesures de compression d'un disque L4/L5
effectuées par Nachemson [29] et Wilke [32] dans différentes configurations du sujet étudié.
Figure II. 17. Compression de L4/L5 pour différentes configurations d'un sujet de 70 kg
(Wilke 1999 et Nachemson 1966). Dans le cas d'un lever de charge (20kg) avec le buste
incliné, on calcule une compression supérieure à 4500N en considérant une charge de l’ordre
de 1000N mesurée pour une position debout [32].
Selon une autre approche, une estimation des valeurs physiologiques des moments
appliqués sur le rachis lombaire a été proposée par le LBM [10], à partir de la comparaison
des mobilités mesurées in vivo et in vitro. Cette étude démontre qu’en imposant un moment
de l’ordre de 10 Nm a un segment in vitro, on retrouve les valeurs d’amplitude de mouvement
maximum mesurées sur des radiographies in vivo sur deux clichés, l’un en flexion maximum,
l’autre en extension maximum.

II. 3. 1. Estimations à partir de modèles musculaires
Certains auteurs ont développé des modèles musculaires visant à estimer les chargements
appliqués au rachis lombaire. Schultz [34]
propose ainsi un modèle mécanique basé sur le
bilan des forces appliquées au niveau de L3
(figure II.18).
Le poids du segment corporel sus-jacent et
la réaction du segment sous-jacent entraînent
une force de compression (C), de cisaillement
antérieur ou postérieur (Sa), et de cisaillement
latéral (Sr), s’appliquant au centre du plateau
vertébral supérieur. La pression abdominale,
uniforme, est représentée par une force
verticale (P). Les forces musculaires,
considérées symétriques par rapport au plan
sagittal sont exercées à droite comme à gauche. Le poids de la portion du corps sus-jacente à
l'étage rachidien considéré et son centre de gravité peuvent être déterminé par
barycentremétrie [35].
La pression abdominale peut être mesurée par un capteur de pression monté sur une sonde
abdominale. En utilisant une méthode
d'optimisation numérique, SCHULTZ
[34] détermine la tension de l'ensemble
des muscles postérieurs et l'effort de
compression qui s'exerce sur L3. Ce
dernier va de 380 N en position assise
relâchée à 2350 N en position debout,
bras portant une charge de 8 kg.
D'autres modèles, plus simples [36],
proposent un bilan des forces dans le
plan sagittal. Lavaste [37] s'inspire
d’ailleurs de ce modèle qu'il complète,
afin de calculer à chaque étage lombaire
les composantes d'effort normales (N), tangentielles (T), et résultantes (R) (figure II.19).
Figure II. 18. Bilan des forces en L3
[34].
Figure II. 19. Modèle mécanique plan du rachis
[37].

L'angle formé par cette résultante et la verticale est également calculé (β). Ces calculs
peuvent prendre en compte les déformées rachidiennes dans les différentes configurations à
partir de clichés radiographiques. Considérant trois configurations différentes (debout, flexion
à 45° puis à 90°) d'un même individu pesant 70 kg, portant une charge de 45 kg bras tendus
verticaux, Lavaste constate une prépondérance des composantes de compression sur les
composantes de cisaillement, le rapport moyen étant de 10, sauf en position debout, ou ce
rapport tombe à 2 en L5/S1 (forte inclinaison du plateau sacré).
Enfin, plus récemment, Pomero [38] a proposé un modèle musculaire personnalisable,
permettant d'obtenir les efforts dans les liaisons intervertébrales ainsi que les profils
musculaires associés. Ce modèle est destiné à mieux comprendre les relations entre défaut de
posture, régulation musculaire (permettant le maintien de cette posture) et surcharges
engendrées dans les liaisons intervertébrales.
Figure II. 20. Structure globale du modèle musculaire de Pomero [38].
L'hypothèse de base sur laquelle s'appuie ce modèle proprioceptif consiste à considérer que
l'activation des muscles spinaux vise à réguler les efforts intervertébraux et à les maintenir en
deçà des limites physiologiques. Ce modèle multicritère peut-être adapté à tous les étages
intervertébraux, sans avoir recours à un enregistrement de type EMG (électromyographie).
Les mesures et modèles présentés ci-dessus sont d'une grande importance lors de l'évaluation
des implants rachidiens. En effet, les sollicitations mécaniques appliquées à l'instrumentation
rachidienne sont directement liées aux composantes mécaniques appliquées au rachis.

II. 4. LES PATHOLOGIES LOMBAIRES
Nos recherches portant sur l'évaluation des implants rachidiens, il nous paraît important de
préciser les différentes pathologies du rachis lombaires pouvant conduire à la réalisation d'une
chirurgie et à la pose d'implants rachidiens. Ce chapitre a donc pour but de présenter de
manière succincte les principales pathologies rachidiennes.
II. 4. 1. L'instabilité vertébrale
D'un point de vue mécanique, le principe de stabilité et d'instabilité peut être illustré avec
l'exemple d'un bol et d'une balle (figure II.21). Si la balle est remontée le long de la paroi puis
relâchée, elle revient à sa place originelle. Cependant, si le bol est renversé et que la balle est
déposée sur le fond, une légère poussée la fait rouler en bas, l’empêchant de reprendre d'elle-
même sa position originelle.
(a) (b)
Figure II. 21. (a) Stabilité. (b) Instabilité.
D'un point de vue clinique, plusieurs auteurs associent le concept d'instabilité segmentaire
du rachis à des anomalies cinématiques intervertébrales [39], [40], [41]. Ces anomalies
pouvant aller d'une localisation atypique du centre moyen de rotation [42], traduisant l'action
des forces de cisaillement non absorbées par les moyens d'union intervertébraux distendus, à
des rotations intervertébrales anormalement faibles [24] ou anormalement élevées [43], [44],
[45].
L’instabilité lombaire est souvent présentée comme étant l'expression possible d'une ou de
plusieurs pathologies : traumatismes, tumeurs, spondylolisthésis par lyse isthmique, lésions
dégénératives.

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