L'étude analyse le comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire, en se concentrant sur l'importance de la stabilité initiale des implants et de l'intégration osseuse à long terme. Dix nouveaux modèles de disques artificiels ont été proposés, démontrant une absorption efficace des contraintes et une réduction des niveaux de stress dans les vertèbres lombaires. Les résultats fournissent une base théorique pour le choix de modèles chirurgicaux appropriés.

1. ‫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

2. « 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

3. 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

4. ‫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.

5. 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
]

6. 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.

7. 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.
L2 Vertèbre lombaire de niveau 2.
L3 Vertèbre lombaire de niveau 3.
L4 Vertèbre lombaire de niveau 4.
L5 Vertèbre lombaire de niveau 5.
Th1 Vertèbre thoracique de niveau 1.
Th2 Vertèbre thoracique de niveau 2.
Th3 Vertèbre thoracique de niveau 3.
Th4 Vertèbre thoracique de niveau 4.
Th5 Vertèbre thoracique de niveau 5.
Liste des abréviations

8. IVEtude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Th6 Vertèbre thoracique de niveau 6.
Th7 Vertèbre thoracique de niveau 7.
Th8 Vertèbre thoracique de niveau 8.
Th9 Vertèbre thoracique de niveau 9.
Th10 Vertèbre thoracique de niveau 10.
Th11 Vertèbre thoracique de niveau 11.
Th12 Vertèbre thoracique de niveau 12.
D1 Disque intervertébrale entre S1et L5.
D1 Disque intervertébrale entre S1et L5.
D2 Disque intervertébrale entre L5 et L4.
D3 Disque intervertébrale entre L4 et L3.
D4 Disque intervertébrale entre L3 et L2.
D5 Disque intervertébrale entre L2 et L1.
D6 Disque intervertébrale entre L1 et TH12.
D7 Disque intervertébrale entre TH12 et TH11.
D8 Disque intervertébrale entre TH11 et TH10.
D9 Disque intervertébrale entre TH10 et TH9.
D10 Disque intervertébrale entre TH9 et TH8.
D11 Disque intervertébrale entre TH8 et TH7.
D12 Disque intervertébrale entre TH7 et TH6.
D13 Disque intervertébrale entre TH6 et TH5.
D14 Disque intervertébrale entre TH5 et TH4.
D15 Disque intervertébrale entre TH4 et TH3.
D16 Disque intervertébrale entre TH3 et TH2.
D17 Disque intervertébrale entre TH2 et TH1.
N1 Noyau au centre du disque D1.
N2 Noyau au centre du disque D2.
N3 Noyau au centre du disque D3.
N4 Noyau au centre du disque D4.
N5 Noyau au centre du disque D5.
N6 Noyau au centre du disque D6.
N7 Noyau au centre du disque D7.
N8 Noyau au centre du disque D8.
N9 Noyau au centre du disque D9.
N10 Noyau au centre du disque D10.
N11 Noyau au centre du disque D11.
N13 Noyau au centre du disque D13.
N14 Noyau au centre du disque D14.
N15 Noyau au centre du disque D15.
N16 Noyau au centre du disque D16.
N17 Noyau au centre du disque D17.
AF1 Annulus Fibrosus 1.
AF2 Annulus Fibrosus 2.
AF3 Annulus Fibrosus 3.
AF4 Annulus Fibrosus 4.
AF5 Annulus Fibrosus 5.
AF6 Annulus Fibrosus 6.

9. 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

10. 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

11. 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

12. 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

13. 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

14. 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

17. Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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

18. Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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

19. Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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).

20. 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

21. Chapitre I Structure Osseuse et Biomécanique du Système de la colonne vertébrale1
5Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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.

22. Chapitre I Structure Osseuse et Biomécanique du Système de la colonne vertébrale1
6Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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

23. Chapitre I Structure Osseuse et Biomécanique du Système de la colonne vertébrale1
7Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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.

24. Chapitre I Structure Osseuse et Biomécanique du Système de la colonne vertébrale1
8Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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.

25. Chapitre I Structure Osseuse et Biomécanique du Système de la colonne vertébrale1
9Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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.

26. Chapitre I Structure Osseuse et Biomécanique du Système de la colonne vertébrale1
10Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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].

27. Chapitre I Structure Osseuse et Biomécanique du Système de la colonne vertébrale1
11Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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].

28. Chapitre I Structure Osseuse et Biomécanique du Système de la colonne vertébrale1
12Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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.

29. 13Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
[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

30. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
14Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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

31. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
15Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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].

32. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
16Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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].

33. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
17Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure II. 3. Le rachis humain [2].

34. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
18Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure II. 4. Représentation schématique des différentes structures
anatomiques composant le rachis [2].

35. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
19Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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

36. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
20Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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.

37. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
21Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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

38. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
22Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
 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].

39. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
23Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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

40. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
24Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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).

41. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
25Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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.

42. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
26Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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].

43. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
27Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
 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].

44. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
28Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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.

45. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
29Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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].

46. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
30Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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.

47. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
31Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
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.

48. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
32Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
II. 4. 2. Pathologies dégénératives
II. 4. 2. 1. Arthrose articulaire
L'arthrose est l'usure chronique du cartilage d'une articulation, accompagnée d'un
déséquilibre entre la production et la dégradation des cellules osseuses. Le phénomène a
tendance à s'auto amplifier et à aboutir à la limitation douloureuse de la mobilité articulaire.
L'arthrose lombaire est le plus souvent la conséquence d'une posture anormale (hyper lordose
ou scoliose) ou d'une mauvaise position répétitive lors de la pratique d'un sport ou au travail.
Elle peut aussi être liée à la dégénérescence du disque intervertébral. La production
ostéophytique liée à l'arthrose articulaire, éventuellement à une hypertrophie du ligament
jaune et à une protrusion discale globale, peut dans certains cas réduire considérablement la
surface du canal lombaire et/ou des trous de conjugaison, au point de comprimer le contenu
neuroméningé (canal lombaire étroit ou sténose). Cette compression peut entraîner des
lomboradiculalgies invalidantes, et nécessiter une laminectomie ou un recalibrage des trous de
conjugaison.
II. 4. 2. 2. Hernies discales
La hernie discale (figure II.22) se définit comme une saillie concentrée de matériel discal à
travers une déchirure de l'anneau fibreux [46], [47].
Les migrations radiales antérieures du
nucleus pulposus sont assez rares ; les
migrations radiales postérieures et surtout
postéro-latérales sont les plus fréquentes.
Elles sont dues le plus souvent à des
sollicitations composées de flexion sagittale
antérieure et de compression, exercées sur le
disque intervertébral lors de soulèvement de
charges en position de flexion du tronc. C'est
lorsque la hernie discale atteint la face
profonde du ligament vertébral commun
postérieur que la mise en tension de ses fibres
nerveuses entraîne des douleurs lombaires ou
lombalgies. Lorsque la hernie comprime le nerf rachidien, elle peut être la cause de
radiculalgies [15].
Figure II. 22. Hernie discale lombaire.
[Web 1 2007].

49. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
33Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
II. 4. 2. 3. Spondylolisthésis
Quillan, le premier, a donné le nom de « spondylolisthésis » en 1853 à la pathologie
observée ; la description de la spondylolyse appartenant à Robert en 1855. Neuguebaur, en
1880 précisa les caractères de ce syndrome. De nombreux travaux se sont attachés à préciser
les aspects cliniques, radiologiques et thérapeutiques de cette lésion [46], [49], [50], [54],
[55].
La charnière lombo-sacrée représente, en raison de l'inclinaison du plateau vertébral de S1
par rapport à l'horizontale, un point de faiblesse dans l'édifice rachidien. Lorsqu'il existe au
niveau de la statique rachidienne un déséquilibre antéro-postérieur, ce dernier se traduit par un
accroissement des sollicitations exercées sur les
éléments de la charnière lombo-sacrée, et plus
particulièrement des articulations postérieures.
Cette hyper sollicitation en hyper lordose est
exercée par les articulaires inférieures de L5 sur les
articulaires supérieures de S1.
Elle entraîne dans un premier temps une
fracture isthmique de fatigue, puis un glissement
permanent avec forte sollicitation du disque L5/S1
et des contractures permanentes des muscles des
gouttières vertébrales (muscles spinaux).
Ce glissement en avant du corps vertébral de L5 par rapport au sacrum est appelé «
spondylolisthésis par lyse isthmique ». Il peut être stable lorsque le glissement aboutit à une
configuration d'équilibre, ou évolutif dans le cas contraire. Dans tous les cas, il accélère le
processus de dégénérescence discale. En dehors du spondylolisthésis par lyse isthmique, il est
important de noter l'existence de spondylolisthésis sans lyse isthmique, survenant la plupart
du temps à l'étage L4/L5, où l'orientation des facettes, plus sagittale, permet le glissement
relatif des vertèbres sans rupture isthmique. Cette affection est nommée « spondylolisthésis
dégénératif ».
Le spondylolisthésis peut entraîner des lombalgies liées aux contractures musculaires, ou
des radiculalgies par aggravation d'une sténose lombaire préexistante, dans le cas du
spondylolisthésis dégénératif.
Figure II. 23. Spondylolisthésis L5-S1
[Web 1 2007].

50. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
34Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
II. 4. 2. 4. Ostéoporose
Selon la définition de l’OMS (Organisation Mondiale de la Santé) : « L’ostéoporose est
une maladie généralisée du squelette, caractérisée par une densité osseuse basse et des
altérations de la microarchitecture osseuse, responsable d’une fragilité osseuse exagérée et
donc d’un risque élevé de fracture. »
(a) (b)
Figure II. 24. (a) Tissu osseux normal. (b) Tissu osseux ostéoporotique [Web 2 2007].
II. 4. 2. 5. Lésions traumatiques
Les fractures du rachis thoracique et
lombaire, dont 6 % sont compliquées de
troubles neurologiques graves, concernent
près de 10 000 personnes par an (Symposium
SOFCOT 1995). Le risque neurologique est
lié au traumatisme initial ou à une instabilité
résiduelle secondaire. Les indications
thérapeutiques doivent être discutées en
fonction de cette instabilité et des risques, en
particulier neurologiques, qu’elle entraîne.
Les traumatismes du rachis thoraco-lombaire
se traduisent par des lésions osseuses, mais
aussi disco-ligamentaires. La présence d'ostéoporose ou de tumeurs, facteurs fragilisant de la
structure osseuse, favorise l'apparition de fractures sans traumatisme extérieur ; une structure
saine peut quant à elle faire l'objet de fractures lors de chocs inhabituels (accidents de la route,
chute, etc.).
Figure II. 25. Illustration d'une fracture
vertébrale en compression [Web 1 2007].

51. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
35Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Plusieurs classifications de ces lésions sont proposées dans la littérature [48], [51]. Nous ne
détaillerons pas ces éléments dans ce mémoire.
II. 5. LA CHIRURGIE DU RACHIS LOMBAIRE
Quand, face à une ou plusieurs des pathologies présentées précédemment, une chirurgie est
nécessaire, le chirurgien est amené à pratiquer différents gestes chirurgicaux accompagnant
(ou non) la pose d'un implant. L'ensemble de ces paramètres sont pris en compte dans le
modèle permettant la simulation de la chirurgie lombaire qui fait l'objet de la quatrième partie
de ce mémoire. Le présent chapitre vise donc à décrire les différents paramètres (geste
chirurgical, type d’implant, ...) de la chirurgie rachidienne.
II. 5. 1. Les voies d’abord
La colonne vertébrale peut être abordée chirurgicalement de plusieurs manières avec des
difficultés variables en fonction des
particularités anatomiques de la
région. Le rachis thoraco-lombaire
peut être abordé par en arrière : la voie
postérieure médiane est utilisée le plus
fréquemment (figure II.26).
Elle donne accès à la totalité de
l'arc vertébral postérieur et permet
l'accès endocanalaire par
laminectomie. L'élargissement de cette
voie ou la voie postéro-latérale permet
d'aborder les corps vertébraux pour des gestes opératoires limités.
Le rachis peut être abordé par en avant pour exposer la totalité du corps vertébral il s'agit à
ce niveau des voies antérolatérales qui traversent la paroi thoracique et la paroi abdominale.
La description des différentes voies d'abord s'est faite parallèlement non seulement à
l'évolution des connaissances des diverses affections rachidiennes mais aussi au
développement des matériels de fixation proposés pour corriger ou reconstruire le rachis
pathologique.
De ce fait, en pathologie rachidienne, le choix d'une voie d'abord n'est pas caractéristique
d'une stratégie thérapeutique mais n'est qu'un élément de la stratégie opératoire adoptée [52].
Figure II. 26. Voie postérieure médiane
[Web 1 2007].

52. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
36Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
II. 5. 2. Les résections ou libérations
Les résections que nous allons maintenant décrire très superficiellement correspondent
presque systématiquement à un geste libératoire, par ablation des éléments comprimant la
dure mère ou les racines. Il est à noter que les éléments osseux réséqués constituent totalité ou
partie du greffon employé en cas d'arthrodèse.
II. 5. 2. 1. Discectomie
En présence d'une hernie discale invalidante, il
est souvent nécessaire de libérer les racines
comprimées par un geste postérieur consistant à
réséquer la matière discale incriminée, voire la
totalité du nucleus pulposus par curetage interne
du disque. Ce geste, qui peut être réalisé par un
abord micro-chirurgical nécessite parfois, en cas
de déstabilisation majeure, un abord élargi
permettant une ostéosynthèse postérieure.
II. 5. 2. 2. Laminectomie
La plupart du temps en vue d'une libération
radiculaire ou canalaire, la résection partielle ou
totale des lames postérieures offre également
accès à la dure mère. Cette résection est parfois
réalisée sur plusieurs niveaux adjacents, selon
différentes méthodes.
II. 5. 2. 3. Facetectomie
Les facettes articulaires dégénératives peuvent
être associées à une production ostéophytique
entraînant des compressions radiculaires. Dans ce cas, la libération peut s'effectuer par
ablation ou résection partielle des facettes articulaires du niveau pathologique.
II. 6. EXPLORATION EN IMAGERIE DU RACHIS LOMBAIRE PATHOLOGIQUE
Ce sous-chapitre montre l’intérêt des examens en imagerie pour les pathologies étudiées du
rachis lombaire ainsi qu’une estimation de leur invasivité, cotée de zéro à 3 étoiles [54].
Figure II. 27. Discectomie lombaire
[Web 1 2007].
Figure II. 28. Laminectomie totale
sur deux niveaux [Web 1 2007].

53. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
37Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
II. 6. 1. La radiographie
La radiographie est une technique qui a plus de 100 ans, basée sur l’atténuation
différentielle des photons dans le spectre électromagnétique de rayons X par l’objet exploré.
Le coût accessible, la bonne résolution
spatiale et l’excellente définition du tissu
osseux, ainsi que l’avantage de la
projection en image d’une grande partie
du rachis ont maintenu ce type d’examen
au cœur de l’exploration en imagerie
[53], [56], [57].
La radiographie (figure II.29) de profil
standard (A) montre la lordose
physiologique et ses perturbations
possibles : raideur liée à une contracture
douloureuse ou bien hyperlordose, parfois liée à une insuffisance des muscles qui peut
compenser une hyper-antéversion des hanches. Sur les clichés « grand-axe » (B) la visibilité
des repères comme les conduits auditifs externes, têtes fémorales ainsi que de l’ensemble du
rachis est importante, car elle permet l’évaluation des courbures physiologiques (cyphose,
lordose) et d’autres paramètres liés à l’équilibre. La radiographie de face(C), essentielle dans
le diagnostic de la scoliose, permet une bonne visualisation postéro-antérieure des disques
lombaires qui sont, à l’exception de L5-S1, parallèles aux rayons (dû à la lordose).
Les clichés dynamiques (figure II.30) en flexion-extension permettent le diagnostic des
anomalies cinématiques, de l’instabilité et de la fusion, d’où leur importance dans l’évaluation
des pathologies étudiées. Chez les sujets asymptomatiques, le cliché en flexion montre un
bâillement postérieur des disques, tandis qu’en hyperextension, les disques se pincent ; dans
ce contexte, la persistance d'un disque qui bâille en arrière est symptomatique d'une hernie
discale [58], [59].
Les clichés en incidence « trois-quarts » peuvent montrer l'existence d'une spondylolyse,
dû à l’aspect caractéristique que prend l'arc postérieur (en raison des superpositions), ayant les
contours d'un petit chien : museau -apophyse transverse, œil - pédicule, oreille -apophyse
articulaire supérieure, pattes - apophyses articulaires inférieures, queue - apophyse épineuse et
corps – lame (figure II.31). Le cou du petit chien correspond à l'isthme interarticulaire et
l’image d’un petit collier est significative d’une lyse.
Figure II. 29. Radiographies : de profil
standard (A), grand-axe (B) et de face(C).

54. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
38Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
II. 6. 2. La sacco-radiculographie
L'injection intra-durale de produit de
contraste permet de visualiser le contour
des racines et du fourreau dural (figure
II.32.A), ainsi que toute modification
entraînée par un élément compressif, mais
cette technique est plus difficile et invasive
que la radiographie. Un avantage de la
saccoradiculographie (ou myélographie)
réside dans la possibilité de faire des
clichés dynamiques et des clichés en position debout, qui peuvent montrer des sténoses
d'origine discale, non visibles en position couchée. La myélographie est actuellement souvent
couplée au scanner (myelo-scanner) [60], [61].
II. 6. 3. Le scanner (CT)
La tomodensitométrie computérisée (figure II.33) permet
d'obtenir des coupes transversales, particulièrement utiles
pour mesurer le calibre du canal médullaire, qui peut être
congénitalement étroit ou rétréci par des hernies discales,
des tumeurs, des ostéophytes etc. Le scanner montre aussi
les hernies discales très latérales qui échappent à la sacco-
radiculographie (hernies intra-foraminales) et il peut être
couplé à la discographie. Toutefois, cet examen en position
couché évalue un court segment spinal et il est limité pour les affections intra-durales et les
hernies antérieures.
Figure II. 30. Clichés dynamiques. Figure II. 31. Incidence oblique "trois-
quarts".
Figure II.32. Myélographie (A) et
Discographie (B).
Figure II. 33 Scanner
(gauche) et IRM (droite).

55. Chapitre II Anatomie Descriptive Du Rachis Lombaire2
39Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
II. 6. 4. L'imagerie par résonance magnétique (IRM)
Cet examen non invasif et sans rayons X donne des bonnes images des tissus mous et de
l'os. L'état de dégénérescence des disques peut être apprécié directement par l'image figure
II.30, puisque l’IRM donne un reflet précis du taux d'hydratation du nucleus (un disque
pathologique est très déshydraté par rapport à un disque normal, qui contient 80 % d'eau). On
peut visualiser aussi les contours des disques et tous les éléments compressifs intra canalaires.
Bien qu’il permette une étude du rachis plus étendue par rapport au scanner, l’examen IRM
est moins accessible (prix, claustrophobie) et ne peut pour l’instant quantifier l’équilibre et la
posture (examen en position couché).
II. 7. CONCLUSION
Cette première partie a permis de rappeler les notions fondamentales d’anatomie
descriptive de la colonne vertébrale, tels que Les articulations intervertébrales, le système
musculaire les efforts appliqués au rachis dorso-lombaire, la hernie discale, l’ostéoporose.

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61. 3 Chapitre III Caractéristiques mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale
45Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Chapitre III
Caractéristiques mécaniques des matériaux
constituant l'articulation intervertébrale
 Introduction
 Cinématique articulaire
 Mobilité intervertébrale et segmentaire
 Conclusion

62. 3 Chapitre III Caractéristiques mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale
46Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
III. CARACTERISTIQUES MECANIQUES DES MATERIAUX CONSTITUANT
L'ARTICULATION INTERVERTEBRAL
III. 1. INTRODUCTION
L'articulation intervertébrale est composée de tissus rigides : les tissus osseux constituant
les vertèbres (corps vertébraux, pédicules, massifs articulaires, apophyse transverse, lames et
apophyse épineuse) ; de tissus mous : les tissus ligamentaires et le discal.
Les propriétés mécaniques des tissus osseux et des tissus mous obtenues expérimentalement
dépendent de nombreux paramètres. Elles varient non seulement avec l'emplacement et le
type de tissu, avec le protocole expérimental utilisé, mais aussi avec les sujets sur lesquels les
échantillons ont été prélevés (âge, sexe, ethnie, état pathologique…). Il est très important de
noter qu'il s'agit là d'une différence majeure avec les matériaux plus couramment étudiés tels
que les matériaux métalliques. Plusieurs auteurs ont analysé l'influence de ces différents
paramètres [1].
III. 1. 1. Tissu cortical
L'organisation structurale du tissu cortical avec l'orientation longitudinale des ostéons
confère à ce tissu des propriétés mécaniques différentes selon les directions, cependant l'os
compact peut être considéré comme transversalement isotrope. Pour obtenir les
caractéristiques mécaniques du tissu cortical, les expérimentations font appel soit à des essais
mécanique (compression, traction, torsion…) soit à des méthodes ultrasonores non
destructives les principaux résultats présentés dans la littérature spécialisée varient très
sensiblement d'un auteur à l'autre. Le tableau III.1, donne un exemple de ces résultats.
Figure III. 1. Structure macroscopique du tissu
osseux corticale [2].
.
L’os spongieux
L’os cortical

63. 3 Chapitre III Caractéristiques mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale
47Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Les propriétés des matériaux utilisées pour l’os cortical sont montrées dans le tableau III. 1.
Tableau III. 1. Caractéristiques mécaniques du tissu cortical [12].
III. 1. 2. Tissu spongieux
L'obtention des propriétés mécaniques de l'os trabéculaire (figure III.2) est plus complexe
en raison de la structure de ce tissu, formé d'alvéole contenant de la moelle. L'os spongieux
est un matériau qui peut être qualifié de
non homogène, anisotrope et
viscoélastique. Le tableau III. 2, présente
quelques caractéristiques mécaniques de
l'os trabéculaire vertébral obtenus lors
d'une compression axiale. Il est à noter que
ces valeurs sont beaucoup plus faibles que
celles obtenues pour l'os spongieux
fémoral ou tibial qui évoluent entre 200
N/mm2
et 700 N/mm2
selon les auteurs.
Certains auteurs ont préposé des relations entre le module d'élasticité et la densité apparente
des échantillons. Généralement ces auteurs présentent des relations en puissance.
Les propriétés des matériaux utilisées pour l’os spongieux sont données dans tableau III. 2.
Auteur (Réf)
Niveau
Vertébral
Module
d’élasticité
(MPa).
Coefficient
de Poisson
Epaisseur
(mm)
Natarajan [3] L3-L5 12,000 0,3 -
Pitzen [4] L3-L4 12,000 0,3 0,40
Polikeit [5] L2-L3 12,000 0,3 -
Tian-Xia [31] Th10-Th11 10,000 0,3 1
Baroud [6] L4-L5 12,000 0,3 1,00
Guilhem [7] L2-L4 12,000 0,3 0,35
Wilcox [8] Th12-L1 21,000 0,3 -
Gwanseob [9] L1-L5 12,000 0,3 -
Sairyo [10] L3-L5 12,000 0,3 -
Gerhard [32] L2-L3 22,000/11,300 0,484/0,203 -
Rohlmann [11] L1-L5 10,000 0,3 -
Figure III. 2. Structure microscopique du
tissu osseux spongieux [2].

64. 3 Chapitre III Caractéristiques mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale
48Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Tableau III. 2. Caractéristiques mécaniques du tissu trabéculaire du corps vertébral [12].
Les propriétés des matériaux utilisées pour l’os postérieur sont montrées dans le
tableau III. 3.
Tableau III. 3. Caractéristiques mécaniques pour l'os postérieur [12].
Auteur (Réf)
Niveau
vertébral
Module
d’élasticité
(MPa).
Coefficient de
Poisson
Épaisseure
(mm)
Natarajan [3] L3-L5 100 0,2 Iso tropique
Pitzen [4] L3-L4 25 0,2 Iso tropique
Polikeit [5] L2-L3 100 0,2 Iso tropique
Tian-Xia [31] Th10-Th11 100 0,2 Iso tropique
Guilhem [7] L2-L4 100 0,2 Iso tropique
Wilcox [8] Th12-L1 2200 0,2 Iso tropique
Gwanseob [9] L1-L5 100 0,2 Iso tropique
Sairyo [10] L3-L5 100 0,2 Iso tropique
Gerhard [32] L2-L3 200/140 0,450/0,315 Iso tropique
Rohlmann [11] L1-L5 200/140 0,450/0,315 Iso tropique
Auteur (Réf)
Niveau
Vertébral
Module
d’élasticité
(MPa).
Coefficient
de Poisson
Natarajan [3] L3-L5 3,500 0,25
Pitzen [4] L3-L4 3,500 0,25
Polikeit [5] L2-L3 3,500 0,25
Tian-Xia [31] Th10-Th11 3,500 0,25
Guilhem [7] L2-L4 3,000 0,3
Gwanseob [9] L1-L5 7,000 0,25
Sairyo [10] L3-L5 3,500 0,25
Rohlmann [11] L1-L5 3,500 0,25

65. 3 Chapitre III Caractéristiques mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale
49Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
III. 1. 3. Tissu discal
La structure de l'annulus constituée de fibres et d'une matrice confère à ce matériau un
comportement anisotropie ; Brown puis Galante ont mis en évidence l'hétérogénéité et
l'anisotropie du tissu discal en réalisant des essais de traction sur des éprouvettes prélevées
dans l'annulus dans différentes directions et à différents niveaux. Ainsi Galante a fait
apparaître l'hétérogénéité du tissu discal en prélevant des éprouvettes horizontales de traction
de la zone périphérique antérieure et postérieure à la zone centrale, il a observé une plus
grande rigidité en zone périphérique qu'en zone centrale. De même il a prélevé des
éprouvettes suivant des angles d'inclinaison variable par rapport à l'horizontale. La rigidité des
éprouvettes est maximale pour un angle de 15° par apport au plan du disque, elle est plus
faible dans l'axe du disque. La contrainte à la rupture est maximale dans la direction des
fibres, elle est trois fois supérieure à la contrainte à la rupture des échantillons prélevés
parallèlement au plan du disque. Wu, pour sa part a mis en évidence la non linéarité du
comportement du tissu discal en réalisant des essais de traction sur des éprouvettes prélevées
parallèlement au plan frontal et transverse, il a pu obtenir ainsi le module d'élasticité tangent à
l'origine.
Le tableau III. 4, présente les résultats obtenus par ces auteurs, ainsi que les propriétés des
matériaux utilisés pour le noyau Pulposus.
Tableau III. 4. Caractéristiques mécaniques pour le noyau Pulposus [12].
Auteur (Réf)
Niveau
Vertébral
Module
d’élasticité
(MPa).
Coefficient de
Poisson
Natarajan [3] L3-L5 0,2 0,4999
Pitzen [4] L3-L4 1 0,4999
Polikeit [5] L2-L3 0,2 0,4999
Tian-Xia [31] Th10-Th11 1 0,4999
Guilhem [7] L2-L4 0,1 0,4999
Wilcox [8] Th12-L1 K=1667
Gwanseob [9] L1-L5 1 0,4999
Sairyo [10] L3-L5 1 0,4999
Gerhard [32] L2-L3 - -
Rohlmann [11] L1-L5 - -

66. 3 Chapitre III Caractéristiques mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale
50Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Les propriétés des matériaux utilisés pour les fibres d’anneau sont montrées dans le
tableau III. 5 a.
Tableau III. 5. a. Caractéristiques mécaniques pour les fibres d’anneau [12].
Auteur (Réf)
Niveau
Vertébral
Module
d’élasticité
(MPa).
Coefficient
de Poisson
Méthode de
potentiel de
Hyperelastic
Natarajan [3] L3-L5 4,2 0,45 -
Pitzen [4] L3-L4 4,2 0,45 -
Polikeit [5] L2-L3 4,2 0,45 -
Tian-Xia [31] Th10-Th11 4,2 0,45 -
Guilhem [7] L2-L4 4,2 0,45 -
Wilcox [8] Th12-L1 4,2  -
Gwanseob [9] L1-L5 4,2 0,45 -
Sairyo [10] L3-L5 4,2 0,45 -
Rohlmann [11] L1-L5
C10 = 0,3448,
D1 = 0,3
- Néo--Hookean
Figure III. 3. Le pulposus de noyau entouré par l'anneau pose [13].

67. 3 Chapitre III Caractéristiques mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale
51Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Les propriétés des matériaux utilisés pour les fibres d’anneau sont montrées dans le
tableau III. 5 a.
Tableau III. 5. b. Caractéristiques mécaniques pour le stratifié de fibres d'anneau [12].
III. 1. 4. Tissu ligamentaire
La géométrie et la structure des ligaments rendent très difficile l'établissement des courbes
contrainte limite à la rupture бr.par contre il est en général plus aisé et plus fiable d'accéder
aux courbes forces –déplacement permettant d'obtenir la rigidité "k" et la force de rupture
«Fr». Les courbes de comportement force –déplacement obtenues lors d'un essai de traction
de ligament sont semblables entre elles (figure III. 5). Elles présentent : une première zone
quasi élastique OAB comportant elles même deux zones : une zone OA non linéaire à faible
Auteur
(Réf)
Année
Niveau
Vertébral
Module
d’élasticité
(MPa).
Coefficient
de Poisson
Couches
des fibres
Natarajan [3] L3-L5
(Divers non
linéaires)
5
Pitzen [4] L3-L4 450 0,3 3
Polikeit [5] L2-L3 360~550 0,3 6
Tian-Xia [31] Th10-Th11 500 0,3 4
Guilhem [7] L2-L4 360~550 0,3 4
Gwanseob [9] L1-L5 450 0,3 3
Sairyo [10] L3-L5
(REBAR
composé
plein)
7
Rohlmann [11] L1-L5
(Divers non
linéaires)
7
Figure III. 4. Orientation des fibres' d'une couche d'anneau [14].

68. 3 Chapitre III Caractéristiques mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale
52Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
rigidité, une zone AB linéaire – une deuxième zone BC non élastique non linéaire présentant
un assouplissement avant rupture en C.
Figure III. 5. Courbe force – déplacement typique pour un ligament OAB zone à
comportement élastique : OA zone "d'adaptation" à faible rigidité ; AB zone linéaire non
élastique [1].
Les propriétés des matériaux utilisés pour les ligaments sont montrées dans le
tableau III. 6.
Tableau III. 6. Caractéristiques mécaniques des ligaments. (ELigament).
L.L.A : ligament latéral antérieur, L.L.P: ligament latéral postérieur, L.C: ligament
capsulaire, L.J: ligament jaune, L.I.E: ligament inter- épineux, L.S.E: ligament surépineux,
L.I.T: ligament intertransversaire.
Auteur
(Réf)
Année
L.L.A. L.L.P. L.J. L.I.T. L.S.E L.I.E
Chazal [15] 24,875 61,6 104 556 36,3 36,3
Shirazi-Adl [18] 110,6 110,6 64,6 110,6 118,9 110,6
Goel [16] 20 20 19,5 58,7 11,6 15
Lu [17] 20 70 50 50 28 28
A
B
C
∆ (mm)
F (N)
0

69. 3 Chapitre III Caractéristiques mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale
53Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
III. 2. CINEMATIQUE ARTICULAIRE
L'étude expérimentale de la cinématique articulaire permet de caractériser les mouvements
relatifs entre deux segments corporels adjacents lors d'une situation naturelle : marche sur sol
horizontal, montée d'un escalier… qu'il s'agisse de l'articulation coxo fémorale, fémoro
patellaire, fémoro tibiale, ou de l'articulation intervertébrale. La cinématique articulaire est
dépendante de la stratégie de commande musculaire, de la forme des surfaces articulaires de
la forme des surfaces articulaire de la forme des butées articulaires, du comportement
mécanique des ligaments et des zones d'insertion ligamentaires. Pour l'articulation
intervertébrale il faut ajouter l'influence du disque intervertébral.
La colonne vertébrale étant assimilée à un mécanisme poly articulé constitué d'éléments
quasiment rigides (les vertèbres) et d'éléments très déformables (les disques et l'appareil
ligamentaire) le tout actionné par des muscles, l'étude du mouvement de la colonne sera
ramenée à l'étude du mouvement des vertèbres. Pour étudier le mouvement du rachis il est
donc nécessaire de faire appel à des repères liés à chacune des vertèbres ou repères
anatomiques locaux. Le repère local sera constitué par une origine O confondue avec le point
milieu de la droite joignant les cent roides O2
et O1
des plateaux vertébraux supérieurs et
inférieurs. Par un axe Oz confondu avec la droite O1
O2
, par un axe Ox postéro antérieur
perpendiculaire à Oz et enfin par un axe Oy latéral perpendiculaire à Ox et Oy (figure III. 6).
L'axe Ox sera appelé axe d'inflexion latérale, ou axe d'inclinaison frontale, l'axe Oy axe de
flexion extension ou axe d'inclinaison sagittale, l'axe Oz axe de rotation axiale.
(a) (b)
Figure III. 6. repère de référence, (a) : repère local, (b) : repère
global [1].

70. 3 Chapitre III Caractéristiques mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale
54Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
III. 3. MOBILITE DU RACHIS LOMBAIRE
Comme nous l’avons mentionné au début de ce chapitre, le disque intervertébral permet
une grande étendue de mouvements entre deux vertèbres (6 degrés de liberté), mais ceux-ci
sont limités par le jeu des articulations zygapophysaires et la mise en tension des ligaments.
Plus précisément, les massifs articulaires se comportent comme des guides dont la fonction
est d’orienter le mouvement et les structures capsulo-ligamentaires et les muscles comme des
freins qui vont rendre le mouvement harmonieux et lui donner des limites physiologiques.
Les amplitudes de ces mouvements sont très variables suivant les individus (âge, sexe,
musculature et élasticité des tissus) et suivant le niveau considéré.
La littérature présente surtout des études in vivo à partir des radiographies dynamiques (en
flexion-extension) qui seront synthétisées dans le chapitre 5, ainsi que des mesures globales
ou sur des pièces anatomiques [19].
Le mouvement de flexion-extension (figure III. 7) semble avoir une amplitude totale,
variable selon les différents auteurs, entre 57° et 90° [18], [19], [20], [21], [22], [23].
L’amplitude de mouvement segmentaire est maximale à L4-L5 et elle décroît de L5-S1 et
L3-L4 à L2-L3 et L1-L2 [24].
Ce mouvement est prépondérant circulaire autour d’un axe de rotation situé au niveau du
corps vertébral sous-jacent [25], Il présente certaines particularités, décrites dans la suite. Sur
la figure III. 7 on note la forme ovalaire du foramen en flexion, qui devient triangulaire en
extension, car sa partie inférieure est rétrécie par la protrusion discale et par le bombement du
ligament jaune et de la capsule articulaire postérieure.
Le mouvement d’extension, qui s’accompagne d’une hyperlordose, a une amplitude
moyenne de 35 ; le noyau se déplace vers l’avant et le disque, recouvert du ligament
longitudinal postérieur détendu, bombe en arrière.
Le mouvement est arrêté par la butée osseuse des arcs postérieurs et la tension du ligament
longitudinal antérieur, phénomène marqué au niveau de l’isthme de L5, ou le cisaillement
répété qui se crée peut favoriser, dans certaines circonstances, l’apparition d’une fracture de
fatigue [33].
Le mouvement de flexion est accompagné d’un redressement de la lordose et décrit en
moyenne 60° [24]. Dans cette situation, le nucleus se déplace vers l’arrière et exerce une forte
pression sur les fibres postérieure de l’annulus, tandis que le ligament longitudinal postérieur,
le ligament jaune et la capsule des articulations postérieures sont tendus.
Les muscles spinaux développent alors une force supérieure pour équilibrer la balance
rachidienne mais, après 60° de flexion, le système ligamentaire postérieur prend le relais des

71. 3 Chapitre III Caractéristiques mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale
55Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
muscles et tient seul le rachis lombaire en arrière, phénomène de flexion-relaxation décrit par
Floyd et Silver [33].
Figure III. 7. Mouvement de flexion -extension.
La mise en tension de ce système ligamentaire fait reculer L4 et L5, diminuant l’effort
tranchant au niveau des articulations inter-apophysaires lombo-sacrées, mais soumet
également l’arc postérieur à des contraintes élevées concentrées sur la partie inférieure du
pédicule, responsables dans certaines circonstances de la fracture de l’isthme (lyse isthmique)
[30], [33], [22].
L’inclinaison latérale unilatérale (droite ou gauche) se chiffre entre 20° et 28° [20], [21],
[22], [25], avec une forte limitation (amplitude quasi-nulle) au niveau L5-S1, du fait de
l’existence des ligaments ilio-lombaires.
La rotation axiale est très réduite au niveau lombaire, du fait de la configuration des
articulations zygapophysaires ; ce mouvement se produit autour d’un axe situé en zone
postérieure, sollicitant ainsi le disque intervertébral en cisaillement, ce qui le limite fortement
entre 5°et 13° [21], [22], [25], [26].
Etant donné que l’inclinaison latérale et la rotation axiale sont couplées (dû à la disposition
des facettes articulaires postérieures, les efforts appliqués sur les disques intervertébraux lors
des mouvements physiologiques sont une combinaison de compression, traction et
cisaillement [24], [27].
Nous présenterons les résultats obtenus in vivo et in vitro en précisant autant que possible
les paramètres de la mesure. Il est néanmoins conseiller de se reporter aux textes.
Flexion Extension
L4
L5
D2

72. 3 Chapitre III Caractéristiques mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale
56Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
III. 3. 1. Amplitudes des mobilités intervertébrales thoracique avec lombo-sacré
Tableau III. 7. La gamme de physiologie du mouvement du FSU [28].
Figure III. 8. Les mouvements du rachis lombaire [29].
Niveau
Vertébral
Flexion
Limites (°)
Extension
Typique (°)
Flexion
Limites (°)
Latérale
Typique (°)
Rotation
Limites (°)
Axiale
Typique (°)
Th1-Th2 3°-5° 4° 5° 5° 14° 9°
Th2-Th3 3°-5° 4° 5°-7° 6° 4°-12° 8°
Th3-Th4 2°-5° 4° 3°-7° 5° 5°-11° 8°
Th4-Th5 2°-5° 4° 5°-6° 6° 5°-11° 8°
Th5-Th6 3°-5° 4° 5°-6° 6° 5°-11° 8°
Th6-Th7 2°-7° 5° 6° 6° 4°-11° 7°
Th7-Th8 3°-8° 6° 3°-8° 6° 4°-11° 7°
Th8-Th9 3°-8° 6° 4°-7° 6° 6°-7° 6°
Th9-Th10 3°-8° 6° 4°-7° 6° 3°-5° 4°
Th10-Th11 4°-14° 9° 3°-10° 7° 2°-3° 2°
Th11-Th12 6°-20° 12° 4°-13° 9° 2°-3° 2°
Th12-L1 6°-20° 12° 5°-10° 8° 2°-3° 2°
L1-L2 5°-16° 12° 3°-8° 6° 1°-3° 2°
L2-L3 8°-18° 14° 3°-10° 6° 1°-3° 2°
L3-L4 6°-17 15° 4°-12° 8° 1°-3° 2°
L4-L5 9°-21° 16° 3°-9° 6° 1°-3° 2°
L5-S1 10°-24° 17° 2°-6° 3° 0°-2° 1°

73. 3 Chapitre III Caractéristiques mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale
57Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure III. 9. L'angle représentatif de la gamme du mouvement dans le FSU du thoracique
avec lombo-sacré [28].
00
100
200
00
50
100
00
50
100
Flexion / extension Flexion latérale Rotation axiale
Th1-Th2
Th2-Th3
Th3-Th4
Th4-Th5
Th5-Th6
Th6-Th7
Th7-Th8
Th8-Th9
Th9-T10
T10-T11
T11-T12
T12-L1
L1-L2
L2-L3
L3-L4
L4-L5
L5-S1

74. 3 Chapitre III Caractéristiques mécaniques et la Cinématique articulaire de la colonne vertébrale
58Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
III. 4. CONCLUSION
On remarque des variations des valeurs moyennes accompagnées d'écarts types ou de
valeurs extrêmes, pour une même grandeur physique d'un auteur à l'autre. Aussi pour pouvoir
analyser rigoureusement les résultats bibliographiques il faut connaitre les protocoles utilisés
et tenir compte de ces derniers dans l’exploitation des Résultats. Les caractéristiques
mécaniques des tissus osseux et des tissus mous composants le rachis émanent de plusieurs
auteurs et elles nous permettent de situer mécaniquement les différents tissus de la colonne les
uns par rapport aux autres. Les résultats exposés sont représentatifs du comportement
cinématique naturel de la colonne, ils nous renseignent sur les valeurs des amplitudes des
principaux mouvements, ces résultats mettent en évidence la similitude entre les amplitudes
de mobilité intervertébrale in vivo et les amplitudes de mobilité intervertébrale in vitro.

75. Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire 59
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78. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
62Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Chapitre IV
Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la
colonne vertébrale
 Introduction
 Modèles élastiques linéaires isotropes décrivant le comportement de
la colonne vertébrale (DVI)
 Géométrie et modèle 3D de la colonne vertébrale
 Modélisation numérique de la colonne vertébrale
 Modèle d’éléments finis
 Les différents cas de chargement
 États de l'interface
 Sélection des équations constitutives
 Maillage 3D par éléments finis de la colonne vertébrale
 Définition du problème de l’obésité
 Définition du problème de cartable
 Chargement antérieur.
 Définition du problème de lombalgie.
 Conclusion

79. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
63Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. ÉTUDE ET ANALYSE DES EFFORTS EXCENTRES APPLIQUES A LA COLONNE
VERTEBRALE.
IV. 1. INTRODUCTION
La prédiction du comportement mécanique du système de la colonne vertébrale est l’une
des majeures problématiques de la biomécanique [1]. Une meilleure compréhension des
mécanismes de déplacement d’une colonne vertébrale sous différentes charges et de la
répartition des contraintes dans ce système est d’une importance fondamentale dans
l'avancement des technologies dans les domaines des restaurations vertébrales, des prothèses
inter vertébrale, et de l'ortho ontologie [2]. Afin d’arriver à bout de cette analyse, nous
proposons dans ce chapitre de caractériser les propriétés mécaniques de l’os corticale, et du
ligament entre deux vertèbres et le disque inter vertébrale avec le nucleus. Ce disque inter
vertébral affecte considérablement la distribution des contraintes dans les vertèbres. Le travail
des disques intervertébraux est le transfert des charges à l'os corticale et réduire les
contraintes.
L'objectif de ce chapitre est de fournir une analyse entre une configuration géométrique du
système de la colonne vertébrale, de trouver l’effet des disques intervertébraux sur l'os
cortical, ensuite connaitre les cas favorables et défavorables pour des efforts excentrés dans la
colonne vertébrale et enfin analyser la distribution des contraintes dans ce système en utilisant
une simulation numérique 3D, basée sur les principes de la méthode des éléments finis.
IV. 2. MODELES ELASTIQUES LINEAIRES ISOTROPES DECRIVANT LE
COMPORTEMENT DE LA COLONNE VERTEBRALE
Dans le monde de la biologie, les atomes et les molécules sont organisés en cellules, tissus,
organes et organismes individuels. L'objectif de la biomécanique dans ce domaine est l’étude
du comportement des organes à l'intérieur et autour des organismes, la loi de Hooke-Lamé
décrit le comportement élastique linéaire isotrope d’un matériau indépendamment du temps.
Seuls deux paramètres sont nécessaires pour décrire un tel matériau : (i) le module
d'élasticité ou module de Young, et (ii) le coefficient de Poisson. Rees et al [3] donnent un
aperçu des modules d'élasticité et le coefficient de Poisson rapportés dans la littérature. La
plupart des simulations sur la mobilité de la colonne vertébrale utilisent la loi de Hooke-Lamé
pour décrire le comportement IVD. [4] [5].
Cependant, l'utilisation d'une telle loi suppose que les petites déformations, l’élasticité
linéaire, l'homogénéité et l'isotropie, sont en contradiction avec le comportement IVD observé
dans les expériences.

80. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
64Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
3
21
1- L’os cortical + l’os spongieux
(Corps plein).
2- Lame + le pédicule (l’arc
postérieur).
3- Le processus transverse.
IV. 3. GEOMETRIE ET MODELE 3D DE LA COLONNE VERTEBRALE
L’analyse des problèmes en biomécanique comporte plusieurs étapes. La première consiste
à étudier la forme en vue de définir la configuration géométrique de l'objet, ce qui permet la
reconstitution de la vertèbre, du ligament et de l'os en utilisant des programmes de CAO. Le
résultat est un modèle géométrique 3D reprenant ces trois composantes qui ensuite va être
préparé pour une utilisation dans des analyses par éléments finis permettant l’étude de la
répartition des contraintes dans le système.
IV. 3. 1. La colonne vertébrale (lombo-thoraciques)
La colonne vertébrale est subdivisée en trois parties (lombaires + thoraciques + cervicales),
nous nous intéressons dans notre étude à la partie lombaire, car elle est fragile et trop
sollicitée.
Etape à suivre pour l’exécution du modèle 3D (lombaire + thoracique) :
 Au départ, on dessine l’os corticale c’est à dire l’articulation supérieure et
l’articulation inferieure, est faire le lissage, cette dernière donne un corps plein nommé
le corps vertébral.
 On deuxième lieu, on déssine l’arc postérieur (la lame + le pédicule) avec le processus
épineux.
 Finalement on dessine le processus transverse.
Figure IV. 1. Vertèbre lombaire.

81. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
65Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Li
Hg Hd
Ls
Lm
IV. 3. 2. Construction du modèle de la colonne vertébrale
IV. 3 .2 .1. Les vertèbres
Les paramètres géométriques 3D sont calculés sur les reconstructions tridimensionnelles
des vertèbres. Il s’agit tout d’abord de hauteurs : hauteur antérieure (Ha), postérieure (Hp),
latérale gauche (Hg) et droite (Hd), et enfin la hauteur moyenne (H) qui correspond à la
distance entre les barycentres des plateaux vertébraux supérieurs et inférieurs (voir figures IV.
2 et IV. 3).
Figure IV. 2. Définition des paramètres géométriques : vue latérale.
Figure IV. 3. Définition des paramètres géométriques : vue de face.
HpHa H

82. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
66Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
On définit ensuite trois plans transversaux : le plan transverse moyen définit par Y= 0 dans
le repère vertébral, et les plans des moindres carrés des plateaux vertébraux supérieurs et
inférieurs, permettant de calculer les largeurs et profondeurs minimales et maximales du corps
vertébral [Lm, pm _max et pm_min pour le plan moyen, Ls, ps_max, ps_min et Li, pi_max et pi_min pour
les plans supérieur et inférieur, (voir figures IV. 3 et IV. 4)].
Le modèle du corps vertébral est ensuite construit à partir des valeurs de 12 paramètres :
 6 paramètres des plans transversaux : Lm, pm_min, Li, pi_min, Ls, ps_min.
 3 concavités postérieures : Cm = pm_max – pm_min, Ci = pi_max - pi_min, Cs = ps_max - ps_min.
 3 paramètres de hauteur : la hauteur moyenne H, le rapport des hauteurs dans le plan
sagittal R_AP = Ha / Hp, et le rapport des hauteurs dans le plan frontal:
R_DG = Hd / Hg.
Figure IV. 4. Définition des paramètres géométriques : vue supéro-inférieure.
ANG_A = α
ANG_P = β
X
Z
β
α
Ps_max
Ps_min
Ls
Θ

83. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
67Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Deux paramètres angulaires définissent les régions postérieure et antérieure du corps
vertébral (ANG_A et ANG_P). L’observation des modèles génériques de vertèbres permet de
fixer la valeur de ces deux angles à π/6 (figure IV. 4).
Les paramètres qui définissent la géométrie des pédicules sont les suivants :
H_centre_ped = 3/5 : position en Y du barycentre du pédicule fixée à 3/5 de la hauteur H du
corps vertébral.
ANG_PED = π/4 : angle qui définit la position du barycentre du pédicule par rapport à l’axe z
du repère vertébral (figure IV. 4).
H_ped = 0,60 : hauteur du pédicule fixée à 60% de la hauteur H du corps vertébral.
L_ped = 0,20 : largeur du pédicule fixée à 20% de la largeur Lm du corps vertébral.
Les valeurs des paramètres sont des approximations des valeurs réelles et sont issues de
l’observation des modèles génériques de vertèbres.
Enfin, 5 valeurs d’épaisseurs d’os cortical (ou cortico-spongieux dans notre cas) sont
affectées au modèle :
Ec_ant : épaisseur de la région antérieure (définie par ANG_A)
Ec_post : épaisseur de la région antérieure (définie par ANG_P)
Ec_G et Ec_D : épaisseurs des murs latéraux gauche et droite définis comme les régions
intermédiaires entre les régions antérieures et postérieurs.
Ec _ped : épaisseurs dans les pédicules.
Dans notre cas, en première approximation, ces épaisseurs sont égales et fixées à 3mm
(épaisseur d’os cortico-spongieux).
IV. 3. 2. 2. Le sacrum
En deuxième étape, on exécute le corps du sacrum tourné vers l'arrière et en rapport avec
l'os iliaque pour former deux fonctions : l’articulation (sacro-iliaque) et l’articulation
(lombaire-sacrum), Cette articulation ne permet que très peu de mouvements et transmit 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.
Pour le modèle 3D de sacrum on a deux paramètres importants :
Largeur du sacrum qui est définit par : LSACRUM.
Hauteur du sacrum qui est définit par : HS

84. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
68Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
LSACRUM
HS
(a) (b) (c)
Figure IV. 5. Définition des paramètres géométriques.
(a) : Vue antérieure, (b) : Vue postérieure, (c) : Vue latérale.
IV. 3. 2. 3. Le bassin
Figure IV. 6. Définition des paramètres géométriques du bassin.
(a) : Vue antérieure, (b) : Vue postérieure, (c) : Vue latérale.
Pour le modèle 3D de bassin on a deux paramètres importants :
Largeur du bassin qui est définit par : Lbassin.
Hauteur du bassin qui est définit par : Hb.
Hb
Lb
(a) (b) (c)

85. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
69Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 3. 2. 4. Les disques intervertébraux et les nucleus
Pour le modèle de la colonne vertébrale constituée de dix-sept (17) disques intervertébraux,
qui comprennent des noyaux aux centres, ces derniers ont deux rôles, l’articulation vertébrale
entre les vertèbres (L1- Th12) et l’articulation (lombaire-sacrum). Ces articulations nous
permettent d’amortir des chocs et ont un rôle majeur dans la mobilité de la colonne vertébrale.
Figure IV. 7. Définition des paramètres géométriques.
(a) : Vue antérieure, (b) : Vue postérieure, (c) : Vue latérale.
Pour le modèle 3D on a deux paramètres importants :
Le diamètre du noyau qui est définit par DN et l’épaisseur du disque intervertébral qui est
définit par ED.
Ensuite pour le ligament on a crée sept types de ligaments comme le montre la figure IV. 8
Figure IV. 8. Modèle géométrique en 3D des vertèbres lombaire (L 2+ L3) avec ligaments.
ED DN
(a) (b) (c)
Ligament flavume
Ligament capsulaire
Ligament
Interépineux
Ligament
Supraépineux Ligament
Longutidunale
antérieure
Ligament
Longutidunale
postérieure
Ligament
Intertransversaire

86. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
70Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 9. Modèle détaillée du bassin et sacrum (ligaments).
Le modèle global qui comporte le rachis lombaire (figure IV.10) a été réuni en utilisant
SolidWorks version (2016).
Figure IV. 10. La colonne vertébrale étudiée.
(a) : vue de droite. (b) : vue de face. (c) : vue de l’arrière.
(a) (b) (c) (d)
Sacrum
Basin
Ligament sacrotuberous
Ligament interosseuse
Ligament sacro-iliaque postérieure

87. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
71Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 3. 3. Les vertèbres thoraco-lombaire
Figure IV. 11. Les vertèbres de la colonne vertébrale étudiée.
Th8 Th7
Th6
Th5 Th4 Th3
L5
L4
L3
Th11 Th10 Th9
L1 Th12L2
Th2
S1
Th1

88. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
72Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 3. 4. Les disques intervertébraux
Figure IV. 12. Les disques intervertébraux étudiés.
Figue IV. 13. Modélisation 3D du segment L3, disque intervertébrale D4 (SOLIDWORKS
2016 software).
D1 D2 D3 D4
D17
D5 D6 D7 D8
D9 D10 D11 D12
D13 D14 D15 D16
D4 : Annulus fibrosus
N4 : Nucleus Pulposus
D4+ N4
L2
L’os spongieux
Arc postérieur
L’os cortical
Plaque cartilagineuse

89. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
73Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 4. MODELISATION NUMERIQUE DE LA COLONNE VERTEBRAL
IV. 4. 1. Introduction
Le modèle choisi est une colonne vertébrale (rachis lombaire) situé aux dessus du sacrum
et aux dessous de la colonne thoracique partie inférieure, dans la région de la colonne
vertébrale. Dans cette étude, L'os Trabéculaire (spongieux) a été modélisé comme étant une
structure pleine. Les composants de la colonne vertébrale ont été modélisés en utilisant le
logiciel de (CAO/DAO) SOLIDWORKS 2016.
Figure IV. 14. Assemblage en coupe.
TH4
L4
Th1
Th2
Th3
Th12
Th11
TH10
Th9
Th5
Th6
Th7
Th8
L1
L2
L3
L5
D17+N17
D16+N16
D15+N15
D9+N9
D2+N2
D3+N3
D4+N4
D6+N6
D7+N7
D8+N8
D13+N13
D14+N14
D11+N11
D1+N1
D10+N10
D12+N12
D5+N5
Sacrum
Bassin

90. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
74Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Le modèle complet en coupe est montré dans la figure IV.14. Le dessin et la conception
sont réalisés avec le logiciel solidworks 2016, les dimensions dépendent du patient, de la
région, de la race, …etc. Le médecin fait l’analyse de l’anatomie de la colonne vertébrale (en
particulier le volume osseux disponible) par un examen clinique et radiologique (souvent à
l’aide d’un scanner), il détermine ainsi la solution et les dimensions les plus appropriées au
cas présenté. Les dimensions des vertèbres et ses composants sont pris à partir des références
[2], [6], [7].
Figure IV. 15. Vue éclatée en coupe.
Figure IV. 16. Assemblage en perspective isométrique.

91. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
75Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Avec le développement des ordinateurs, les méthodes numériques se sont imposées comme
des compléments indispensables aux méthodes expérimentales traditionnelles [8] [9], pour
l'analyse du mouvement des corps des solides déformables surtout lorsque :
 Les formes géométriques de ces corps sont compliquées,
 Déformations qu'ils subissent sont grandes et les matériaux qui les constituent ont un
comportement non linéaire,
Le modèle numérique consiste d'une part à représenter géométriquement une configuration
Os-pro discale et d'autre part à établir les lois mécaniques régissant son comportement en tant
que solide déformable soumis à un ensemble de forces. Comme ce problème est complexe et
qu'aucune solution analytique n'est envisageable, il doit être fractionné en un ensemble de
sous problèmes pouvant être résolus à l'aide de logiciels informatiques utilisant la méthode
des éléments finis.
La figure IV. 17 représente le maillage, c'est-à-dire, la discrétisation en petits éléments de
volume des deux solides considérés qui sont l’os et pro discale.
Figure IV. 17. Maillage en éléments finis d'un système os (L2 + L4) - pro discale [10].
La modélisation par méthodes numériques requiert donc une description précise :
 De la structure osseuse (géométrie tridimensionnelle, distribution des densités osseuses,
propriétés mécaniques, lois de comportement),
 Des conditions de charge du système (flexion, extension, torsion).
Cette description permet ensuite après simulation par la méthode des éléments finis de
déterminer un certain nombre de variables biomécaniques comme la répartition des
contraintes dans les solides, la répartition des contraintes et micromouvements à l'interface os

92. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
76Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
pro discale à un instant donné ainsi que l'évolution en fonction du temps des densités de la
structure osseuse [11].
La modélisation par éléments finis s’avère donc être un outil particulièrement intéressant
pour ce genre d’analyses, à condition de réaliser des modèles numériques fiables et calibrés
soit par des mesures directes (ce qui impose une multiplication des examens scanner pour un
patient) ou bien par des données issues de la littérature (en conservant que chaque
expérimentation reste unique). De nombreuses études numériques ont été réalisées dans ce
sens [12].
Pour réaliser des modèles numériques reproduisant les phénomènes réels avec un maximum
de précision, il est très important de posséder une bonne connaissance de conditions telles que
l’anatomie, les conditions de chargement, les propriétés des matériaux, …etc.
IV. 5. MODELISATION PAR ELEMENTS FINIS
IV. 5. 1. Introduction
La méthode des éléments finis (F.E.M), utilisée depuis une trentaine d’années, est
appliquée à la modélisation des propriétés mécaniques des biomatériaux à partir de leur
structure depuis quinze ans environ.
En utilisant essentiellement les résultats de l’analyse d’images en 2D (Histomorphométrie)
ou en 3D (par tomographie, micro tomographie ou imagerie par résonance magnétique) et les
essais de caractérisation in vitro de l’os, la modélisation par éléments finis permet d’analyser
les comportements mécaniques de tissu osseux sous des charges induites par des prothèses
discale.
Cette méthode permet d’obtenir une approximation des solutions d’équations d’équilibre
de corps solides déformables soumis à des sollicitations d’origines diverses.
Les quantités mécaniques (déplacements, déformations, contraintes, …etc.) liées à
l’équilibre des solides et satisfaisant aux lois de la physique sont ainsi calculées en certains
points du solide modélisé. L’échantillon d’étude devient alors une structure découpée en un
nombre fini de sous-ensembles appelés éléments. Ces éléments sont constitués d’un nombre
fini de points appelés « nœuds ». Les éléments sont interconnectés par les nœuds,
généralement situés au milieu ou aux sommets des arches constituant les éléments, comme le
montre la figure IV. 18, formant ainsi le maillage de la structure initiale. Il existe plusieurs
types d’éléments pour les systèmes de modélisation en 3D : l’élément hexaédrique (brique) à
8 nœuds et l’élément tétraédrique à 10 nœuds par exemple.

93. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
77Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 18. Exemple de deux géométries 3D d’éléments utilisés pour la méthode des
éléments finis.
Les calculs mathématiques sont effectués uniquement aux nœuds. Après avoir calculé
l’équilibre de chaque élément, l’équilibre global du solide, sous un chargement donné, est
approché en sommant les contributions de chaque élément et en tenant compte des conditions
aux limites qui lui sont imposées.
Les principaux logiciels d’analyse par éléments finis de biomatériaux sont ABAQUS®
,
ANSYS®
, COSMOS®
, MSC PATRAN®
, …etc. Ce sont des logiciels éléments finis
généralistes qui traitent d’un très grand nombre d’applications en mécanique des solides, et
qui ont été utilisés par plusieurs auteurs pour la modélisation biomécanique.
Ce chapitre sera d’abord consacré à l’analyse statique de rachis lombaire modélisé dans le
chapitre précédant, ainsi qu’à l’ensemble des méthodes récentes associées à la génération de
ces modèles : maillage, attribution des propriétés des matériaux et définition des conditions de
chargement, validation du modèle.
IV. 5. 2. Application aux modèles numériques
Dans des conditions de chargement statique, le rachis lombaire reconstruit est utilisé dans
une analyse permettant d’étudier le rôle des disques intervertébraux et la répartition des
contraintes dans ces disques ainsi que dans ses structures d’appui. La colonne vertébrale en
3D est reconstruite pour étudier les dimensions du système (DIV-Ligament-os). Préparant
cette colonne pour une analyse par éléments finis, ce système est utilisé comme un moyen
d'effectuer une analyse des contraintes.
Elément tétraédrique à 10 nœudsElément hexaédrique à 8 nœuds

94. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
78Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 5. 3. Définition du problème
Tous les problèmes statiques en mécanique des solides peuvent généralement être définis
par les trois points principaux suivants :
 La géométrie des composants.
 Le comportement mécanique de ces composants.
 Les conditions aux limites.
IV. 5. 4. Conditions aux limites
Afin de définir les conditions aux limites, une restriction sur les mouvements de translation
et de rotation de la colonne vertébrale a été appliquée dont le plan inférieur est défini en tant
qu'ayant des déplacements nuls. Plusieurs charges dans tous les directions (antérieure,
postérieure, latérale (gauche et droit)) ont été appliquées de la manière suivante :
L’application de la charge sur la face supérieure de la colonne vertébrale.
La partie fixe appliquée sur le corps de sacrum.
IV. 6. LES DIFFERENTS CAS DE CHARGEMENT
Cas 1
Flexion antérieur (personne obèse) Flexion antérieur (personne normale)

95. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
79Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Cas 3
Flexion antérieure (chargement collé au corps) Flexion antérieure (chargement éloigné du corps)
Cas 2
Flexion postérieur (enfant scolaire)

96. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
80Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Cas 5 Cas 6
Flexion latérale Chargement de compression
Cas 4
Flexion du tronc (mauvaise posture).

97. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
81Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 7. ÉTATS DE L'INTERFACE
Les interfaces entre les différentes composantes du système de la colonne vertébrale, à
savoir, l’os cortical, disque intervertébrale et ligament sont traitées comme des interfaces
parfaitement collées.
IV. 8. SELECTION DES EQUATIONS CONSTITUTIVES
IV. 8. 1. L'os vertébral
La sélection des équations constitutives de l'os vertébral il est défini comme la partie de
l'os qui porte le disque intervertébral, il est composé de l'os cortical, l'os spongieux, l'arc
postérieur avec un module d'Young de l'ordre de 12000 MPa. Il est reconnu que l'os cortical
présente de meilleures capacités de charge que l'os spongieux, l’os cortical est considéré
comme un matériau isotrope, élastique linéaire et homogène.
IV. 8. 2. Le disque intervertébral
La sélection des équations constitutives de disque intervertébral comme décrite
précédemment, le disque est principalement constitué de deux matériaux principaux :
l'annulus de structure fibreuse présente une structure lamellaire complexe et élastique, très
résistante qui entoure le nucleus pulposus. Ces matériaux sont intrinsèquement anisotropes et
élastiques non linéaires. Néanmoins, dans le cadre de cette étude, ils sont considérés comme
isotropes et élastiques linéaires.
Tableau IV. 1. Caractéristique mécanique du tissu discal [13].
IV. 8. 3. Le ligament
Le comportement du LLA, LLP, LSI, LIE LIT et LC est viscoélastique non-linéaire.
Comme dans des études antérieures [14], une loi élastique linéaire est choisie pour représenter
ce comportement, les paramètres mécaniques des ligaments sont donnés dans le tableau IV. 2.
BROWN
(Axiale)
GALANTE
(Horizontale)
GALANTE
(Sens fibre)
WU
бr (N/mm2
) 1,4 3,5±0,3 10,7±0,9 3,7

98. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
82Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 8 .4. Propriétés des matériaux utilisés dans l’étude
Les propriétés des matériaux utilisés dans cette étude sont montrées dans le tableau IV. 2.
Tableau IV. 2. Les propriétés mécaniques du rachis lombaire.
Étant donné que le modèle a été principalement utilisé pour étudier les caractéristiques de rotation,
il a été jugé approprié pour définir l'os cortical et spongieux comme homogène et isotrope. Les
grandeurs de 12000 MPa et 100 MPa (cortical et spongieux, respectivement) ont été observées dans
toutes les études réalisées par les différents chercheurs. Depuis physiologiquement le noyau est rempli
de liquide, les éléments ont été assignés à faible rigidité (1MPa) valeurs et les propriétés
d’incompressibilité près (le ratio de Poisson 0,499). Biologiquement, l'anneau fibreux est constitué de
couches de fibres de collagène, qui attribue à ses caractéristiques non homogènes. Toutefois, en raison
des limitations dans la modélisation des capacités, l'anneau a été défini comme une structure
homogène d'une magnitude de 4,2 MPa. Cela était basé sur le module de la substance de masse (4,2
MPa) et les fibres de collagène dans la littérature, en tenant compte de la fraction volumique de chaque
composante.
IV. 9. MAILLAGE 3D PAR ELEMENTS FINIS DE LA COLONNE VERTEBRALE
Le logiciel ANSYSWORKBENCH dispose d’un puissant mailleur automatique, pouvant
analyser la géométrie et générer le maillage le plus adapté. Pour le comportement étudié, nous
avons utilisé des éléments tétraédriques, de type Solid187, conforme aux surfaces
paramétriques définies (figure IV. 19).
Composante
Module
Élastique
(E) (MPa)
Coefficient
de Poisson
REFERENCES
L’os cortical 12000 0.3 [15,17,18,19,20,21,22,23,24,25,26,31,40]
L’os spongieux 100 0.2 [15,18,19,21,22,23,25,26,28,29,30,31,40]
L’arc posterieur 3500 0.25 [17,18,19,22,23,25,26,28,31,32,41]
Plaque cartilagineuse 12000 0.3 [21,27,29,33]
Annulus fibrosus 4.2 0.45 [15,18,21,23,24,25,26,27,29,35,36,37,39,40,41]
Nucleus Pulposus 1 0.499 [16,18,19,20,22,24,25,32,34,37,38,39,40,41]
Ligament longitudinale antérieur 20 0.3 [18,19,21,22,23,41]
Ligament longitudinale postérieur 20 0.3 [14,18,19,21,22,41]
Ligament Flavum 19.50 0.3 [14,18,19,21,22,41]
Ligament Intertransversaire 58.7 0.3 [14,18,19,21,22,41]
Ligament inter-épineux 11.6 0.3 [14,18,19,21,22,41]
Ligament supra-épineux 15 0.3 [14,18,19,21,22,41]
Ligament capsulaire 32.9 0.3 [14,18,19,21,22,41]
Basin 12000 0.3 [15,17,18,19,20,21,22,23,24,25,26,31,40,42]
Ligament Sacrotuberous 40 0.3 [15,17,18,19,20,21,22,23,24,25,26,31,40,42]
Ligament sacro-iliaque postérieur 40 0.3 [15,17,18,19,20,21,22,23,24,25,26,31,40,42]
Ligament interosseuse 40 0.3 [15,17,18,19,20,21,22,23,24,25,26,31,40,42]

99. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
83Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Le maillage des composants est simple et se compose d'éléments linéaires tétraèdres à 10
nœuds (figure IV. 20). Puisque le disque intervertébral expérimente les plus importantes
contraintes et déformations sous un chargement différent, il est donc nécessaire de mailler les
composantes de la colonne vertébrale avec des éléments petits et confondus (figure IV. 19)
afin d’assurer une précision optimale dans les calculs. Par conséquent, on peut évaluer les
résultats des contraintes et déformations dans les disques intervertébraux.
Figure IV. 19. Maillage global de l’ensemble.
La simulation de la dégénérescence du disque est fondée sur un modèle d'éléments finis de
la colonne vertébrale en bonne santé. Le modèle se compose de cinq vertèbres lombaires (L1 ,
L2, L3 , L4 et L5) plus le sacrum , douze vertèbres thoraciques ( Th1, Th2, Th3, Th4, Th5,
Th6, Th7, Th8, Th9, Th10, Th11, Th12) et 17 disques intervertébraux entre (S1-L5, L5-L4,
L4-L3, L3-L2, L2-L1, L1-Th12, Th12-Th11, Th11-Th10, Th10-Th9, Th9-Th8, Th8-Th7,

100. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
84Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Th7-Th6, Th6-Th5, Th5-Th4, Th4-Th3, Th3-Th2, Th2-Th1) et les divers ligaments du rachis
lombaire-thoracique ( ligament longitudinal antérieur , ligament longitudinal postérieur ,
ligament intertransversaire , ligament inter-épineux , ligament supra-épineux , ligament jaune
et ligament capsulaire).
IV. 9. 1. Maillage des différents composants
Figure IV. 20. Modélisation 3D par éléments finis des vertèbres de la colonne vertébrale.
Th9 Th8 Th7 Th6 Th5
Th4 Th3 Th2 Th1
L5 L3 L2L4
L1 Th12 Th11 Th10

101. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
85Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 21. Modélisation 3D par éléments finis des disques intervertébraux.
D1
BASSIN S1
D2 D3 D4 D5
D6
D7 D8 D9
D10 D11 D12
D13
D14 D15 D16 D17

102. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
86Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 22. Maillage confondu entre les composantes du rachis lombaire.
IV.9 .2. Statistiques
Les résultats du maillage sont représentés dans le tableau IV- 3.
Tableau IV. 3. Résultats du maillage.
Composantes
Nombre de
nœuds
Nombre de
d’éléments
Taille d’élément
L’os cortical 21649693 15705262 1mm
L’os spongieux 1285149 907766 1mm
L’arc posterieur 3903081 2704598 1mm
Plaque cartilagineuse 2771090 1845025 1mm
Annulus fibrosus 1217166 686664 1mm
Nucleus Pulposus 862172 601970 1mm
Ligament longitudinale antérieur 851997 560300 1mm
Ligament longitudinale postérieur 222823 138478 1mm
Ligament Flavum 113948 49288 1mm
Ligament intertransversaire 125550 54540 1mm
Ligament inter-épineux 90066 39168 1mm
Ligament supra-épineux 13923 6052 1mm
Ligament capsulaire 104720 45832 1mm
Ligament Sacrotuberous 227762 124864 1mm
Ligament sacro-iliaque postérieur 120322 81618 1mm
Ligament interosseuse 296166 205824 1mm
TOTAL 36380617 25499485 1mm
L4
L5
D3
D2
D1

103. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
87Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
La figure IV. 19 montre un processus de maillage condensé de taille 1mm appliqué sur les
composantes de la colonne vertébrale (l’os corticale, l’os spongieux, plateaux vertébraux
cartilagineux, l’arc postérieur, bassin, sacrum, annulus fibrosus, nucleus pulposus et les dix
ligaments). Le modèle complet se compose de 25499485 éléments et 36380617 nœuds qui ont
été modélisés avec des éléments tétraédriques à 10 nœuds. L’os cortical a été modélisé avec
15705262 éléments, 21649693 nœuds ; l’os spongieux dans l’os cortical a été modélisé avec
907766 éléments, 1285149 nœuds ; le noyau pulposus dans l'anneau fibreux a été modélisé
avec 601970 éléments, 862172 nœuds ; l’arc postérieur a été modélisée avec 3903081
éléments, 3903081 noeuds et l’annulus fibrosus a été modélisé avec 686664 éléments,
1217166 nœuds.
Les dix ligaments (ligament longitudinale antérieur, ligament longitudinal postérieur,
ligamentum flavum, ligament inter-transverse, ligament inter-épineux, ligament supra-
épineux, ligament capsulaire, ligament Sacrotuberous, Ligament sacro-iliaque postérieur et
ligament interosseux) sont aussi modélisés par des éléments tétraédriques à 10 nœuds, type
(Solid187) conformes aux interfaces de surfaces paramétriques définies. Les nombres des
éléments et des nœuds pour chaque ligament sont donnés dans le tableau IV. 3.
Les propriétés des matériaux des composants de la colonne vertébrale (modèle défini) ont été
sélectionnées après un examen minutieux de la littérature spécialisée, publiée et sont résumées
dans tableau IV.2.

104. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
88Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 10. DEFINITION DU PROBLEME DE L’OBESITE
IV. 10. 1. Introduction
On définit souvent l’obésité simplement comme une
accumulation anormale ou excessive de graisse dans les
tissus adipeux, pouvant engendrer des problèmes de santé.
Cependant, les sujets obèses montrent des différences non
seulement dans les excédents de graisse qu’ils accumulent,
mais aussi dans la répartition anatomique de cette graisse.
Cette répartition de la masse grasse joue un rôle dans les
risques associés à l’obésité et le type de maladie qui en
résulte. En effet, une répartition abdominale de la graisse
est un facteur de risque de maladie
aussi important que l’excès de
masse grasse en soi. Il est donc
utile de pouvoir distinguer les
sujets présentant un risque
augmenté du fait d’une
« répartition abdominale de la
graisse », souvent connue sous le
nom « d’obésité androïde », de
ceux qui montrent une répartition
« gynoïde » moins grave, dans
laquelle la graisse se répartit plus
uniformément et de façon périphérique [43].
Le terme de l’obésité est défini comme une charge excentrique (figure IV. 23), cette charge
est représentée par la masse du ventre P3 (voir figure IV. 24) créé un moment de flexion qui
tend à plier la colonne vertébrale et engendrant un problème appelé l’hernie discale lombaire
qui est la cause la plus fréquente de lombalgie. Ce problème peut affecter les deux sexes mais
il est plus répandu chez les hommes.
La figure IV. 25 montre deux vertèbres de la colonne vertébrale avec un disque
intervertébral sous l’effet d’un chargement composé (la compression P1 + moment de flexion
de P2 et P3). La charge de compression P1 crée une pression interne au niveau du nucleus,
cette pression par la suite va engendrer la dégénérescence discale (la discopathie), en ce qui
concerne la flexion antérieure (P2, P3), elle provoque des mouvements répétitifs, si la charge
P1
P3
P2
Figure IV. 24. Colonne vertébrale d’une personne
obèse soumise aux charges P1, P2 et P3.
Figure IV. 23. Personne
obese [6].

105. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
89Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
d’obésité augmente, nous remarquons que la partie postérieur de l’anneau fibrosus se tend et
l’autre partie antérieure se comprime c’est-à-dire la noyau gélatineux fait irruption en arrière
(compression postérieure), cette compression produit la saillie discale qui vient en contact
d’une racine nerveuse appelée hernie discale (figure IV. 26).
IV. 10. 2. Explication du modèle biomécanique (personne normale)
Le schéma de la figure IV. 27 représente une personne normale en position debout de
poids spécifique globale 80 kg, la masse globale (Tête, Cou, Bras (gauche + droite), Avant-
Bras (Gauche + droite), main (gauche + droite)) est de 13,45 kg deviser par la surface
supérieure de la vertèbre thoracique Th1 représentant la pression P1, la charge P2 représentant
la masse du Tronc Supérieur du corps est de 12,768 kg, la distance entre la charge P2 qui est
le point d'application de la charge et l'axe (yy') est de 200 mm.
La masse totale du tronc inferieur du corps humain choisi est égale 22 kg représentée par
P3, la distance entre le point d'application de la charge P3 et l'axe (yy') est de 250 mm. Pour
les conditions aux limites, on fixe le sacrum (Encastrement au niveau du sacrum).
Nous proposons dans cette section de dresser une étude approfondie des distributions des
contraintes de Von Mises et des déformations élastiques dans les disques intervertébraux en
fonction des charges supportées.
Les distributions de l'état global des contraintes pour chaque composante de notre modèle
ont été présentées sous l'effet de chargement antérieur. Une analyse quantitative a été réalisée,
basée sur une échelle de couleurs visuelle progressive, prédéfinie par le logiciel utilisé
(ANSYS Workbench 16.2), allant du bleu foncé au rouge.
Figure IV. 25. Le disque intervertébral.
(a) : la compression (b) : la flexion. [44].
Figure IV. 26. Distribution des charges au
niveau du disque selon son état [45].

106. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
90Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 27. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (personne normale).
IV. 10. 3. Flexion antérieur (personne obèse)
IV. 10. 3. 1. Explication du modèle biomécanique
Le schéma de la figure IV. 28 représente trois personnes en position debout de poids
spécifique globale de chaque personne (120kg, 160kg, 200kg), la masse globale (Tête, Cou,
Bras (gauche + droite), Avant-Bras (Gauche + droite), main (gauche + droite) égale à
(18,72kg, 26,94kg, 33,638kg) divisée par la surface supérieure de la vertèbre thoracique
Th1 représentant la pression P1, la charge P2 représente la masse du Tronc Supérieur du corps
et est de (19,152 kg, 25,530kg, 31,92kg), la distance entre la charge P2 qui est le point
d'application de la charge et l'axe (yy') est de 200 mm. La masse totale du tronc inferieur du
corps humain de chaque personne est égale à (33 kg, 44kg, 55kg) représentée par P3, la
distance entre le point d'application de la charge P3 et l'axe (yy') varie entre 300 mm et
500mm. Pour les conditions aux limites, on fixe le sacrum (encastrement au niveau du
sacrum). Nous proposons dans cette section de dresser une étude approfondie des
distributions des Contraintes de Von Mises et des déformations élastiques dans les disques
intervertébraux en fonction des charges supportées.
P1
P2
P3
P2
P3
P1
P2
P3
P1 = - 0.3014Mpa P2 = - 127.58N
58
P2 = - 220N
58
P1
P2
P3
Y
Z
P1

107. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
91Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Les distributions de l'état global des contraintes pour chaque composante de notre modèle
ont été présentées sous l'effet de chargement postérieur. Une analyse quantitative a été
réalisée, basée sur une échelle de couleurs visuelle progressive, prédéfinie par le logiciel
utilisé (ANSYS Workbench 16.2), allant du bleu foncé au rouge.
Figure 6. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (personne normale).
Figure IV. 28. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (personne obèse).
P1
P2
P3
Z
Y
P1 = - 0.4194 MPa
P2 = - 191.52N
58P3 = - 330N
58
P1 = - 0.6037 MPa
P2 = - 255.30N
58P3 = - 440N
58
P1 = - 0.7537MPa
P2 = - 319.2N
58P3 = - 550N
58
(a) (b) (c)
P1
P2
P3
P2
P3
P1
P1
P2
P3

108. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
92Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 10. 3. 2. Contraintes et déformations dans les DIV (personne normale)
Figure IV. 29. Histogramme des contraintes et déformations de Von mises dans les DIV pour
personne normale.
La figure IV. 29 montre que le chargement antérieur d’une personne normale présente des
contraintes et déformations maximales de Von Mises concentrée dans le disque intervertébral
D1 c’est-à-dire entre le sacrum et le vertébré lombaire L5.
IV. 10. 3. 3. Contraintes et déformations dans le disque D1 (personne normale)
Figure IV. 30. Distributions des contraintes et déformations de Von mises dans le disque D1
pour une personne normale.
Autrement dit la figure IV. 30 montre clairement que le chargement antérieur avec un bras
de levier égale 250 mm génère des contraintes et déformations maximales concentrées dans le
disque D1, respectivement égales à 13.485 MPa et 3.3539 mm/mm.
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (D1).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (D1).
Moelle épinière
Moelle épinière déformée

109. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
93Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 10. 3. 4. Contraintes et déformations dans les disques intervertébraux
(DIV) (personne obèse)
Figure IV. 31. Histogramme des contraintes et déformations dans les DIV pour différents
chargements, (a) : 33kg, (b) : 44kg, (c) : 55kg.
(b)
(c)
(a)

110. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
94Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Nous remarquons dans la figure IV. 31 le chargement mixte (compression P1 + moment de
flexion de P3) présente un contour des contraintes maximales partie en rouge au niveau du
disque D1 et nous constatons sur cette figure la partie antérieure du disque D1 comprimée et
l’autre partie tractée (voir figure IV. 32).
Nous constatons dans la figure IV. 33 que la dégénérescence discale débute souvent, après
une phase de déshydratation asymptomatique, par des fissures (déchirures de l’anneau fibreux
du disque D1).
Figure IV. 32. Distributions des contraintes et déformations dans les DIV pour différents
chargements, (a) : 33kg, (b) : 44kg, (c) : 55kg.
Le noyau N1 peut alors, le long de ces fissures, migrer dans l’épaisseur de l’anneau D1 et
entraîner des douleurs lombaires, aigües ou chroniques. S’il se déplace encore plus au travers
de l’anneau, le noyau N1 peut saillir à la face postérieure du disque D1 en formant alors une
hernie discale.
Cette hernie peut, au travers d’une rupture complète de l’annulus, migrer dans le canal
vertébral latéralement, ou vers le haut, ou vers le bas, et même s’exclure en sortant du disque.
Cette hernie discale peut venir comprimer, « coincer », une ou plusieurs racines nerveuses à
proximité du disque. Elle est la cause des symptômes : « sciatique » lorsque la douleur siège
en arrière de la cuisse, ou « cruralgie » lorsque la douleur siège en avant de la cuisse. Elle
comporte de manière variable des douleurs dans les membres inférieurs, des sensations de
fourmillement ou de picotement (paresthésies), des sensations de perturbation de la sensibilité
Contrainte de Von Mises (D1).
Postérieur
Antérieur
Déformation de Von Mises (D1).
Postérieur
Antérieur
Contrainte de Von Mises (D1).
Postérieur
Antérieur
Déformation de Von Mises (D1).
Postérieur
Antérieur
Contrainte de Von Mises (D1).
Postérieur
Antérieur
Déformation de Von Mises (D1).
Postérieur
Antérieur
(a) (b) (c)

111. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
95Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
(dysesthésies), pouvant aller jusqu’à une anesthésie, des troubles moteurs (perte de force
musculaire ou paralysie partielle ou complète d’une partie du membre inférieur).
La figure IV. 31 montre un histogramme des contraintes et déformations dans les disques
intervertébraux, nous remarquons pour une charge d’obésité du 33 kg les contraintes et les
déformations sont concentrées dans le disque D1 qui se situe dans la partie inférieure de la
colonne vertébrale entre le sacrum et la vertèbre lombaire L5 et sont respectivement égales à
22,078 MPa et 5,4912 mm/mm, le chargement d’obésité 44 kg (figure IV. 28) montre
clairement que les contraintes et déformations de Von Mises sont concentrées dans le disque
D1 et sont respectivement égales à 35,119 MPa et 8,7354 mm/mm (voir figure IV. 31) ; tandis
que pour le chargement d’obésité 55 kg (charge éloignée du l’axe de la colonne vertébrale) ce
dernier crée un moment de flexion vers l’avant et on constate que le disque intervertébrale D1
supporte une valeur maximale de contrainte de 50,68 MPa par rapport aux autres disques du
système de la colonne vertébrale (figure IV. 32).
Figure IV. 33. Hernie discale : (a) protrusion discale, (b) compression de la racine nerveuse,
(c) extrusion.
La charge de compression P1 (figure IV. 28) crée une pression intra discale au niveau du
nucleus N1, cette pression par la suite va engendrer la dégénérescence discale (la discopathie),
en ce qui concerne le chargement de flexion antérieur P3 il provoque des mouvements
répétitifs, si la charge d’obésité augmente nous remarquons que la partie postérieure de
l’anneau fibrosus du disque D1 se tend et l’autre partie antérieure se comprime, c’est-à-dire le
noyau gélatineux N1 fait irruption en arrière (compression postérieure), cette compression
N1 : nucleus pulposus
D1 : annulus fibrosus
Racine nerveuse comprimé
Disque déchiré
(a)
(b)
(c)
Disque bombée
Tension Compression
N1
D1

112. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
96Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
produite par la saillie discale vient en contact d’une racine nerveuse appelé hernie discale
médiane (figure IV. 33).
IV. 10. 3. 5. Contraintes et déformations dans les composantes du disque D1 (personne
obèse)
Figure IV. 34. Distributions des contraintes et déformations dans le disque D1 pour une
charge de 55kg.
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (AF6).
Postérieur
Antérieur
Déformation de Von Mises (AF1).
Contrainte de Von Mises (AF1).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (AF4).
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (AF4).
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (AF6).
Déformation de Von Mises (N1).
Postérieur
Antérieur
Contrainte de Von Mises (N1).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (AF3).
Postérieur
Antérieur
Contrainte de Von Mises (AF3).
Postérieur
Antérieur
Déformation de Von Mises (AF2).
Postérieur
Antérieur
Contrainte de Von Mises (AF2).
Postérieur
Antérieur
Déformation de Von Mises (AF5).
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (AF5).
Postérieur
Antérieur

113. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
97Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Le chargement d’obésité antérieur avec un bras de levier égale à 500 mm génère des
contraintes et des déformations maximales concentrées dans les composantes (annulus
fibrosus) du disque D1 (N1, AF1, AF2, AF3, AF4, AF5, AF6) qui sont respectivement égales
à (4,8787 MPa, 14,452 MPa, 14,723 MPa, 16,109 MPa, 18,258 MPa, 50,68 MPa, 26,222
MPa) et (4,8996 mm/mm ; 3,4878 mm/mm ; 3,5064 mm/mm ; 3,8362 mm/mm ;
4,3477mm/mm ; 12,606 mm/mm ; 7,06 mm/mm) voir figure IV. 34.
Figure IV. 35. Histogramme des contraintes et déformations dans le disque D1 pour une
charge de 55kg.
La figure IV.35 montre un histogramme des contraintes et déformations dans les
composantes du disque D1, nous constatons que le chargement d’obésité d’une personne de
poids spécifique total de 200 kg présente des contraintes et déformations plus grandes dans le
anneau fibreux AF5, ce qui veut dire que le dit anneau est le plus sollicité en cas de flexion
antérieure, partant de ce fait, on remarque sur la figure IV. 34, que la partie tractée du disque
D1 est plus importante que la partie comprimée (écrasée).
La figure IV. 36 montre clairement une coupe sagittale d’une IRM lombosacrée en Th2
montrant une hernie discale postéro-latérale gauche exclu à l’étage (S1-L5 et L5-L4), coupe
axiale montrant une hernie discale doublée (S1-L5 et L5-L4) postéro latérale gauche exclu et
nous constatons que la dégénérescence discale débute souvent après une phase de
déshydratation asymptomatique, par des fissures (déchirures des anneaux fibreux AF1, AF2,
AF3, AF4, AF5, AF6, voir figure IV. 35).

114. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
98Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
D’autre part la figure IV. 36 montre que le chargement d’obésité donne des douleurs au
niveau lombaire c’est-à-dire la moelle épinière est comprimée, une douleur apparait dans le
membre inférieur du côté de la hernie. Selon le niveau du disque atteint, le nerf comprimé est
le nerf sciatique (douleur en arrière ou sur le côté de la jambe ou de la cuisse) ou le nerf crural
(douleur sur le devant de la cuisse et du tibia). A de rares exceptions près, une hernie discale
ne fait pas mal dans le bas du dos (une lombalgie) de façon isolée mais fait surtout mal dans
la jambe. A côté de la douleur, des troubles de la sensibilité peuvent survenir (pertes de
sensations, fourmillements ou engourdissements). Ils ne sont généralement pas graves sauf
s’ils surviennent sur les organes sexuels dans les cas les plus graves, une paralysie peut
apparaître au niveau du pied (pied qui tombe), du genou (genou qui lâche) ou au niveau des
organes sexuels (incontinence urinaire, anale, impuissance). C’est l’importance de la paralysie
(partielle ou totale) qui fait la gravité de l’hernie.
Le diagnostic de l’hernie discale est fait à l’aide du scanner ou IRM. En dehors des cas
avec une paralysie il n’y a pas d’urgence à demander ces examens. Une fois faits, ils
permettent de visualiser l’hernie et d’expliquer la douleur.

115. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
99Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 36. IRM du rachis lombosacré d’une personne obèse de 50 ans, (a) : Coupe
sagittale d’une IRM lombaire en Th2 montrant l’aspect d’une hernie discale doublé (S1-L5),
(L4-L5), (b) : Coupe axiale d’une IRM lombosacrée en Th2 montrant une hernie discale
postéro-latérale gauche exclue au niveau de (S1-L5) et (L4-L5).
))
Hernie discale postéro-latérale gauche
exclu.
(S1-L5) (S1-L5)
(L5-L4)(L5-L4)
Hernie discale postéro-latérale gauche
exclu.
S1
L5
L4
L3
L2
L1
Th12
S1
L5
L4
L3
L2
L1
Th12
S1
L5
L4
L3
L2
L1
Th12
S1
L5
L4
L3
L2
L1
Th12
Hernie discale postéro-latérale gauche Hernie discale postéro-latérale gauche
(a)
(b)

116. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
100Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 10. 3. 6. Contraintes et déformations dans l’os cortical et l’os spongieux (personne
obèse)
Figure IV. 37. Histogramme des contraintes et déformations dans l’os cortical pour différents
chargements, (a) : 33kg, (b) : 44kg, (c) : 55kg.
(a)
(b)
(c)

117. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
101Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 38. Histogramme des contraintes et déformations dans l’os spongieux pour
différents chargements, (a) : 33kg, (b) : 44kg, (c) : 55kg.
(b)
(c)
(a)

118. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
102Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 39. Distributions des contraintes et déformations dans l’os cortical pour différents
chargements, (a) : 33kg, (b) : 44kg, (c) : 55kg.
Figure IV. 40. Distributions des contraintes et déformations dans l’os spongieux pour
différents chargements, (a) : 33kg, (b) : 44kg, (c) : 55kg.
Déformation de Von Mises (Th5).
Postérieur
Antérieur
Contrainte de Von Mises (Th5).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (Th5).
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Déformation de Von Mises (Th5).
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (Th5). Contrainte de Von Mises (Th5).
Antérieur
Postérieur
(a) (b) (c)
(a) (b) (c)
Contrainte de Von Mises (Th5).
Postérieur
Antérieur
Déformation de Von Mises (Th5).
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (Th5).
Postérieur
Antérieur
Déformation de Von Mises (Th5).
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (Th5).
Postérieur
Antérieur
Déformation de Von Mises (Th5).
Antérieur
Postérieur

119. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
103Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Un chargement d’obésité antérieur appliqué sur la surface supérieure de la vertèbre
thoracique Th12 de la colonne vertébrale entraîne une forte concentration de contraintes
normales maximales dans la partie antérieure de la vertèbre thoracique Th5 (partie rouge) ceci
est mentionné dans les figures IV. 37 et IV. 39.
La figure IV. 38, montre que les trois personnes obèses présentent des contraintes et
déformations maximales dans l’os spongieux de la vertèbre thoracique Th5, cette vertèbre est
le plus sollicité parmi les autres, en effet elle est comprimée fortement dans une partie et
tracté de même dans une autre partie, ceci est bien montré dans la figure IV. 40, où on voit
dans la légende, les parties comprimées et les parties tractées, dont la valeur maximale en
module est de 191,94 MPa.
D’autre part la figure IV. 37 présente l’augmentation des contraintes de Von mises dans la
région dorsale c’est-à-dire au niveau de la vertèbre thoracique Th5 qui sont égales à (4119,9
MPa, 6460,2 MPa, 9192,9 MPa), autrement dit les valeurs des déformations dans la dite
vertèbre sont égales à (0,45534 mm/mm, 0,71401 mm/mm, 1,0161 mm/mm).
Lorsque la charge d’obésité est égale à 55 kg avec un bras de levier 500 mm, elle génère
un mouvement répétitif, nous remarquons que cette charge provoque pour les trois personnes
obèses des contraintes et déformations maximales au niveau de l’os spongieux Th5 qui sont
respectivement égales à (86,022MPa, 134,88MPa, 191,49MPa) et (0,91645 mm/mm,
1,437mm/mm, 2,0449 mm/mm), voir figure IV. 40.

120. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
104Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 10. 3. 7. Contraintes et déformations dans le bassin (personne obèse)
Figure IV. 41. Distributions des contraintes et déformations dans le sacrum pour différents
chargements, (a) : 33kg, (b) : 44kg, (c) : 55kg.
La masse de la graisse en plus de la masse du ventre représente le chargement antérieur qui
provoque une contrainte concentrée dans le sacrum, de plus en augmentant la distance entre
l’axe de la colonne vertébrale et le point d’application de la charge, les contraintes et les
déformations augmentent (figure IV. 41) et sont respectivement égales à (86,022 MPa ;
134,88 MPa ; 191,49 MPa) et (0,91645 mm/mm, 1,437 mm/mm, 2,0449 mm/mm).
IV. 10. 3. 8. Comparaison des contraintes et déformations dans les DIV
Figure IV. 42. Histogramme des contraintes et déformations dans les disques intervertébraux
pour différentes charges.
Contrainte de Von Mises (bassin).
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (bassin).
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (bassin).
Antérieur
Postérieur
(a) (b) (c)
Déformation de Von Mises (bassin).
Postérieur
Antérieur
Déformation de Von Mises (bassin).
Postérieur
Antérieur
Déformation de Von Mises (bassin).
Postérieur
Antérieur

121. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
105Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 43. IRM du rachis lombosacré d’une personne obèse de 46 ans montrant : (a),
Coupe axiale d’une IRM lombosacrée en Th2 montrant une hernie discale (S1-L5) postéro-
latérale gauche, (b), Coupe sagittale d’une IRM lombosacrée en Th2 montrant une hernie
discale (S1-L5) postéro latérale gauche Au niveau de (S1-L5).
En somme, on peut dire que le chargement d’obésité est certainement un facteur aggravant,
et peut provoquer à long terme des problèmes de dos et des déformations de la colonne
vertébrale, le modèle 3D de la colonne vertébrale d'une personne obèse sous l'effet d'une
charge excentrique P3 est calculé par la méthode des éléments finis (FEM) montrant des
contraintes et des déformations maximales concentrées dans le disque intervertébral (D1) et
sont respectivement égales à (22,078 MPa ; 35,119 MPa ; 50,68 MPa) et (5,491 mm/mm ;
8,7354 mm/mm ; 12,606 mm/mm), voir figure IV. 42.
D’autre part, les figures IV. 42 et IV. 43, montrent que les deux disques intervertébraux
(D1, D2) sont les plus endommagés et leur dégénérescence commence souvent après une
phase de déshydratation asymptomatique par des fissures, des déchirures des deux anneaux
(D3, D4) ; les deux noyaux (N1, N2) peuvent alors le long de ces fissures migrer dans
l'épaisseur des deux anneaux (D1, D2), et provoquer des douleurs dorsales aiguës ou
Hernie discale latérale exclu
(S1-L5)
Moêlle épinière
Moêlle épinière
(S1-L5)
P
(a)
S1
L5
L4
L3
L1
Th12
Th11
(b)
Disque endommagée
L2

122. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
106Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
chroniques. Si les deux noyaux (N1, N2) se déplacent plus à travers deux anneaux (D3, D4),
ils peuvent se projeter à la face postérieure du disque en formant une hernie discale lombaire.
Cette hernie peut engendrer une rupture complète de l'anneau, et peut migrer latéralement
dans le canal vertébral vers le haut ou vers le bas, et même s’exclure en laissant le disque. La
hernie discale peut venir comprimer une ou plusieurs racines nerveuses « bloquées » à
proximité du disque et engendrer des douleurs "sciatique".
IV.10. 3. 9. Conclusion
En conclusion, pour les trois cas de chargement d’obésité étudiés, la distribution des
contraintes normales maximales dans les disques intervertébraux montre que ces dernières
sont concentrées dans le disque D1 en contact avec la vertèbre L5 et le sacrum. En outre les
contraintes sont à leurs maximums comme mentionné dans les figures IV. 43 et IV. 32.
Cette étude montre que la distance entre le point d'application de la charge et l'axe de la
colonne vertébrale joue un rôle important dans l'augmentation des contraintes au niveau des
disques intervertébraux.

123. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire 107
IV. 11. DEFINITION DU PROBLEME DE CARTABLE
IV. 11. 1. Introduction
Chaque année, c'est le même constat, les cartables des
écoliers ou bien les sacs-à-dos sont trop lourds et peuvent
entraîner à long terme des problèmes de dos et des déformations
de la colonne vertébrale c’est à dire les élèves se plaignent de
maux de dos, de douleurs aux épaules, de douleurs musculaires,
de douleurs aux genoux, de douleurs aux cou, de douleurs
d’engourdissement, d'une mauvaise posture, d'un mauvais
équilibre et de chutes dues au port d'un sac à dos trop chargé
(voir figure IV. 44) [46].
Pire, leur poids augmente au fil des années de 6,5 kg en 1997
à 8 kg aujourd'hui dans le meilleur des cas. Cela reviendrait à
faire porter à un adulte de 80 kg un poids de 17 kg. Pourtant, la
circulaire officielle de l'éducation nationale de 2008 préconise
clairement que le poids du cartable ne doit pas excéder 10 % du poids de l’enfant, en primaire,
soit, environ 2,5 kg... nous en sommes loin !! C'est entre 8 et 15 ans que le dos est le plus
fragile, et des études scientifiques ont montré par
l'imagerie (IRM), que les risques de lésions articulaires
et du disque intervertébral sont réels [46].
Durant cette période d'âge scolaire, la colonne
vertébrale des enfants est particulièrement malmenée.
Avec leurs cartables trop lourds, les élèves sont de
véritables portefaix, provoquant des raideurs et des
douleurs, elles-mêmes source de mauvaises postures sur
des sièges souvent inadaptés.
C'est dans ce contexte quotidien, tout autant scolaire
que familial, que l'accumulation, la répétition de ces
situations, vont provoquer des lésions articulaires,
causes classiques par exemple des scolioses. Ainsi
s'explique le fait que 67% des élèves souffrent de
tensions musculaires, 50% de maux de dos, 24%
d'endormissement durant les cours et 15% de douleurs
dans les épaules [46]. Le cartable définit comme une charge excentrique (figure IV. 45) est
Figure IV. 44. Un enfant
scolarisé portant un cartable.
P1
P4
P3
P2
Figure IV. 45. Modèle biomécanique
de la colonne vertébrale (Un enfant
scolarisé portant un cartable).

124. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire 108
représentée par la masse (P4), autrement dit, cette charge créé un moment de flexion
postérieure qui tend à plier la colonne vertébrale et engendre un problème appelé la hernie
discale lombaire qui est la cause la plus fréquente de lombalgie.
IV. 11. 2. Flexion postérieure (Un enfant scolarisé portant un cartable)
Figure IV. 46. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (chargement postérieur).
IV. 11. 2. 1. Explication du modèle biomécanique
Le schéma de la figure IV. 45 représente une personne en position debout de poids
spécifique globale 38kg, la masse globale (tête, cou, bras (gauche + droite), Avant-Bras
(Gauche + droite), main (gauche + droite)) est de 13,4517 kg divisée par la surface supérieure
de la vertèbre thoracique Th1 représentant la pression P1, la charge P2 représente la masse du
tronc supérieur du corps est de 12,768 kg, la distance entre le point d'application de la charge
et l'axe (yy') est de 200 mm. La masse totale du tronc inferieur du corps humain représentée
par P3 est égale 22 kg, la distance entre le point d'application de la charge et l'axe (yy') est de
250 mm. La charge P4 représente la masse du sac à dos portée par l’enfant est de 20 kg, la
distance entre le point d’application de la charge et l’axe de la colonne vertébrale est de 350
mm). Pour les conditions aux limites, on fixe le sacrum (Encastrement au niveau du sacrum,
voir figure IV. 46).
P1
P2
P3
P4
P1
P2
P3
P4
P1
P2
P4
P3
: P4 = -200N.
P2 = -127,68N. : P3 = -220N.P1 = -0,3014MPa.

125. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire 109
Nous proposons dans cette section de dresser une étude approfondie des distributions des
Contraintes et des déformations élastiques dans les disques intervertébraux, l’os cortical, l’os
spongieux, l’arc postérieur, ligament longitudinal antérieur et postérieur en fonction des
charges supportées. Les distributions de l'état global des contraintes pour chaque composante
de notre modèle ont été présentées. Une analyse quantitative a été réalisée, basée sur une
échelle de couleurs visuelle progressive, prédéfinie par le logiciel utilisé (ANSYS Workbench
16.5), allant du bleu foncé au rouge.
IV. 11. 2. 2. Contraintes et déformations dans les vertèbres de la colonne vertébrale d’un
enfant scolarisé
Figure IV. 47. Histogramme des contraintes et déformations dans la colonne vertébrale pour
une charge de 20kg.
Figure IV. 48. Distributions des contraintes et déformations dans les vertèbres thoraciques
(Th3, Th4) pour une charge de 20kg.
Déformation Von Mises Th3.
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises Th3.
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises Th4.
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises Th4.

126. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire 110
La figure IV. 47 montre un histogramme des contraintes et déformations maximales de
Von Mises, nous remarquons que la colonne vertébrale subit une concentration des
contraintes maximales dans la région thoracique, autrement dit les contraintes dans les
vertèbres thoraciques Th3, Th4, Th5, Th6 et Th7 sont respectivement égales à 995,68 MPa,
754,61 MPa, 467,09 MPa, 483,08 MPa et 369,65 MPa (voir figure IV. 49).
IV. 11. 2. 3. Contraintes et déformations dans les vertèbres thoraciques d’un enfant
scolarisé
Figure IV. 49. Distributions des contraintes et déformations dans les vertèbres thoraciques
pour une charge de 20 kg.
D’autre part un chargement appliqué sur la surface supérieure de la vertèbre thoracique
Th1 de la colonne vertébrale entraîne une forte concentration des déformations maximales de
Von mises dans la partie antérieure du corps vertébraux (partie rouge). Cependant, l’arc
postérieur des vertèbres thoraciques (Th3, Th4, Th5, Th6, Th7) absorbe les contraintes
maximales de Von mises ; ces contraintes ont été observées sur un coté postérieur de la
colonne vertébrale (contour en rouge) par rapport aux autres composantes du système de la
colonne vertébrale.
Contrainte Von Mises Th4.
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises Th4.
Contrainte Von Mises Th5.
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises Th5.
Postérieur
Antérieur
Contrainte Von Mises Th6.
Antérieur
Postérieur
Postérieur
Antérieur
Déformation Von Mises Th6.Déformation Von Mises Th3.
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises Th3.
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises Th7.
Postérieur
Antérieur
Déformation Von Mises Th7.
Postérieur
Antérieur

127. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire 111
Partant du fait que la figure IV. 48 montre que le chargement postérieur présente des
déformations plus grandes dans les deux vertèbres thoraciques (Th3, Th4) qui sont
respectivement égales à 0,29194 mm/mm et 0,21867 mm/mm ; ce qui veut dire que les dites
vertèbres sont les plus sollicitées en cas de flexion postérieure.
IV.11 .2. 4. Contraintes et déformations dans les DIV d’un enfant scolarisé
Figure IV. 50. Histogramme des contraintes et déformations dans les DIV pour une charge de
20 kg.
La figure IV. 50 montre que le chargement postérieur présente des contraintes et
déformations maximales concentrées dans le disque intervertébral D1 c’est-à-dire entre le
sacrum et la vertèbre lombaire L5, autrement dit la figure IV. 51 montre clairement que le
chargement postérieur avec un bras de levier égale à 350 mm génère des contraintes et
déformations maximales concentrées dans le disque D1 et sont respectivement égales à
6,9797 MPa et 1,7347 mm/mm.
IV. 11. 2. 5. Contraintes et déformations dans les DIV (D1, D15, D16, D17) d’un enfant
scolarisé
Nous constatons dans la figure IV. 51 que les disques intervertébraux D1, D15, D16 et D17
absorbent les contraintes maximales respectivement égales à 6,9797 MPa, 4,4374 MPa,
4,7858 MPa et 2,7365 MPa. D’autre part le chargement postérieur génère des déformations
maximales concentrées dans les disques intervertébraux D1, D15, D16 et D17 respectivement
égales à 1,7347 mm/mm, 1,0586 mm/mm, 1,1463 mm/mm et 0,66065 mm/mm. La figure IV.
52 montre que le chargement mixte (compression P1 + moment de flexion de P3) présente un
contour de contraintes maximales (partie en rouge) au niveau du disque D1.
Post
érieu
r

128. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire 112
D’autre part nous constatons par le biais de cette figure que la partie antérieure du disque
D1 est tractée alors que l’autre partie est comprimée.
Figure IV. 51. Contraintes et déformations dans les DIV (D1, D15, D16, D17) pour une
charge de 20 kg.
Figure IV. 52. Distributions des contraintes et déformations dans le disque intervertébral D1
pour une charge de 20 kg.
Cependant la figure IV. 53 montre clairement que le port du sac à dos quotidiennement
finit par provoquer des problèmes de disque, particulièrement au niveau de la région lombaire
(hernie discale lombaire).
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises D1
Déformation Von Mises D1
Antérieur
Postérieur
L1
L2
L3
L4
L5
S1
TH12
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises D1
Déformation Von Mises D1
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises D17
Postérieur
Antérieur
Déformation Von Mises D17
Postérieur
Antérieur
Contrainte Von Mises D15
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises D15
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises D16
Déformation Von Mises D16
Antérieur
Postérieur

129. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire 113
Figure IV. 53. IRM du rachis lombosacré d’un garçon de 16 ans,
(a) : IRM en coupe sagittale pondérée en séquence Th1, (b) : coupe axiale pondérée en Th2,
(c) : une hernie discale L5-S1 postérolatérale gauche et migrée en bas.
IV. 11. 2. 6. Contraintes et déformations dans l’os cortical d’un enfant scolarisé (S1,
Th12, Th5, Th1)
Un chargement appliqué sur la surface supérieure de la vertèbre thoracique Th1 de la
colonne vertébrale entraîne une forte concentration de contraintes normales maximales dans la
partie antérieure et postérieure de l’os cortical (S1, Th12, Th5, Th1) (partie en rouge) comme
le montre la figure IV. 54.
S1
L5
L4
L3
L2
L1
Th12
Th11
Th10
Hernie exclue ver le bas
1.5mm (b)
S1
L5
L4
L3
L2
L1
Th12
Th11
Th10
Hernie exclue ver le bas
1.5mm (a)
(c)
Hernie discale
exclue
Moelle épinière
(S1-L5)

130. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire 114
D’autre part, la figure IV. 55 montre que les contraintes sont maximales dans l’os cortical
S1, Th12, Th5 et Th1 par rapport aux autres composantes du système de la colonne vertébrale
et sont respectivement égales à 40,069 MPa, 140,15 MPa, 223,82 MPa, et 496,69 MPa.
Un chargement (sac à dos) postérieur appliqué sur la surface supérieure de la vertèbre
thoracique Th1 de la colonne vertébrale entraîne une forte concentration de déformations
normales maximales dans la partie antérieure de cette vertèbre (partie rouge) comme le
montre la figure IV. 55. En ce qui concerne la dite vertèbre, elle supporte une valeur de
déformation égale à (0,041791 mm/mm) par rapport aux autres composantes du système de la
colonne vertébrale.
Figure IV. 54. Histogramme des contraintes et déformations dans les l’os cortical pour une
charge de 20kg.
Figure IV. 55. Distributions des contraintes et déformations dans l’os cortical pour une charge
de 20 kg.
Ant
érie
ur
Contrainte Von Mises Th12
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises Th1
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises S1
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises Th12
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises S1
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises Th1
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises Th5
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises Th5
Antérieur
Postérieur

131. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire 115
IV. 11. 2. 7. Contraintes et déformations dans l’os spongieux d’un enfant scolarisé (Th5,
Th1)
La figure IV. 56 montre l’histogramme des contraintes et déformations supportées par l’os
spongieux. On remarque que la valeur maximale de la contrainte est concentrée dans l’os
spongieux de la vertèbre thoracique Th1.
Il est montré clairement dans la figure IV. 57 que pour le chargement postérieur les
contraintes et déformations de Von Mises sont concentrées dans les deux os spongieux (Th1,
Th5) et sont respectivement égales à (4,6282 MPa ; 0,049594 mm/mm) et (5,7386 MPa ;
0,057685 mm/mm).
Figure IV. 56. Histogramme des contraintes, déformations dans l’os spongieux (charge 20kg).
Figure IV. 57. Distributions des contraintes et déformations dans l’os spongieux des vertèbres
thoraciques (Th5, Th1) pour une charge de 20kg.
IV. 11. 2. 8. Contraintes et déformations dans l’arc postérieur d’un enfant scolarisé
(Th7, Th6, Th5, Th4, Th3)
Le chargement postérieur du sac à dos avec un bras de levier de 350 mm montre que les
contraintes et déformations sont concentrées dans la face d’articulation supérieure et
inférieure de l’arc postérieur des vertèbres thoraciques (Th3, Th4, Th5, Th6, Th7) (contour en
rouge) figures IV. 58 et IV. 59.
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises Th5
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises Th1
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises Th5 Déformation Von Mises Th1
Antérieur
Postérieur

132. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire 116
Figure IV. 58. Histogramme des contraintes et déformations dans l’arc postérieur pour une
charge de 20kg.
Figure IV. 59. Distributions des contraintes et déformations dans L’arc postérieur pour une
charge de 20kg.
La figure IV. 59 montre la distribution des contraintes et déformations dans la région
thoracique (Th3, Th4, Th5, Th6, Th7) et leurs valeurs maximales sont respectivement égales à
(995,68MPa, 754,61MPa, 467,09MPa, 483,08MPa, 369,65MPa) et (0,29194, 0,21719,
Contrainte Von Mises Th7
Antérieu
r
Postérieur
Déformation Von Mises Th7
Antérieu
r
Postérieur
Contrainte Von Mises Th6
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises Th6
Postérieur
Antérieur
Contrainte Von Mises Th5
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises Th5
Postérieur
Antérieur
Contrainte Von Mises Th4
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises Th4
Postérieur
Antérieur
Contrainte Von Mises Th3
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises Th3
Antérieur
Postérieur

133. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire 117
0,16183, 0,21867, 0,21867) par rapport aux autres composantes du système de la colonne
vertébrale.
IV. 11. 2. 9. Contraintes et déformations dans le bassin (enfant scolarisé)
Nous constatons dans la figure IV. 60 le rôle du bassin à transmettre la charge vers la
partie inférieure du corps humain et l’absorption des contraintes et déformations (contour en
rouge). D’autre part les deux corps (bassin et sacrum) supportent des contraintes et
déformations élastiques normales qui sont respectivement égales à (46,069MPa ; 28,201MPa)
et (0,012947 mm/mm ; 0,0187 mm/mm) par rapport aux autres composantes du système de la
colonne vertébrale.
Figure IV. 60. Distributions des contraintes et déformations dans le bassin pour une charge de
20kg.
IV. 11. 2. 10. Conclusion
D’après cette analyse on peut dire que pour le chargement « sac à dos », les contraintes
normales maximales dans les disques intervertébraux sont concentrées dans le disque D1 en
contact avec la vertèbre L5 et le sacrum comme le montre la figure IV. 50. D’autre part on a
montré clairement que le moment de flexion générée par la charge P3 avec un bras de levier
important donne une déformation maximale dans le disque D1. Ceci montre que la distance
entre la charge P3 et l’axe de la colonne vertébrale joue un rôle très important dans
l’augmentation de la sollicitation de cette dernière.
Déformation Von Mises S1
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises S1
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises dans le bassin
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises dans le bassin
Postérieur
Antérieur

134. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
118Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 12. CHARGEMENT ANTERIEUR
IV. 12. 1. Flexion antérieure (chargement collé au corps)
Figure IV. 61. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (chargement collé).
P3
P2
P4
Y
P1
Z

135. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
119Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 12. 2. Flexion antérieure (chargement éloigné du corps)
Figure IV. 62. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (chargement éloigné)
P4
Z
Y
P3
P2
P1

136. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
120Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 63. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (chargement antérieur).
IV. 12. 2. 1. Explication du modèle biomécanique pour un chargement antérieur
Les figures IV. 61 et IV. 62 représentent un travailleur en position debout de poids
spécifique globale égal à 80 kg, qui soulève une charge de masse spécifique de 50 kg, la
masse globale (tête, cou, bras (gauche + droite), avant-bras (gauche + droit), main (gauche +
droite)) est de 13,45 kg qu’on divise par la surface supérieure de la vertèbre thoracique Th1
représentant ainsi la pression P1, la charge P2 représentant la masse du tronc supérieur du
corps est de 12,768 kg, la distance entre le point d'application de la charge P2 et l'axe (yy') est
de 200 mm (figure IV. 63). La masse totale du tronc inferieur du corps humain est prise égale
22 kg, représentée par P3, la distance entre le point d'application de la charge P3 et l'axe (yy')
est de 250 mm (figure IV. 63). La charge P4 représente la masse portée par le travailleur et est
égale à 50 kg, la distance entre le point d’application de la charge et l’axe de la colonne
250mm
P1
P2
P3P4
200m
m
300mm÷600
mm
250m
m
P1
P2
P4
P3
720
mm
P1
P2
P4
P3
P1 = -0,3014 MPa. : P3= -220 N.
P2= -127,68 N. : P4= -500 N.

137. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
121Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
vertébrale varie entre 300 mm et 600 mm (figure IV. 62). Pour les conditions aux limites, on
fixe le sacrum (Encastrement au niveau du sacrum, voir figure IV. 63). Nous proposons dans
cette partie de dresser une étude approfondie des distributions des Contraintes et des
déformations élastiques de Von Mises dans les disques intervertébraux en fonction des
charges supportées. La distribution de l'état global des contraintes pour chaque composante de
notre modèle est présentée sous l'effet de chargement postérieur. Une analyse quantitative est
réalisée ; elle est basée sur une échelle de couleurs visuelle progressive, prédéfinie par le
logiciel utilisé (ANSYS Workbench 16.2), allant du bleu foncé au rouge.
IV. 12. 2. 2. Contraintes et déformations dans les DIV pour différentes distances
La figure IV. 64 monte l’augmentation des contraintes et déformations de Von mises
supportées par les disques intervertébraux et on remarque que la valeur maximale de
contrainte est concentrée dans le disque D1 comme indiqué dans la figure IV. 65.
Figure IV. 64. Histogramme des contraintes et déformations de Von mises dans les DIV pour
différentes distances - (a) : 300 mm, (b) : 600 mm.
(a)
(b)

138. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
122Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 12. 2. 3. Contraintes et déformation de Von Mises dans le disque D1 pour différentes
distances
Pour le chargement collé figure IV. 61, il est montré clairement que les contraintes et les
déformations de Von Mises sont concentrées dans le disque D1 et sont respectivement égales
à 32,544 Mpa et 8,07 mm/mm (voir figure IV. 65). En ce qui concerne le chargement
antérieur (charge éloignée du corps), ce dernier crée un moment de flexion vers l’avant et on
constate que le disque intervertébral D1 supporte une contrainte maximale égale à 48,811Mpa
par rapport aux autres disques du système (figures IV. 64 et IV. 65).
Dans le cas d’un soulèvement d’une charge de 50 kg on constate que la déformation
élastique normale est concentrée dans le disque D1 (figure IV. 64). On remarque que cette
déformation croit lorsqu’on augmente la distance entre le point d’application de la charge et
l’axe de la colonne vertébrale jusqu’à 600 mm (voir figure IV. 65).
Figure IV. 65. Distribution des contraintes et déformations de Von mises dans le disque D1
pour différentes distances,
(a) : 300 mm, (b) : 600 mm.
Antérieur
Postérieur
Contraintes de Von Mises (D1).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises
(D1).
Antérieur
Postérieur
Contraintes de Von Mises (D1).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises
(D1).

139. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
123Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 12. 2. 4. Contraintes et déformations dans les composantes du disque D1
(chargement éloigné du corps)
Figure IV. 66. Histogramme des contraintes et déformations de Von mises dans les AF pour
un bras de levier de 600 mm.
Figure IV. 67. Coupe sagittale d’une IRM lombosacrée en Th2 montrant une hernie discale
médiane au niveau de (S1-L5) migrée à 1,5 cm vers le bas (a) – Coupe axiale d’une hernie
discale (S1-L5) postéro latérale droite (b).
L5
Hernie discale (L5-S1).
(L5-S1).
(b)(a)
L1
L2
L3
L4
S1
Th12
Th11
Hernie discale

140. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
124Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
La charge de compression P1 (figure IV. 63), génère une pression interne au niveau du
noyau N1, cette pression par la suite va engendrer la dégénérescence discale (la discopathie),
en ce qui concerne la flexion antérieur P4 elle provoque des mouvements répétitifs. Si la
charge à soulever augmente nous remarquons que la partie postérieure de l’anneau fibrosus du
disque D1 se tend et l’autre partie antérieure se comprime, c’est-à-dire le noyau gélatineux N1
fait irruption en arrière (compression postérieure), cette compression produite par la saillie
discale vient en contact d’une racine nerveuse appelé hernie discale médiane (figure IV. 67).
Le chargement antérieur (éloigné du corps) provoque des contraintes maximales
concentrées dans les composantes du disque D1 (N1, AF1, AF2, AF3, AF4, AF5, AF6) qui
sont respectivement égales à 4,6918MPa. 13,877 MPa, 14,2 MPa, 15,543 MPa, 17,714 MPa,
48,711 MPa et 25,315 MPa. D’autre part les déformations maximales concentrées dans les
annulus fibrosus du disque D1 (N1, AF1, AF2, AF3, AF4, AF5, AF6) sont respectivement
égales à 4,7116 ; 3,3578 ; 3,3818 ; 3,7015 ; 4,2196 ; 12,117 et 6,8528 (voir figure IV. 68).
Il est montré clairement dans la figure IV. 67 par le biais d’une IRM illustrée par une
coupe sagittale d’une lombosacrée en Th2 mettant en évidence une hernie discale médiane au
niveau de (S1-L5) migrée à 1.5cm vers le bas, coupe axiale montrant une hernie discale (S1-
L5) postéro latérale droite. Nous constatons que la dégénérescence discale débute souvent
après une phase de déshydratation asymptomatique, par des fissures et des déchirures des
anneaux fibreux (AF1, AF2, AF3, AF4, AF5, AF6) (figure IV. 68).
Le noyau (N1) peut alors, le long de ces fissures, migrer dans l’épaisseur de l’anneau
fibreux (AF1, AF2, AF3, AF4, AF5, AF6) figure IV. 69 et entraîner des douleurs lombaires,
aigües ou chroniques.
S’il se déplace encore plus au travers de l’anneau fibreux (D1), le noyau (N1) peut saillir à
la face postérieure du disque en formant alors une hernie discale. Cette hernie peut, au travers
d’une rupture complète de l’annulus, migrer dans le canal vertébral latéralement, ou vers le
haut, ou vers le bas, et même s’extérioriser en sortant du disque (figure IV. 69).
Cette hernie discale peut venir comprimer « coincer » une ou plusieurs racines nerveuses à
proximité du disque. Elle est la cause des symptômes : « sciatique » lorsque la douleur siège
en arrière de la cuisse, ou « cruralgie » lorsque la douleur siège en avant de la cuisse.
Elle se manifeste de manière variable en douleurs dans le membre inférieur, des sensations
de fourmillement ou de picotement (paresthésies), des sensations de perturbation de la

141. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
125Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Contrainte de Von Mises (AF4).
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (AF5).
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (AF6).
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (AF1).
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (AF3).
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (N1).
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (AF2).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (N1).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (AF1).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (AF2).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (AF3).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (AF4).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (AF5).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (AF6).
Antérieur
Postérieur
sensibilité (dysesthésies), pouvant aller jusqu’à une anesthésie, des troubles moteurs (perte de
force musculaire ou paralysie partielle ou complète d’une partie du membre inférieur).
Figure IV. 68. Distribution des contraintes et déformations de Von mises dans les
composantes du disque D1 pour un bras de levier de 600 mm.

142. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
126Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 69. Formes évolutives de l’hernie discale.
(a) : fissure de l’annulus ; (b) : progression du matériel discal ; (c) : prolapse [47].
IV. 12. 2. 5. Conclusion
On peut dire pour les deux cas de flexion antérieure à savoir le chargement collé et le
chargement éloigné que les contraintes sont maximales dans le disque intervertébral D1 et
sont respectivement égales à 2,445 MPa et 48,711 MPa comme le montre la figure IV. 64.
Cependant les déformations sont aussi maximales dans le disque D1, en contact avec la
vertèbre L5 et le sacrum, leurs valeurs sont respectivement égales à 8,07 mm/mm et
12,117mm/mm (voir figure IV. 65). Ceci montre clairement que la distance entre le point
d’application de la charge soulevée et l’axe de la colonne vertébrale joue un rôle important
dans l’augmentation de la sollicitation de cette dernière.
N1 : Nucleus Pulposus
D1 : Anneaux fibreux
(a) (b) (c)

143. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
127Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 13. DEFINITION DU PROBLEME DE LOMBALGIE
IV. 13. 1. Introduction
Les lombalgies affectent une forte majorité de la population. Elles touchent entre 40 et
70 % de la population à un moment ou à un autre. Aux États-Unis seulement, les lombalgies
entraînant une incapacité de retourner au travail représentent des coûts directs et indirects
évalués entre 40 et 50 milliards de dollars US. Uniquement au Québec, les maux de dos
représentaient 30 % de l'ensemble des lésions indemnisées ; pour l'année 2003 seulement, ces
lésions entraînaient des débours de plus de 500 millions de dollars canadiens. Chez certains
patients lombalgiques, la douleur perdure et s'aggrave au point de limiter considérablement
leurs activités quotidiennes, incluant le travail. Des études ont démontré que la fréquence et la
gravité des accidents au dos sont trois fois plus élevées chez les travailleurs de la construction
que chez ceux des autres secteurs d'activités économiques. Les maux de dos constituent la
principale cause d'incapacité à travailler chez les moins de 45 ans et la troisième chez les 45
ans et plus. Il s'agit d'un problème de santé plus coûteux que le sida, le cancer ou les maladies
du cœur. En fait, les lombalgies constituent un problème tellement important que
l'Organisation mondiale de la santé (OMS) a fait des années 2000 à 2010 « la décennie des os
et des articulations » [49].
Figure IV. 70. Constitution du rachis
[48].
Figure IV. 72. Hernie discale avec compression de la racine
nerveuse [48].
Figure IV. 71. Disque intervertébrale sain [48].

144. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
128Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 74. Posture correcte de levage : soulever
avec le dos droit.
P1
Nous portons tous des charges plus ou moins lourdes à divers moments de la journée, la
colonne vertébrale est tout à fait capable de porter des charges, mais si une petite charge, est
portée incorrectement, elle risque d’avoir les mêmes effets qu’une grande charge. Ainsi une
charge de seulement quelques kilogrammes portés incorrectement peut entraîner des
pathologies au niveau de la colonne vertébrale : lumbago, sciatique, hernie discale (voir
figures IV.70 et IV.72). Si la colonne a en plus une anomalie (point faible), comme un disque
usé par exemple, porter une charge peut entraîner un blocage douloureux. Pour éviter de telles
mésaventures il est indispensable de connaître comment porter correctement des charges.
La figure IV.73 montre que la répétition
de mauvais gestes et/ou de postures lors de la
manutention de charges peut entraîner des
pathologies au niveau de la colonne
vertébrale : lombago, sciatique, hernie
discale…
En effet, une bonne posture (figure IV.74)
lors de ports de charge permet de diminuer et
de mieux répartir la pression exercée sur la
colonne vertébrale. A l’inverse, une
mauvaise posture (figure IV. 73) va
concentrer la pression sur une partie de la
colonne vertébrale (notamment les vertèbres
lombaires) : cela aura pour conséquences de
déformer les disques intervertébraux et à la
longue d’entraîner des pathologies.
Lorsque la charge est soulevée avec le dos
courbé (mauvaise posture), les disques sont
déformés en coin et surchargés sur leurs bords
ceci est mentionné dans la figure IV.73. La charge est alors inégalement répartie, sollicitant
davantage la partie antérieure que postérieure des disques. Plus on se penche vers l’avant et
plus la charge est lourde et plus la sollicitation des disques est importante, ce qui peut
entraîner des douleurs dorsales (figure IV.73). Pour soulever des charges légères, vous pouvez
toujours plier le dos, c’est aussi bon que de faire de la gymnastique ; par contre, à partir d’un
poids d’environ 5 kilogrammes, il est impératif d’adopter une bonne position, à savoir de
soulever une charge avec le dos droit et les genoux fléchis (voir figure IV.74).
Figure IV.73. Soulever une charge avec le dos
courbé (mauvaise posture).
P1

145. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
129Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Adopter une bonne technique permet non seulement de ménager les disques (charge
répartie également) mais aussi l’appareil locomoteur dans son intégralité. Par ailleurs, cela a
un effet positif sur la condition physique et renforce la musculature.
Nous proposons dans cette partie de dresser une étude approfondie des distributions des
contraintes et des déformations élastiques normales de Von Mises dans les disques
intervertébraux, l’os cortical, l’os spongieux, l’arc postérieur, ligament longitudinale antérieur
et postérieur en fonction des charges supportées. Les distributions de l'état global des
contraintes pour chaque composante de notre modèle ont été présentées sous l'effet de
chargement de compression, flexion du tronc et flexion latérale. Une analyse quantitative a été
réalisée, basée sur une échelle de couleurs visuelle progressive, prédéfinie par le logiciel
utilisé (ANSYS Workbench 16.5), allant du bleu foncé au rouge.
IV. 13. 2. Flexion du tronc - Modèle biomécanique (dos courbé)
Figure IV.75. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (dos courbé).
P3 P2
P1

146. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
130Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 13. 2. 1. Explication du modèle biomécanique (dos courbé)
Le schéma de la figure. IV.75 représente un manutentionner qui soulève une charge de
poids spécifique globale 80 kg avec le dos courbé (mauvaise posture), la masse globale (tête,
cou, bras (gauche + droite), avant-bras (gauche + droite), main (gauche + droite)) plus la
charge soulevée est de 63,4517 kg représentée par P1 ; la charge P2 égale à 12,768 kg
représente la masse du tronc supérieur du corps (figure IV.76) ; la masse totale du tronc
inferieur du corps humain est représentée par P3 de valeur 22 kg. Pour les conditions aux
limites, on fixe le sacrum (encastrement au niveau du sacrum) voir figures IV.75 et IV.76.
Figure IV. 76. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (flexion du tronc).
P1
P2
P3
P1
P2
P3
: P1 = 127,68NP1 = 634,52N
: P1 = 220N

147. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
131Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 13. 2. 2. Contraintes et déformations dans les DIV (dos courbé)
Pour le chargement antérieur figure IV.75, Le tronc supporte une charge de 50 kg vers
l’avant, la colonne vertébrale se courbe et la lordose lombaire disparaît. Cette perte de la
lordose lombaire s’accompagne de changements dans la répartition des pressions dans les
disques intervertébraux.
La figure IV.77 montre un histogramme des contraintes et déformations dans les disques
intervertébraux, nous remarquons dans cette figure que le chargement antérieur (dos courbé)
présente des contraintes maximales dans le disque D1.
Figure IV. 77. Histogramme des contraintes et déformations dans les DIV pour une charge de 50 kg.
Figure IV. 78. Distributions des contraintes et déformations dans les DIV (D1, D15, D16) pour une
charge de 50 kg.
Contrainte Von Mises D16.
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises D16.
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises D15.
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises D15.
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises D1.
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises D1.

148. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
132Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 79. Images d’un Patient de 52 ans souffrant de lombo- sciatalgie S1 Gauche. (a) IRM du
rachis lombosacré en coupe axiale Th2 montrant une HD en (S1-L5) avec la compression de la moelle
épinière ; (b) IRM en coupe coronale Th2 montrant une HD en (S1-L5) avec la déformation de
ligament longitudinale postérieur ; (c) IRM en coupe sagittale Th2 montrant une hernie discale
postéro-latérale gauche et migrée vers le haut.
Un chargement appliqué sur la surface supérieure de la vertèbre thoracique Th1 de la
colonne vertébrale entraîne une forte concentration des déformations maximales dans la partie
antérieure de disque D1 (partie rouge). La partie antérieure des trois disques intervertébraux
(D1, D15, D16) est comprimée (partie rouge), La partie postérieure ainsi que les ligaments
postérieurs sont étirés (figure IV.78).
Les figures IV. 77 et IV. 78 montrent que le chargement antérieur (mauvaise posture)
présente des contraintes maximales concentrées dans les trois disques intervertébraux D1,
D15 et D16 qui sont respectivement égales à 51,38 MPa, 27,68 MPa et 31,59 MPa. D’autre
part la figure IV. 78 montre clairement que le chargement avec un bras de levier égale à 720
mm présente des déformations maximales concentrées dans le disque D1 qui sont égale à
12,782 mm/mm.
La figure IV. 79 montre une image IRM d’un patient de 52 ans souffrant de lombo-
sciatalgie S1 gauche ; elle met en évidence la pression importante sur le disque D1 qui tend à
évacuer le liquide et les déchets du disque vers l’extérieur, la hauteur du disque D1 diminue,
le noyau gélatineux N1 se déplace vers l’extérieur et peut venir comprimer la moelle épinière
ou une racine nerveuse générant ainsi des symptômes de radiculopathie.
(a)
P
Moelle épinière
(S1-L5)
(b)
Hernie discale
lombaire (S1-L5).
(c)
S1
L4
L3
L2
L5
HDL (S1-L5)

149. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
133Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 13. 2. 3. Contraintes et déformations dans les composantes de la colonne vertébrale
Figure IV. 80. Distributions des contraintes et déformations dans les composantes de colonne
vertébrale pour une charge de 50 kg. (a) : Disques Intervertébraux, (b) : Nucleus Pulposus,
(c) : L’os Cortical, (d) : L’os Spongieux, (e) : L’arc Postérieur, (f) : Bassin
(a) (b) (c) (d) (e) (f)
Stress, Mises (DIV) Stress, Mises (NP) Stress, Mises (LC) Stress, Mises (LS) Stress, Mises (bassin)Stress, Mises (LP)
Strain, Mises (LC)Strain, Mises (DIV) Strain, Mises (NP) Strain, Mises (LS) Strain, Mises (LP) Strain, Mises (bassin)

150. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
134Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
La figure IV. 80 montre l’absorbation des contraintes et déformations équivalentes des
différents constituants de la colonne vertébrale qui sont respectivement égales à (51,38MPa,
12,782 MPa, 11056 MPa, 230,9 MPa, 1610,8 MPa, 216,06 MPa) et (12,782 ; 5,3282 ; 1,222 ;
2,4596 ; 0,5523 ; 0,09898) par rapport aux autres composantes du système de la colonne
vertébrale.
IV. 13. 2. 4. Conclusion
Suite à cette étude on peut conclure que pour le cas du chargement antérieur avec le dos
arrondi (mauvaise posture), on est en présente d’une contrainte plus grande dans le disque
intervertébral D1, ce qui veut dire que le dit disque est le plus sollicité en cas de flexion
antérieure ; partant de ce fait, on remarque d’après la figure IV. 78, que la partie tractée du
disque D1 est plus importante que la partie comprimée (écrasée). Ainsi on peut dire que la
distance entre la charge P1 et l’axe la colonne vertébrale joue un rôle très important dans
l’augmentation de la sollicitation de cette dernière.

151. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
135Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 13. 3. Flexion latérale
IV. 13. 3. 1. Explication du modèle biomécanique (flexion latérale)
Le schéma de la figure IV. 81 représente un manutentionner en position debout de poids
spécifique globale de 80 kg. La masse globale (tête, cou, bras (gauche + droite), avant-bras
(gauche + droite), main (gauche + droite)) devisée par la surface supérieur de la vertèbre
thoracique Th1 est représentée par la pression P1 égale à 13,4517 kg ; la charge P2 égale à
12,768 kg représente la masse du tronc supérieur du corps ; la distance entre le point
d'application de la charge P2 et l'axe (yy') est de 200 mm. La masse totale du tronc inferieur
du corps est P3 et elle est égale à 22 kg. La distance entre le point d'application de la charge
P3 et l'axe (yy') est de 250 mm. La charge P4 égale à 50 kg représente la masse de la caisse
portée par le manutentionner, la distance entre le point d’application de la charge P4 et l’axe
de la colonne vertébrale (yy’) est de 300 mm (voir figure IV. 82). Pour les conditions aux
limites, on fixe le sacrum [encastrement au niveau du sacrum (voir figures IV. 81 et IV. 82)].
Figure IV. 81. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (flexion latérale).
P1P4
P2
P3
Y
Z

152. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
136Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 82. Modèle biomécanique détaillé de la colonne vertébrale (flexion latérale).
IV. 13. 3. 2. Contraintes et déformations dans les DIV (flexion latérale)
Figure IV. 83. Histogramme des contraintes et déformations dans les disques intervertébraux
pour une charge de 20 kg.
P1
P2
P3
P4 P4
P1
P2
P3
P4
P1
P2
P3
P1 = 0,3014MPa. 127,68N.
: P4 = 500N.
: P3 = 220N.

153. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
137Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
La figure IV.83, montre que les trois disques intervertébraux D15, D16 et D17 sont les plus
sollicités parmi les dix-sept (17) autres, en effet ils sont comprimés fortement dans une partie
et tractés de même dans une autre partie, ceci est mis en évidence figure IV.84, où on voit
dans la légende, les parties comprimées et les parties tractées, dont les valeurs maximales en
module sont respectivement 47,047 MPa, 55,38 MPa et 55,836 MPa.
Figure IV. 84. Distributions des contraintes et déformations dans les disques intervertébraux
D15, D16 et D17 pour une charge de 50 kg.
Dans la figure IV.84, il est montré que les disques D15, D16 et D17, sont les plus
déformés, d’autant plus que si le chargement augmente jusqu’à la valeur de 50 Kg, la
déformation du disque D16, est égale à 14,609 mm/mm.
IV. 13. 3. 3. Contraintes et déformations dans les composantes de la colonne
vertébrale (flexion latérale)
Nous constatons dans la figure IV.85 que les composants de la colonne vertébrale (DIV,
NP, LC, LS, LP, bassin) absorbent des contraintes maximales qui sont respectivement égales
à 55,836 MPa ; 4,1212 MPa ; 15924 MPa ; 351,5 MPa ; 4237,7 MPa et 70,799 MPa).
D’autre part le chargement latéral (mauvaise posture) présente des déformations
maximales concentrées dans les articulations postérieures de la colonne vertébrale (partie en
rouge) qui sont respectivement égales à 14,609 mm/mm ; 4,2711 mm/mm ; 1,753 mm/mm ;
3,6522 mm/mm ; 1,2824 mm/mm et 0,0323663 mm/mm.
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises D15.
Déformation Von Mises D15.
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises D16.
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises D16.
Postérieur
Antérieur
Contrainte Von Mises D17.
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises D17.
Postérieur
Antérieur

154. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
138Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 85. Distributions des contraintes et déformations dans la colonne vertébrale pour
une charge de 20 kg. (a) : Disques Intervertébraux, (b) : Nucleus Pulposus, (c) : L’os Cortical,
(d) : L’os Spongieux, (e) : L’arc Postérieur, (f) : Bassin
Strain, Mises (LC)Strain, Mises (DIV) Strain, Mises (NP) Strain, Mises (LS) Strain, Mises (LP) Strain, Mises (bassin)
Stress, Mises (DIV) Stress, Mises (NP) Stress, Mises (LC) Stress, Mises (LS) Stress, Mises (bassin)Stress, Mises (LP)
(a) (b) (c) (d) (e) (f)

155. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
139Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 13. 3. 4. Conclusion
Au terme de cette partie on peut dire pour le cas de la flexion latérale (figure IV.81), les
contraintes dans les trois disques intervertébraux D15, D16 et D17 sont maximales de valeurs
respectivement égales à 47,047 MPa, 55,38 MPa et 55,836 MPa (figure IV.84).
D’autre part la déformation est maximale (14,609 mm/mm) dans le disque D16, en contact
avec les vertèbres Th2 et Th3. Ceci montre de façon évidente que la distance entre le point
d’application de la charge soulevée et l’axe de la colonne vertébrale joue un rôle important
dans l’augmentation des sollicitations de cette dernière.
IV. 13. 4. Chargement en compression
Figure IV. 86. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (chargement en compression).
P2
P1
P3
P1
X
Y

156. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
140Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 13. 4. 1. Explication du modèle biomécanique (chargement en compression)
Le schéma de la figure IV.86 représente un manutentionner en position debout de poids
spécifique globale 80kg, la masse globale (Tête, Cou, Bras (gauche + droite), Avant-Bras
(Gauche + droite), main (gauche + droite)) est de 13,4517kg, la masse de la charge portée par
le manutentionner est de 50 kg ; les deux masses devisées par la surface supérieur du vertèbre
thoracique Th1 sont représentées par P1. La charge P2 égale à 12,768 kg représente la masse
du tronc supérieur du corps ; son point d’application est distant de l'axe (yy') de 200 mm. La
masse totale du tronc inferieur du corps humain représentée par P3 est égale à 22 kg ; son
point d’application est distant de l'axe (yy') de 250 mm (figure IV.87).
Comme conditions au limites le sacrum sera fixé [encastrement au niveau du sacrum (voir
figures IV. 86 et IV.87)].
Figure IV. 87. Modèle biomécanique détaillé de la colonne vertébrale (chargement en
compression).
P1 : 1,4217 MPa. : P2 = 127,67 N.: P3 = 220 N.
P1
P2
P3
P1
P2
P3
P2
P1
P3

157. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
141Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 13. 4. 2. Contraintes et déformations dans les DIV (chargement en compression)
La charge de 50 kg portée sur la tête (chargement en compression) génère une forte
pression sur le dernier disque lombaire D1 (figure IV.88). Ce chargement vertical sur la
colonne vertébrale (figure IV.87) développe des contraintes au niveau des disques
intervertébraux, ainsi le disque D1 absorbe une contrainte égale à 19,564 MPa représentant le
maximum des contraintes supportées par les disques du système de la colonne vertébrale (voir
figure IV.89).
Figure IV. 88. Histogramme des contraintes et déformations dans les DIV pour une charge en
compression de 50 kg.
Figure IV. 89. Distributions des contraintes et déformations dans les DIV (D1, D15, D16)
pour une charge en compression de 50kg.
Contrainte Von Mises D1.
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises D1.
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises D16.
Postérieur
Antérieur
Contrainte Von Mises D16.
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises D15.
Postérieur
Antérieur
Contrainte Von Mises D15.
Antérieur
Postérieur

158. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
142Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Nous constatons aussi que, les trois disques intervertébraux D1, D15 et D16 sont les plus
sollicités pour ce type de chargement. La partie antérieure de ces trois disques (partie rouge)
absorbe des contraintes maximales respectivement égales à 19,564 MPa, 11,114 MPa, et
10,105 MPa. D’autre part, les déformations sont maximales dans les parties antérieure et
postérieure du disque intervertébral D1 (contour en rouge) par rapport aux autres composantes
de la colonne vertébrale ; leur valeur est de l’ordre de 4,865 mm/mm.
Figure IV. 90. TDM du rachis lombosacré en coupe axiale (a, b) et en reconstruction sagittale
(c) montrant une double HD en L4-L5 et en L5-S1, (d) Radiographie standard de profil du
rachis lombosacré montrant un pincement du dernier disque intervertébral L5-S1. Cas d’une
jeune fille de 17 ans incapable de marcher souffrant de lombalgie grave.
En outre il est important de signaler que les conséquences dans le temps du chargement
vertical de la colonne vertébrale sont des douleurs lombaires au niveau des disques
intervertébraux D1 et D2 (figure IV.90). Nous remarquons que l’augmentation de la charge
verticale développe une pression importante sur les deux disques (D1, D2) qui va tendre à
évacuer le liquide intervertébral et les déchets du disque vers l’extérieur.
Hernie discale exclue 1.5mm
(S1-L5)
Moelle épinière
Hernie
Hernie discale exclue 1.5mm
(L5-L4)
Hernie
Moelle épinière
(a, b)
L5
L4
L3
L2
S1
(c)
S1
L5
L4
L3
HD (S1-L5)
(d)
HD (S1-L5)
HD (L5-L4)

159. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
143Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
IV. 13. 4. 3. Contraintes et déformations dans les composantes de la colonne
vertébrale (chargement en compression)
Figure IV. 91. Distributions des contraintes et déformations dans la colonne vertébrale pour une
charge de 50 kg. (a) : Disques Intervertébraux, (b) : Nucleus Pulposus, (c) : L’os Cortical, (d) : L’os
Spongieux, (e) : L’arc Postérieur, (f) : Bassin.
Strain, Mises (LC)Strain, Mises (DIV) Strain, Mises (NP) Strain, Mises (LS) Strain, Mises (LP) Strain, Mises
(bassin)
Stress, Mises (DIV) Stress, Mises (NP) Stress, Mises (LC) Stress, Mises (LS) Stress, Mises (bassin)Stress, Mises (LP)
(a) (b) (c) (d) (e) (f)

160. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
144Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Le chargement de compression sur la surface supérieur de la vertèbre thoracique Th1
génère des contraintes maximales absorbées par les différents constituants de la colonne
vertébrale (DIV, NP, LC, LS, LP, bassin) qui sont respectivement égales à 55,836MPa,
4,1212 MPa, 15924 MPa, 351,5 MPa, 4237,7 MPa et 70,799 MPa (figure IV.91). D’autre part
le chargement vertical développe des déformations maximales (0,3079 mm/mm) concentrées
dans les articulations postérieures de la colonne vertébrale (partie en rouge).
IV. 13. 4. 4. Contraintes et déformations dans le bassin et le sacrum (différentes
postures)
Nous constatons d’après les figures IV.92 et IV.93 le rôle du bassin et du sacrum à
transmettre la charge vers la partie inferieur du corps humain et l’absorbation des contraintes
et déformations (contour en rouge). Pour le chargement antérieur (dos rond, figure IV.75), les
deux éléments (bassin, sacrum) supportent des contraintes et des déformations élastiques
normales qui sont respectivement égales à (216,06 MPa, 354,9 MPa) et (0,0989 mm/mm,
0,1429 mm/mm). Par contre pour les deux chargements (flexion latérale, compression), les
contraintes générées dans le bassin sont nettement plus inferieur et sont respectivement égales
à 70,799 MPa et 77,172 MPa.
Figure IV. 92. Histogramme des contraintes et déformations dans le bassin pour une charge de
50 kg. (a) : flexion du tronc, (b) : flexion latérale, (c) : chargement de compression.
Contrainte Von Mises bassin.
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises bassin.
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises bassin.
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises bassin.
Contrainte Von Mises bassin.
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises bassin.
(a) (b) (c)

161. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
145Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 93. Histogramme des contraintes et déformations dans le sacrum pour une charge
de 50 kg. (a) : flexion du tronc, (b) : flexion latérale, (c) : chargement de compression.
Nous constatons dans la figure IV. 93 le rôle du sacrum à transmettre la charge vers la
partie inférieure du corps humain et l’absorption des contraintes et déformations (contour en
rouge). D’après les trois cas de chargement étudiés (flexion du tronc, flexion latérale et
compression), nous constatons que le sacrum supporte des contraintes et déformations
élastiques normales qui sont égales respectivement à (354,59MPa ; 112,66MPa ; 127,15MPa)
et (0,01429 mm/mm ; 0,0453 mm/mm ; 0,0514 mm/mm) par rapport aux autres composantes
du système de la colonne vertébrale.
IV. 13. 4. 5. Comparaison entre les trois cas (différentes postures)
Suite aux résultats obtenus pour les trois cas de chargement (les trois postures pour
soulever une charge de 50 kg), nous constatons que pour le soulèvement de la charge avec la
colonne vertébrale arrondi (dos rond), les contraintes normales maximales dans les disques
intervertébraux sont concentrées dans le disque D1, en contact avec la vertèbre L5 et le
sacrum ; de même il est montré clairement que le niveau de déformation élastique normale est
maximal dans le disque D1 atteignant une valeur de 2,35 mm/mm.
Contrainte Von Mises S1.
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises S1.
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises S1.
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises S1.
Antérieur
Postérieur
Contrainte Von Mises S1.
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Déformation Von Mises S1.
(a) (b) (c)

162. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
146Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Dans le cas d’un soulèvement de la charge sur les épaules, nous remarquons que les
contraintes sont concentrées dans les trois disques intervertébraux (D15, D16, D17) et sont
respectivement égales à (47,047 MPa, 55,38 MPa, 55,836 MPa).
Pour le chargement en compression (charge sur la tête), les contraintes et les déformations
sont concentrées dans le premier disque intervertébral D1 et sont respectivement égales à
19,564 MPa et 4,865 mm/mm.
Cette étude comparative nous a permis de montrer que la distance entre la charge et l’axe
de la colonne vertébrale joue un rôle important dans l’augmentation des sollicitations sur cette
dernière.
Figure IV. 94. Histogramme des contraintes dans les disques intervertébraux pour une charge
de 50 kg (différentes postures).

163. Chapitre IV Étude et Analyse des efforts excentrés appliqués à la colonne vertébrale4
147Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV. 95. Histogramme des déformations dans les disques intervertébraux pour charge de
50 kg (différentes postures).
IV. 14. CONCLUSION
D’après les trois cas de chargement étudiés (flexion du tronc, flexion latérale et
compression), on peut conclure que la distribution des contraintes normales maximales dans les
disques intervertébraux sont concentrées dans le disque D1 en contact avec la vertèbre L5 et le
sacrum, donc le plus endommagé. Cela se traduit par une dégénérescence du disque qui commence
souvent après une phase de déshydratation asymptomatique par des fissures, des déchirures des
anneaux fibreux (D1) ; le noyau (N1) peut alors migrer le long de ces fissures et provoquer des
douleurs dorsales aiguës ou chroniques. Si le noyau (N1) se déplace plus à travers les anneaux, il peut
se projeter à la face postérieure du disque tout en formant une hernie discale lombaire. Cette hernie
peut provoquer une rupture complète de l'anneau et migrer latéralement dans le canal vertébral, soit
vers le haut soit vers le bas, et même s’extérioriser hors du disque. La hernie discale peut venir
comprimer « bloquer » une ou plusieurs racines nerveuses à proximité du disque ce qui peut causer
des symptômes de "sciatique" lorsque la douleur est concentrée à l’arrière de la cuisse ou des
symptômes de "cruralgie" lorsque la douleur est concentrée à l'avant de la cuisse. Cela justifie que la
distance entre la charge P1 et l’axe de la colonne vertébrale joue un rôle très important dans
l’augmentation des sollicitations de cette dernière.
D’autre part on peut dire que la charge excentrique sur la colonne vertébrale provoque des douleurs
au niveau dorsal.

164. Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire 148
[1] Koca, OL., Eskitascioglu, G., Usumez, A. (2005) Three-dimensional finite
element analysis of functional stresses in different bone locations produced by
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169. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
153Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Chapitre V
Étude et Analyse du Comportement Mécanique des
prothèses discales dans le rachis lombaire
 Implants rachidiens lombaires
 Classification des différents types d'implants
 Les différents types des prothèses discales lombaires
 Modélisation 3D des prothèses discales lombaire
 Le système de fixation thoraco-lombaire postérieur
 États de l'interface
 Maillage 3D des prothèses discales lombaires
 Moyens d'évaluation numériques
 Principe
 Modélisation en éléments finis et évaluation des implants
rachidiens lombaires
 Perspectives offertes par la modélisation en éléments finis
 Les propriétés mécaniques des prothèses discales lombaires
 Modèle en éléments finis
 Les conditions aux limites
 Conclusion

170. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
154Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 1. IMPLANTS RACHIDIENS LOMBAIRES
Dans le chapitre précédent nous avons vu que la lombalgie chronique est liée à une
instabilité des segments lombaires suite à une dégénérescence discale et/ou facettaire. Cette
instabilité est le signe d'une défaillance mécanique de la colonne vertébrale qui se traduit par
des modifications du mouvement anatomique et de la transmission des charges des unités
fonctionnelles (UF). Le traitement chirurgical consiste à implanter des dispositifs dits de
"stabilisation". Les différents implants de stabilisation les plus couramment utilisés sont
présentés par la suite.
V. 2. CLASSIFICATION DES DIFFERENTS TYPES D'IMPLANTS
Plusieurs auteurs ont proposé une classification des implants destinés à la stabilisation
lombaire. De façon générale, la plupart d'entre eux s'accordent à diviser les implants de
stabilisation en deux grandes familles : les dispositifs de "fusion" et ceux de "non-fusion" [1]
[3] [4]. Les systèmes de "fusion" ou d'arthrodèse sont destinés à supprimer la mobilité
intervertébrale du ou des segment(s) instrumenté(s). Par opposition, les systèmes dits de "non-
fusion" ("motion-preserving" ou "motion sparing device") autorisent la mobilité (plus ou
moins limitée) du ou des segment(s) traité(s).
Les classifications spécifiques aux systèmes de non-fusion sont nombreuses mais pas
identiques, probablement parce qu'il existe un très grand nombre d'implants de ce type
actuellement sur le marché, tous différents par leur fonction, leur forme, la technique
d'implantation ou encore les matériaux qui les composent. La première répartition se fait soit
par la fonction de l'implant [2] [1] [5] soit par le site d'implantation (antérieur ou postérieur)
ou les solutions techniques [3] [6] [7] [8]. Courville et al [5] distinguent les dispositifs qui ont
pour but de remplacer une structure anatomique (prothèses de disques et systèmes de
remplacement des facettes) de ceux qui ne remplacent pas de structure anatomique, c'est à
dire tous les autres dispositifs. La classification de Barrey et al [2] [1] est assez similaire mais
présentée en termes de mobilité, séparant les implants qui ont pour but de restaurer la mobilité
du segment de ceux qui visent à contrôler cette mobilité. La classification reste non
standardisée. De plus, le terme de "stabilisation dynamique" est souvent employé mais pas
clairement défini. Pour certains auteurs l'expression "stabilisation dynamique" a la même
signification que "non-fusion", pour d'autres elle concerne uniquement les dispositifs
postérieurs de "non-fusion" et pour d'autres encore elle s'adresse aux implants pédiculaires de
"non-fusion".

171. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
155Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Afin de clarifier la présentation des différents implants et de faciliter la compréhension de
la suite du document, nous proposons une classification donnée dans la figure V.1.
Figure V. 1. Classification des implants de stabilisation du rachis lombaire.
Comme la majorité des auteurs, nous divisons ces dispositifs en deux grandes catégories :
"fusion" et "non-fusion". Nous considèrerons la "stabilisation dynamique" au sens le plus
large, c'est à dire les implants de "non-fusion".
Le concept des implants étant en grande partie lié à la technique d'implantation, les
implants sont ensuite classés en fonction du nom donné à la technique chirurgicale utilisée.
Dispositifs de
stabilisation
lombaire
Fusion
Non-fusion
Antérieure
Postérieur
e
Plaques, vis
et cages
Tiges, vis
pédiculaires
et cages
e
Arthroplastie
SPD
Prothèses de
disques
Prothèses de
nucléus
Implants
intradiscaux
Polymères
liquides
Interépineux
Systèmes de
remplacement
des facettes
Systèmes
pédiculaires
Stabilisation
semi-rigide
Stabilisation
souple

172. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
156Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Les systèmes de fusion sont donc divisés en deux catégories : fusion antérieure et fusion
postérieure. Il existe une troisième technique appelée fusion circonférentielle qui combine les
fusions antérieure et postérieure en utilisant le même matériel. Les dispositifs de non-fusion
sont ensuite répartis en deux groupes : stabilisation postérieure dynamique (SPD) et
arthroplastie.
La SPD comprend trois types d'implants classés en fonction de leur site d'implantation :
systèmes pédiculaires, inter-épineux et systèmes de remplacement des facettes. L'arthroplastie
est une technique chirurgicale qui consiste à redonner de la mobilité à une articulation, elle
s'applique ici au DIV. Cette catégorie comprend les prothèses de disques et les prothèses de
NP.
Certaines familles d'implants peuvent encore être subdivisées en fonction de leurs
caractéristiques mécaniques ou chimiques. C'est le cas par exemple des systèmes de SPD
pédiculaires qui sont souvent dissociés en fonction de leur capacité à conserver de la mobilité,
on distingue alors les systèmes dits "semi-rigides", des systèmes dits "souples » ("semi-rigid"
et "soft stabilisation"). Cette distinction n'est pas figée par des valeurs d'amplitude de mobilité
ou de raideur.
Les auteurs qui font cette distinction considèrent que les systèmes "semi-rigides" sont
destinés à fusionner le segment traité car ils permettent uniquement des "micro mobilités" par
rapport aux systèmes "souples" [1] [5]. Ces dispositifs sont parfois séparés en deux groupes :
métalliques et non métalliques. Les prothèses de NP peuvent aussi être réparties entre :
implants intra discaux (solides) et polymères liquides (qui se solidifient in situ). Dans les
paragraphes suivants nous présentons brièvement et de façon non exhaustive différents
dispositifs de fusion et de non-fusion afin de mieux comprendre leur utilité et les raisons des
évolutions technologiques de ces dispositifs rachidiens lombaires (chapitres V.2.1 et V.2.2).
V. 2. 1. Systèmes de fusion.
V. 2. 1. 1. Instrumentation et voies d'abords
L'arthrodèse, appelée fusion dans le langage courant, est une technique qui consiste à
supprimer la mobilité intervertébrale en créant un pont osseux entre les vertèbres.
L'idée consiste à réduire voire supprimer la douleur due à une dégénérescence discale en
immobilisant définitivement le segment douloureux et instable. Les deux techniques les plus
courantes sont la fusion postérieure (PLIF) et la fusion antérieure (ALIF).

173. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
157Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 2. 1. 2. Fusion postérieure
Avant le développement des implants de fusion, l'arthrodèse postérieure était réalisée par
greffe osseuse entre les éléments postérieurs des vertèbres supérieure et inférieure. Il existe
encore un débat sur la supériorité de la fusion instrumentée par rapport à la fusion non
instrumentée. Même si certaines études montrent une différence peu significative des résultats
entre les deux types de fusion, d'autres en revanche suggèrent que le taux de fusion osseuse
est plus élevé avec l’instrumentation [3].
La fusion par voie postérieure, aussi appelée PLIF pour "Posterior Lumbar Interbody
Fusion", consiste généralement à insérer une ou deux cage(s) dans le DIV puis à placer des
tiges fixées par des vis (pédiculaires) au niveau des pédicules (figures V.2 et V.3). Les cages
intersomatiques lombaires, souvent en PEEK ou en métal, sont remplies d'un greffon
(autogreffe, allogreffe ou substitut osseux) pour aider à la fusion des corps vertébraux. Les
tiges procurent une stabilité postérieure et une immobilisation initiale du segment traité afin
de faciliter la fusion osseuse intervertébrale. La mobilisation postopératoire immédiate du
patient est alors possible [3]. Cependant cette voie d'abord est traumatisante pour les
structures postérieures et présente un risque de lésion des racines nerveuses.
Figure V. 2. Fusion postérieure.
Bien que la fusion PLIF soit couramment pratiquée, certains chirurgiens préfèrent un abord
postérieur unilatéral, appelé TLIF pour "Transforaminal Lumbar Interbody Fusion" (figure
V.4). Cette technique de fusion transforaminale est moins invasive et évite tout contact avec
le canal rachidien.

174. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
158Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V.5. Fusion antérieure
avec cage.
V. 2. 1. 3. Fusion antérieure
La fusion antérieure ALIF ("Antérior Lumbar Interbody
Fusion") utilise également des cages intersomatiques avec
greffon. Cet abord permet de placer des cages plus larges qui
peuvent accueillir une quantité plus importante de greffon.
En complément, une plaque est vissée sur la partie antérieure
des corps vertébraux (figure V.5) afin d’immobiliser le
segment traité et d’empêcher la migration de la cage.
V. 2. 1. 4. Chirurgie mini-invasive
La chirurgie mini-invasive est de plus en plus utilisée et peut être appliquée pour toutes les
voies d'abord. Cette technique demande une bonne maitrise de la part du chirurgien qui
travaille "à l'aveugle" avec des ancillaires spécifiques ; elle permet de réduire le taux de
morbidité des tissus et le risque infectieux avec des résultats cliniques comparables à ceux des
autres techniques opératoires [3].
V. 2. 1. 5. Résultats cliniques
La réalisation d'une arthrodèse lombaire est toujours une intervention fréquente en
chirurgie rachidienne malgré l'émergence des nombreuses techniques de non-fusion. Il est
pourtant démontré que la fusion a des conséquences néfastes, en particulier sur les segments
adjacents [9] [10] [11] [12] [13] [14]. En effet, des lésions dégénératives au niveau des
segments mobiles adjacents à la fusion ont été mentionnées depuis une cinquantaine d'années,
d'abord comme un fait clinique inhabituel puis comme une complication habituelle.
L'apparition de ces lésions minore le résultat fonctionnel initialement obtenu et peut nécessiter
dans certains car une reprise chirurgicale.
Figure V.3. Exemples de cages PLIF et TLIF. Figure V.4. Implantation d'une cage
TLIF.

175. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
159Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Guigui et al [10] listent les principales lésions observées sur les segments adjacents à une
zone de fusion :
 Dégénérescence discale,
 Antélisthésis, rétrolisthésis,
 Hypermobilité,
 Hernie discale,
 Sténose canalaire,
 Lésions dégénératives des articulations zygapophysaires,
 Scoliose,
 Fracture du corps vertébral.
Même si les causes de ces lésions sont probablement multifactorielles, elles peuvent
s'expliquer en partie par une analyse biomécanique du rachis instrumenté. Comme nous
l'avons expliqué précédemment, les mouvements globaux du rachis résultent de la somme de
mouvements segmentaires. Lorsqu'un segment perd sa mobilité (arthrodèse), la cinématique
des segments adjacents va être modifiée afin de permettre au rachis de continuer à assurer la
mobilité globale.
Cette modification se traduit localement sur les segments adjacents à l'arthrodèse par une
augmentation de la mobilité, des contraintes facettaires (probablement liée à un déplacement
des centres de rotation) et des pressions intra discales [10].
Guigui et al expliquent que les taux d'incidence de ces liaisons dites jonctionnelles
rapportés dans la littérature sont très variables car ils dépendent du caractère rétrospectif des
études rapportées, des populations de patients étudiées, des méthodes d'analyse des résultats et
de la définition choisie pour ces syndromes. Par exemple les conséquences cliniques
représentent un taux de 5,2 % à 18 % alors que les signes radiologiques de dégénérescence
des niveaux adjacents varient de 20 % à 100 % suivant les études [10]. Lerat et al [15]
observent une atteinte dégénérative du segment adjacent sous la forme soit d'un pincement
discal soit d'une instabilité segmentaire (rétrolisthésis ou spondylolisthésis) chez 26 % des
patients à plus de dix ans de recul.
Les techniques chirurgicales ayant évoluées, une amélioration des résultats cliniques était
également attendue. Malheureusement les résultats cliniques de la fusion n'ont pas suivi ce
progrès. Ainsi, les complications persistantes liées à la fusion sont à l'origine du
développement de systèmes qui conservent une mobilité, pour traiter l'instabilité lombaire.

176. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
160Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 2. 2. Systèmes de non-fusion
V. 2. 2. 1. Prothèses de disques et prothèses de nucléus
Les dispositifs d'arthroplastie de DIV ont pour but d'assurer la stabilité du segment
instrumenté ainsi que de restaurer la mobilité et la hauteur discale.
V. 2. 2. 1. 1. Prothèses de disques
Les prothèses de DIV sont insérées par voie antérieure, ce qui donne l'avantage de laisser
intactes les structures postérieures, responsables en grande partie de la stabilité rachidienne.
Elles sont en général composées de deux plateaux métalliques ancrés sur la surface des corps
vertébraux et d'une partie en polymère ou en métal de forme convexe qui s'articule sur les
plateaux métalliques concaves. Il existe aujourd'hui plusieurs prothèses de disque sur le
marché mais seules quelques-unes ont été approuvées par la FDA comme : Charité III (De
Puy Spine) et Pro Disc (Synthes) [8].
V. 3. LES DIFFERENTS TYPES DES PROTHESES DISCALES LOMBAIRES
L’articulation intervertébrale est très spécifique et le remplacement total du disque
lombaire doit répondre à un cahier des charges biomécanique. La prothèse discale par sa
géométrie nécessite un encombrement limité pour s’appuyer sur les plateaux vertébraux sans
créer de conflit avec les structures adjacentes vasculaires ou neurologiques. Elle doit
permettre la restitution de la hauteur intervertébrale et participer au maintien de la courbure
physiologique en lordose du rachis lombaire. Sa caractéristique fondamentale est le maintien
de la mobilité avec des amplitudes idéalement identiques au disque sain et le nombre de
degrés de liberté précis de sa cinématique. Le disque seul, structure déformable, réalise une
liaison continue élastique et possède 6 degrés de liberté. Depuis les années 1950, plus d’une
centaine de brevets de prothèse discale lombaire ont été déposés. Très peu ont eu une
expérience clinique prolongée. Les modèles actuels peuvent être distingués en :
 Prothèses à noyau mobile bisphérique de type SB Charité III (figure V.6). Elles sont
composées d’une rotule bisphérique ou noyau en polyéthylène parfaitement congruent
avec les 2 plateaux métalliques concaves supérieur et inférieur. Cette prothèse autorise 2
degrés de libertés en translation et 3 en rotation.
 Prothèses à noyau mobile monosphérique de type Mobidisc (figure V.7). Le noyau en
polyéthylène convexe uniquement dans sa partie supérieure se trouve sur un plateau
inférieur métallique de surface plane.

177. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
161Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
 Le plateau supérieur métallique de la prothèse est concave vers le bas et congruent avec
le noyau. Ce type de prothèse possède 5 degrés de liberté et ne permet pas une translation
cranio-caudale tout comme les prothèses à noyau bisphérique.
 Prothèses à noyau sphérique fixe type Prodisc (figure V.8) ou Maverick (figure V.9).
Elles sont composées d’un plateau métallique inférieur muni d’une surface convexe
sphérique et d’un plateau supérieur métallique comportant une surface concave
congruente. Ces prothèses sont qualifiées de « prothèses contraintes », car elles ne
possèdent aucune possibilité de translation et n’autorisent que 3 degrés de liberté en
rotation.
 Prothèses à cylindre déformable type ESP. Les plateaux métalliques inférieur et
supérieur sont en liaison continue par l’intermédiaire d’un cylindre déformable. La
déformabilité donne une capacité de translation cranio-caudale. Il s’agit donc d’une
cinématique à 6 degrés de liberté.
 Mis à part la prothèse à cylindre déformable, les prothèses discales lombaires présentent
une très forte rigidité en compression et pas de rigidité en flexion-extension, inflexion
latérale et rotation axiale.
Les prothèses contraintes ont une hyper-rigidité en cisaillement antéropostérieur ou
transversal. Toutes ces prothèses ont fait leurs preuves avant leur commercialisation par des
tests biomécaniques démontrant leur résistance mécanique, la tenue des ancrages sous
charges statiques et leurs comportements après des efforts de compression de 1000 à 2000
Newtons. Ces tests sont également dynamiques pour l’étude de la résistance de la prothèse à
la fatigue, au fluage, à l’usure et la tenue des ancrages sous charges dynamiques [2,4].
Figure V. 7. Prothèse à noyau mobile
monosphérique de type Mobidisc.
Figure V. 6. Prothèse à noyau mobile
bisphérique de type SB Charité III.

178. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
162Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
La prothèse Charité III est la troisième version de la première prothèse de disque moderne
mise sur le marché. Elle a été certifiée par la FDA en 2004. Le concept de cet implant est
inspiré des prothèses de hanche et de genou qui utilisent en majorité des couples de matériaux
polyéthylène-métal pour les surfaces articulaires. La version actuelle possède un noyau
mobile en polyéthylène (UHMWPE) qui présente des surfaces convexes articulées avec les
plateaux concaves en alliage de Co Cr Mo recouverts d'un revêtement en titane et d'une
couche de phosphate de calcium.
Le noyau mobile en polyéthylène permet un mouvement de "glissement" et une translation
du centre instantané de rotation (CIR) suivant l'axe antéropostérieur au cours des mouvements
de flexion-extension. Serhan et al [8] citent les études in vitro de Cunningham qui montrent
que la prothèse Charité III restaure la mobilité naturelle du segment en flexion-extension et en
flexion latérale mais donne une mobilité supérieure à la normale en rotation axiale. De plus la
cinématique du niveau adjacent n'est pas modifiée. Serhan et al notent aussi que des études
cliniques réalisées en Europe annoncent une mobilité intervertébrale moyenne de 10,3° du
segment en flexion-extension après 10 ans de suivi. Des échecs cliniques ont cependant été
rapportés récemment.
Contrairement à la Charité III, la prothèse ProDisc possède un centre de rotation fixe car le
noyau en polyéthylène est fixé au plateau inférieur de l'implant (figure V.8). Les études
montrent une amplitude de mobilité moyenne de 3,8° (mesure radiographique) après plus de 8
ans de suivi clinique [8]. Les prothèses de disque peuvent être utilisées sur un ou deux
niveaux vertébraux. Elles sont destinées à traiter des patients atteints de dégénérescence
discale avec une hauteur discale d'au moins 4 mm et une absence de dégénérescence des
facettes articulaires. Néanmoins leur usage reste très limité car les contre-indications sont
nombreuses (déformations, spondylolisthésis, ostéoporose, etc.) [16].
Figure V. 8. Prothèse à noyau sphérique
fixe type Prodisc L.
Figure V. 9. Prothèse à noyau sphérique
fixe type Maverick.

179. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
163Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Les résultats cliniques sont forttement dépendants de la "sélection" des patients [3].
Lemaire et al [17] ont analysé les complications des prothèses de disques lombaires sur une
série de deux cents cas. Ils concluent que le taux de complications de ces prothèses est
équivalent, voire inférieur à celui des arthrodèses antérieures et que le taux de reprises
chirurgicales est nettement inférieur à court et à long terme. Les inconvénients de ces
dispositifs restent liés à une faible capacité d'absorption des chocs, à des indications limitées
et au risque de migration.
V. 3. 1. Prothèses de NP
Les prothèses de NP figure V.10 ont pour but de reconstruire le NP en préservant l'intégrité
de l'annulus et des PCV (plaques
cartilagineuses vertébrales). Ces
implants sont conçus pour traiter des
disques qui présentent une
dégénérescence avancée du NP mais
un AF presque sain. Il existe des
implants intra-discaux, sous forme
solide, qui ont des propriétés proches
de celles des tissus du NP mais leur implantation nécessite une large incision de l'AF qui
augmente le risque d'expulsion. D'autres dispositifs se présentent sous forme de polymères
liquides qui se solidifient in situ. Leur implantation mini-invasive se fait par injection via une
petite incision de l'AF ce qui minimise le risque d'expulsion.
V. 3. 2. Implants inter-épineux
Les implants inter-épineux ont été développés comme alternative à la fusion et à la
prothèse discale. Placés entre les apophyses épineuses, ils sont souvent maintenus en position
par un ligament synthétique. L'implantation de ce type de dispositif est réversible et peu
traumatisante pour les tissus postérieurs. Les inter-épineux, en exerçant une contention des
apophyses épineuses, permettent d'augmenter l'espace du canal rachidien et du foramen lors
des mouvements de flexion. Ils sont donc indiqués pour le traitement des affections des
facettes articulaires et des claudications neurogènes dues à des sténoses.
Figure V. 10. Prothèses de nucleus pulposus.
(a) : PDN SOLO, (b) : Spirale à mémoire de forme.

180. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
164Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V. 11. Implants inter-épineux. (a) Wallis, (b) DIAM, (c) X-stop, (d) Coflex.
L'implant Wallis (figure V.11.a) (Zimmer Spine) est composé d'une cale en PEEK et d'une
tresse (ligament) de polyester qui se fixe sur la cale par un système de clip après
contournement des épineuses (figure V.12.a). Cet implant, développé par le CHU de
Bordeaux à la fin des années 80, donne de bons résultats cliniques après plus de 15 ans de
suivi postopératoire pour les premiers cas et un taux de détérioration du niveau adjacent de
11,3 % à 10 ans [18].
Figure V. 12. Implant inter-épineux in situ. (a) Wallis, (b) DIAM, (c) X-stop, (d) Coflex.
Le X-stop (St. Francis Medical Technologies, Inc.) est un implant en titane figure V.11.c
qui a été approuvé par la FDA (Food and Drug Administration) en 2005. Contrairement à
l'implant Wallis, le X-stop n'est pas maintenu avec un ligament autour des apophyses
épineuses ce qui donne plus de mobilité au mouvement de flexion (figure V.12.c). Plusieurs
études cliniques ont été menées et ont révélé l'efficacité de ce dispositif pour le traitement de
la claudication neurogène [6]. Des études in vitro sur cadavres ont montré que ce dispositif
réduit la pression intra-discale dans le NP et la partie postérieure de l'AF. Il diminue
également la pression sur les facettes articulaires sans modification des pressions sur le niveau
adjacent [5].

181. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
165Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Le rapport de la MSAC [19] précise que deux études ont évalué la fiabilité de l'implant X-
stop et note un taux de complications mineures (détresse respiratoire, douleur, gonflement)
pour 8 % des patients et quelques complications majeures (mauvais positionnement de
l'implant par exemple) pour 3 % des patients.
L'implant DIAM (Medtronic Sofamor Danek) est un inter-épineux "souple" car il est
composé de silicone et recouvert de polyéthylène (figures V.11.b et V.12.b). La technique
opératoire est similaire aux deux techniques présentées précédemment. Les tests
biomécaniques (in vitro) ont montré que cet implant permet de réduire la pression intra-
discale [6].
Le dispositif Coflex (Paradigm Spine), en forme de U (figures V.11.d et V.12.d), est
entièrement composé de titane. Cet implant diffère des deux précédents car il permet à la fois
les mouvements de flexion et d'extension et n'agit pas comme une butée lors de l'extension.
Kong et ses collaborateurs ont rapporté des résultats comparables à un an de suivi avec le
Coflex par rapport à la fusion postérieure. Les deux groupes ont connu une amélioration
significative de leur état de santé mais le groupe traité avec le Coflex a préservé la mobilité du
segment instrumenté (L4-L5) alors que le groupe qui a subi une fusion postérieure présente un
accroissement de la mobilité du segment adjacent (L3-L4) [5].
V. 3. 3. Systèmes de remplacement des facettes
Le système de remplacement des facettes articulaires est une technologie émergente
conçue pour restaurer la fonction de ces facettes.
La chirurgie nécessaire à l'implantation de ce type de dispositif est très invasive puisqu'elle
consiste, entre autres, à retirer les facettes articulaires (facectomie). L'implant TFAS (Archus
Orthopedics) est ancré dans les corps vertébraux par des tiges (figure V.13.a).
Figure V. 13. Systèmes de remplacement des facettes, (a) TFAS, (b) TOPS, (c) Stabilimax NZ.

182. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
166Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
La mobilité est assurée par des sphères qui glissent sur des surfaces courbes. Ce dispositif
est indiqué pour le traitement des sténoses lombaires et nécessite une facectomie.
Le TOPS (implant) est fixé avec un système similaire à des vis pédiculaires (figure
V.13.b), il est monobloc et composé de deux parties en titane reliées par une partie flexible en
polyuréthane.
Le dispositif Stabilimax NZ (Applied Spine Technologies, Inc.) est composé de deux
éléments indépendants (droite et gauche) qui contiennent chacun un ressort. Il se fixe
également par un système pédiculaire (figure V.13.c).
V. 3. 4. Systèmes de SPD pédiculaires
Dans ce paragraphe nous présentons, de façon non exhaustive, quelques implants de SPD
pédiculaires sans faire de distinction entre "semi-rigides" et "souples" ou encore métalliques
et non métalliques. Les systèmes de SPD visent à répartir la transmission des charges au sein
de l'UF en préservant une mobilité intervertébrale. Ils n'ont pas pour but de restaurer la
mobilité intervertébrale du segment sain mais de corriger le mouvement pathologique afin de
diminuer les douleurs lombaires et
radiculaires. La technique d'implantation
de ces dispositifs est plus longue que
celle des inter-épineux et nécessite de
maitriser la visée pédiculaire.
La supériorité de ce type de
dispositifs par rapport à la fusion est très
discutée.
Certaines études démontrent de meilleurs résultats avec ces systèmes dynamiques. Par
exemple Kaner et al ont comparé la SPD pédiculaires avec la fusion dans le traitement des
instabilités dégénératives et concluent sur la supériorité des systèmes dynamiques [7]. Le
premier système mis sur le marché est le ligament de Graf (Surgigraft), ligament en polyester
placé sous tension autour de vis pédiculaires en titane (figure V.14).
Ce système qui met en compression les articulations zygapophysaires a donné des
résultats variables avec des complications neurologiques [20] [6]. Sauri et Gille [20]
expliquent que ce dispositif, par la mise en extension de l'UF, transfère les charges de la partie
antérieure du disque vers la partie postérieure de l'AF et les facettes articulaires.
Figure V. 14. Ligament de Graf.

183. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
167Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
L'augmentation des charges sur les facettes peut conduire à une accélération de la
dégénérescence des surfaces articulaires, pouvant être source de douleurs et expliquant la
dégradation rapide des résultats. Le ligament de Graf tend actuellement à être abandonné.
Le système Dynesys (Zimmer Spine), développé par G. Dubois en 1994, se compose de vis
pédiculaires en titane, d'un ligament artificiel en PET (polyéthylène téréphtalate) et de cales
tubulaires en polycarbonaturéthane (PCU) (figure V.15).
Le ligament artificiel est sollicité en
traction au cours des mouvements de
flexion et les cales sont sollicitées en
compression lors des mouvements
d'extension. La distraction obtenue par
les éléments en PCU permet de
soulager les facettes articulaires et de
limiter la pression discale. De
nombreuses études ont été réalisées
avec cet implant ; les résultats restent
contradictoires. Certaines études montrent de meilleurs résultats avec le Dynesys qu'avec un
traitement conservateur mais ils restent comparables à ceux de la fusion traditionnelle [6] [7].
La principale complication de ce système est le loosening des vis pédiculaires qui survient en
général de façon précoce [20].
Ce phénomène a été constaté chez plus de 19 % des patients [21] [22]. Un taux de rupture
de 17 à 19 % a également été rapporté par Khoueir et al [6]. Néanmoins ce système de
renommée mondiale sert souvent de référence pour les études cliniques et biomécaniques
d'autres dispositifs. Le Dynesys est l’un des rares implants de SPD pédiculaire approuvé par
la FDA car il est assimilé à un système de fusion et non à un système de non-fusion. Le
Dynesys et le ligament de Graf sont les plus connus et ont fait l'objet du plus grand nombre de
publications. Cependant il y a de plus en plus d'implants de ce type sur le marché, pour
lesquels il y a peu de données. Une liste non exhaustive est présentée dans le tableau V.1.
Figure V. 15. Système Dynesys.

184. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
168Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Table V. 1. Implants de SPD pédiculaires.
V. 4. MODELISATION 3D DES PROTHESES DISCALES LOMBAIRES
Depuis plusieurs années, les prothèses discales ont été étudiées et utilisées pour le
remplacement des disques manquants. Il est bien connu que le succès d’une implantation
discale dépende fortement de stabilité initiale de l’implant et de son ostéo-intégration à long
terme dû à la distribution optimale des contraintes mécaniques dans l’os environnant. 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 des variations du positionnement d'implant discale, de la
conception d'implant, de la géométrie de prothèse, des conditions de charges occlusives, des
composantes prosthétiques et des biomatériaux utilisés. Ainsi, un nouveau concept d'ajouter
un biomatériau aux composantes prosthétiques du système d'implant discale, interposé entre
les deux segments (S1-L5), permet d'atténuer les chocs occlusifs et minimiser les contraintes
Dispositif Société Technologie Alliage de titane
DSS®
Paradigm Spine Alliage de titane
SOBAR TTL®
Scient'x
Alliage de titane,
système amortissant
par anneaux empilés
COSMIC®
Ulrich Medical
Système de charnière
intégré à la tête des
vis pédiculaires
BIOFLEX®
BioSpine
Ressort hélicoïdal en
nitinol
ELASPINE®
Spinelab Tige en polyuréthane

185. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
169Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
mécaniques à l'interfaces-implant, les figures ci-dessous montrent les différents types de
prothèse discale lombaire utilisée dans cette étude.
V. 4. 1. Prothèse discale de Maverick
,
Figure V. 16. Dessin de définition de la prothèse discale de Maverick [23].
(a) : plateau supérieur, (b) : plateau inférieur.
Figure V. 17. Prothèse discale de Maverick [23].
(a) : Vue éclatée, (b) : Assemblage en perspective isométrique,
(c) : Assemblage en coupe.
(a) (b)
(a) (c)(b)
Plateau supérieur
(Alliage Co-Cr-Mo).
Plateau inférieur
(Alliage Co-Cr-
Mo).

186. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
170Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 4. 2. Prothèse discale de Charité III
Figure V.18. Dessin de définition de la prothèse discale de Charité III [24].
(a) : plateau supérieur, (b) : noyau en polyéthylène.
Figure V. 19. Prothèse discale de Charité III [24].
(a) : Vue éclatée, (b) : Assemblage en perspective isométrique,
(c) : Assemblage en coupe.
(b)
(a)
(a)
Noyau (polyéthylène)
Plateau supérieur
(Alliage Co-Cr-Mo).
Plateau inférieur
(Alliage Co-Cr-Mo).
(c)
(b)

187. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
171Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 4. 3. Prothèse discale de cisaillement et rotation axiale (Modelé I)
Figure V. 20. Dessin de définition de la prothèse discale de cisaillement et rotation axiale
[25]. (a) : plateau supérieur, (b) : noyau en polyéthylène.
Figure V. 21. Prothèse discale de cisaillement et rotation axiale [25].
(a) : Vue éclatée, (b) : Assemblage en perspective isométrique,
(c) : Assemblage en coupe.
(a)
Plateau supérieur
(Alliage Co-Cr-Mo).
Plateau inférieur
(Alliage Co-Cr-Mo).
Noyau (polyéthylène)
(c)
(b)
(b)
(a)

188. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
172Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 4. 4. Prothèse discale de prodisc L
Figure V. 22. Dessin de définition de la prothèse discale de prodisc L[26].
(a) : plateau inférieur, (b) : plateau supérieur.
Figure V. 24. Prothèse discale de prodisc L [26]. (a) : Vue éclatée,
(b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) : Assemblage en coupe.
(a) (b)
Plateau inférieur
(Alliage Co-Cr-Mo).
Noyau (polyéthylène)
Plateau supérieur
(Alliage Co-Cr-Mo).
(a)
(b)
(c)
Figure V. 23. Dessin de définition du noyau
polyéthylène de la prothèse de ProDisc L.

189. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
173Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 4. 5. Prothèse discale de cisaillement et rotation axiale (Modelé II)
Figure V. 25. Dessin de définition de la prothèse discale de cisaillement et rotation axiale
[25]. (a) : plateau supérieur, (b) : noyau en polyéthylène.
Figure V.26. Prothèse discale de cisaillement- rotation axiale [25]. (a) : Vue éclatée,
(b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) : Assemblage en coupe.
(b)
(c)
Plateau supérieur
(Alliage Co-Cr-Mo).
Plateau inférieur
(Alliage Co-Cr-Mo).
Noyau (polyéthylène)
(a)
(a) (b)

190. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
174Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 4. 6. Prothèse discale de cisaillement et rotation axiale (Modelé III)
Figure V. 27. Dessin de définition de la prothèse discale de cisaillement et rotation axiale [25].
(a) : plateau supérieur, (b) : plateau inférieur.
Figure V. 29. Prothèse discale de cisaillement- rotation axiale [25]. (a) : Vue éclatée,
(b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) : Assemblage en coupe.
(a)
Plateau supérieur
(Alliage Co-Cr-Mo).
Plateau inférieur
(Alliage Co-Cr-Mo).
Noyau (polyéthylène).
(b)
(c)
Figure V. 28. Dessin de définition du noyau
polyéthylène de la prothèse (Modelé III).
(a) (b)

191. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
175Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 4. 7. Prothèse discale avec anneau polyéthylène au milieu
Figure V. 30. Dessin de définition de la Prothèse discale avec anneau au milieu [25].
(a) : plateau supérieur, (b) : plateau inférieur, (c) : Anneau polyéthylène.
Figure V. 31. Prothèse discale avec anneau au milieu [25]. (a) : Vue éclatée,
(b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) : Assemblage en coupe.
Plateau supérieur
(Alliage Co-Cr-Mo).
Anneau polyéthylène.
Plateau inférieur
(Alliage Co-Cr-Mo).
(a) (b) (c)
(a) (b)
(c)

192. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
176Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 4. 8. Prothèse discale à parois épaisse au milieu
Figure V. 32. Dessin de définition de la prothèse discale à parois épaisse au milieu [25].
(a) : Anneau en polyéthylène, (b) : plateau superieur, (c) : noyau polyéthylène.
Figure V. 33. La prothèse discale à parois épaisse au milieu [25]. (a) : Vue éclatée,
(b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) : Assemblage en coupe.
Plateau supérieur
Alliage Acero316L
Noyau polyéthylène.
Plateau inférieur
Alliage Acero316L
Anneau (PEEK)
(a) (b) (c)
(a) (b) (c)

193. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
177Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 4. 9. Cage de fusion intersomatique lombaire approche unilatérale
Figure V. 34. Dessin de définition de la Cage de fusion intersomatique lombaire approche
unilatérale [27].
(a) : cage intersomatique en PEEK, (b) : l’os greffon (3), (c) : l’os greffon (1).
Figure V. 35. Cage de fusion intersomatique lombaire approche unilatérale [27].
(a) : Vue éclatée, (b) : Assemblage en perspective isométrique,
(c) : Assemblage en coupe.
L’os Greffon (2).
L’os Greffon (1).
L’os Greffon (3).
Cage inter somatique en
(PEEK OU METAL).
Cage intersomatique en
(PEEK OU METAL).
(b)
(c) (a)
(a) (c)(b)

194. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
178Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 4. 10. Cage de fusion intersomatique lombaire
Figure V. 36. Dessin de définition de la Cage de fusion intersomatique lombaire [28].
(a) : l’os greffon. (b) : cage intersomatique en PEEK.
Figure V. 37. Cage de fusion intersomatique lombaire [28].
(a) : Vue éclatée, (b) : Assemblage en perspective isométrique,
(c) : Assemblage en coupe.
Cage inter somatique en
(PEEK OU METAL).
L’os Greffon
(a) (b) (c)
(b)(a)

195. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
179Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 4. 11. Système de fixation thoraco-lombaire postérieur
Figure V. 38. Dessin de définition du système de fixation thoraco-lombaire postérieur [27].
(a) : vis pédiculaire, (b) : la tige, (c) : ceinture.
Figure V. 39. Système de fixation thoraco-lombaire postérieur [27].
(a) Assemblage en perspective isométrique, (b) : 2 tiges avec la ceinture,
(c) : 6 vis pédiculaires.
(a) (c)
6 Vis pédiculaires en Titanium.
(b)
Ceinture
2 tiges en Titanium.
(a) (b) (c)

196. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
180Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 5. LE SYSTEME DE FIXATION THORACO-LOMBAIRE POSTERIEUR
V.5. 1. Présentation du SFP
Le système de la fixation postérieure se compose de neuf pièces : six vis pédiculaires, deux
tiges reliées par la ceinture en alliage de titane (Ti6Al4V ISO 5832-3) comme le montre la
figure V.40.
V. 5. 2. Technique opératoire
On appelle "technique opératoire" l'ensemble des différentes étapes chirurgicales qui
permettent l'implantation du dispositif. Cette technique opératoire est un élément essentiel tant
en phase de conception qu'en phase d'implantation. Elle doit être considérée dès la phase de
conception et ne peut être dissociée de la conception de l'implant lui-même. En effet, le
design (et donc les solutions techniques) de l'implant doit permettre son implantation.
Pour cela une instrumentation chirurgicale (ancillaire) spécifique est développée en
parallèle. Cette tâche nécessite une collaboration étroite entre praticiens (chirurgiens) et
concepteurs. Les ancillaires doivent être fonctionnels pour accompagner les gestes
chirurgicaux du praticien et réduire la durée opératoire afin de limiter le risque de
complications pour le patient (lésions, infections...).
Figure V. 40. Positionnement des vis pédiculaires [29]
(a) orientation de la vis, (b) point d'entrée de la vis.
Angle
d'attaque
Pédicule
Facette
articulaire
Apophyse
transvers
Point d'entrée
(a) (b)

197. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
181Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
La première étape de l'implantation du système de fixation postérieur consiste à insérer les
vis pédiculaires. Après taraudage du pédicule le chirurgien vérifie à l'aide d'un palpeur que le
perçage est bien dans l'axe du pédicule [29].
Il insère ensuite la vis pédiculaire. Les vis pédiculaires doivent être positionnées avec un
angle d’attaque suffisant de manière à ce que les têtes de vis soient logées dans le creux formé
par la jonction de la facette articulaire et de l’apophyse transverse (figure V.41).
Cette étape demande une bonne maîtrise de la visée pédiculaire, Ces vis pédiculaires sont
dites "polyaxiales" car la tête est en liaison rotule (trois rotations possibles) avec la tige
filetée. Cela permet l'orientation des têtes de vis pour faciliter la mise en position de l'implant
lors de l’étape suivante.
Figure V. 41. Position des vis et positionnement de la cage intersommatique lombaire.
(a) : vue postérieure, (b) : vue antérieure.
(a) (b)

198. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
182Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 5. 3. Remplacement des prothèses discales et Système de fixation thoraco-lombaire
postérieur
Figure V. 42. Système de fixation thoraco-lombaire postérieure [27]
(a) : vue de face, (b) : vue de gauche, (c) : vue d’arrière.
Figure V. 43. Remplacement du Système de fixation thoraco-lombaire [27]
(a) : assemblage total (6 vis avec 2 tiges), (b) : positionnement des vis pédiculaires,
(c) : système de fixation postérieur.
(a) (b) (c)
(a) (c)
Tige
Vis
(b)
L5
L4
S1

199. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
183Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V. 44. Remplacement de Prothèse à noyau sphérique fixe type Maverick [23].
Figure V. 45. Remplacement de la Prothèse à noyau mobile bisphérique type SB Charité [24].
Prothèse de Charité III.
S1S1
L5 L5
S1S1
L5
L5
Prothèse de Maverick.

200. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
184Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V. 46. Remplacement de la Prothèse à noyau sphérique fixe type Prodisc L [26].
Figure V. 47. Remplacement de la prothèse discale de cisaillement et rotation axiale [25]
(Modelé I)
S1
L5L5
S1
L5
S1 S1
L5
Prodisc L

201. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
185Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V. 48. Remplacement de la prothèse discale de cisaillement et rotation axiale [25]
(Modelé II)
Figure V. 49. Remplacement de prothèse discale de cisaillement et rotation axiale [25]
(Modelé III).
L5
S1
L5L5
S1 S1
L5
S1

202. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
186Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V. 50. Remplacement de Prothèse à anneau au milieu [25].
Figure V. 51. Remplacement de Prothèse à parois épaisse au milieu [25].
L5
S1 S1
L5L5
S1S1
L5

203. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
187Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V. 52. Remplacement de la Cage de fusion inter somatique lombaire approche
unilatérale [27].
Figure V. 53. Remplacement de la Cage de fusion intersomatique lombaire [28].
V. 6. ÉTATS DE L'INTERFACE
Les interfaces entre les composants de la colonne vertébrale ; la prothèse, système de la
fixation postérieur (6 vis, 2 tiges plus la ceinture) et le sacrum, ainsi qu’entre l'os cortical et
spongieux sont traitées comme des interfaces parfaitement collées.
Implants d’ostéosynthèse
(2 cages inter somatiques
avec greffon)
L5 L5
S1S1
L5 L5
S1
S1Implants d’ostéosynthèse
(Cage intersomatique avec
greffon)

204. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
188Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 7. MAILLAGE 3D DES PROTHESES DISCALES LOMBAIRES
Comme le montre la figure V.54, les différentes composantes ont été maillées en éléments
linéaires tétraèdres à dix nœuds (figure V.55). Puisque l'interface os-implant est soumis aux
contraintes maximales et déformations sous un chargement combiné (compression plus
flexion), on a jugé fondamental de raffiner le maillage au niveau de cette interface Figure
V .56 afin d’aboutir à une précision optimale. Le maillage des composants est vérifié pour une
utilisation dans une analyse des contraintes et déformations conséquentes par éléments finis.
Figue V. 54. Modèle éléments finis de la prothèse Maverick [23].
Figue V. 55. Modèle éléments finis de la prothèse Charité III [24].
Figue V. 56. Modèle éléments finis de la prothèse ProDisc L[26].

205. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
189Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figue V. 57. Modèle éléments finis de la prothèse de cisaillement et rotation axiale [25]
(Modèle I).
Figue V. 58. Modèle éléments finis de la prothèse de cisaillement et rotation axiale [25]
(Modèle II).
Figue V. 59. Modèle éléments finis de la prothèse de cisaillement et rotation axiale [25]
(Modèle III).
Figue V. 60. Modèle éléments finis de la Prothèse discale avec anneau en milieux [25].

206. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
190Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figue V. 61. Modèle éléments finis de la prothèse discale à parois épaisse en milieux [25].
Figue V. 62. Modèle éléments finis de la Cage de fusion intersomatique lombaire approche
unilatérale avec os greffon [27].
Figue V. 63. Modèle éléments finis de la Cage de fusion intersomatique lombaire avec os
greffon [28].

207. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
191Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 8. MOYENS D'EVALUATION NUMERIQUE
La simulation numérique est aujourd'hui largement utilisée dans plusieurs domaines de
l'ingénierie, et les recherches entreprises depuis plus de 20 ans concernant la modélisation
géométrique et mécanique du rachis débouchent progressivement sur des applications
cliniques d'intérêt majeur. Comme nous l'avons vu, les outils d'évaluation in vivo et in vitro
posent un certain nombre de limitations : procédures non standardisées et variabilité inter-
spécimens pour les essais in vitro, contraintes médicales, éthiques, et variabilité inter-
individuelle pour l’in vivo. Ces limitations sont en réalité des freins à la comparaison. C'est
notamment dans le cadre des comparaisons d'implants, que les méthodes de calcul de
structures, et plus particulièrement la modélisation en éléments finis, largement employées en
mécanique classique, trouvent leur utilité.
V. 9. PRINCIPE
Rappelons qu'un modèle numérique biomécanique est une maquette virtuelle intégrant à la
fois la géométrie et les propriétés mécaniques des régions anatomiques considérées, qu'elles
soient intactes, lésées, ou restaurées chirurgicalement.
La Méthode des Eléments Finis (M.E.F.) consiste préalablement en une modélisation
géométrique (2D ou 3D) filaire, surfacique ou volumique, des structures, suivie de leur
discrétisation. Les éléments constituant le maillage de la structure sont liés entre eux par leurs
sommets (que l'on appelle nœuds).
Ces nœuds assurent la continuité et les interactions mécaniques dans la structure. La
définition de conditions aux limites (en efforts et en déplacements) sur certaines parties du
modèle, permet enfin la résolution du système d'équations global.
Les résultats de ces calculs concernent les déplacements, les efforts et moments, les
déformations, et les contraintes mécaniques, dans chaque partie du modèle (du rachis et/ou de
l’implant). Bien entendu la validation du modèle, pour vérifier la cohérence de la réponse, est
essentielle.
Cette validation consiste à tester physiquement un certain nombre de spécimens
représentatifs du modèle en bloquant une partie, en chargeant une autre partie, et en mesurant
par exemple les déplacements de la structure.
On peut également (c'est plus rare) mesurer des déformations locales à l'aide de jauges de
déformation. Cet essai physique est ensuite modélisé : on applique au modèle numérique les

208. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
192Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
conditions aux limites utilisées lors de l'essai physique et on compare les résultats du modèle
et de l'essai physique.
V. 10. MODELISATION EN ELEMENTS FINIS ET EVALUATION DES IMPLANTS
RACHIDIENS LOMBAIRES
Plusieurs équipes de recherches se sont engagées dans le développement de modèles
tridimensionnels du rachis lombaire. Parmi les premières équipes à avoir développé leur
propre modèle, on peut citer celles de Shirazi-Adl et Al. (Ecole Polytechnique de Montréal -
Canada) [Shirazi-Adl et al. 1984; Shirazi-Adl et al. 1986; Shirazi-Adl et al. 1986; Shirazi-Adl
et al. 1987; Shirazi-Adl 1991], Goel et Al. (Iowa Spine Research Center, Iowa City - Etats-
Unis) [Goel et al. 1988; Goel et al. 1995], Lavaste, Skalli, et Al. (LBM, ENSAM, Paris -
France) [Lavaste 1992; Robin 1992; Maurel 1993; Skalli 1993; Veron 1997; Lafage et al.
2007].
Ces modèles (parmi d’autres), ont depuis été largement utilisés pour l'analyse conceptuelle
de différents types d'instrumentations rachidiennes, notamment par les équipes de Goel [Goel
et al. 1988] et de Lavaste et Skalli [Skalli 1993; Templier 1998].
V. 11. PERSPECTIVES OFFERTES PAR LA MODELISATION EN ELEMENTS
FINIS
La modélisation numérique est difficilement comparable aux autres moyens d'évaluation
des implants rachidiens lombaires. Les essais in vitro sont généralement menés en phase
d’investigation préclinique, contrairement aux évaluations in vivo, qui par définition
concernent l'évaluation clinique et le suivi post-opératoire.
La modélisation numérique peut, intervenir à n'importe quelle phase de développement et
de suivi d'un implant. Elle constitue un outil de dimensionnement et de validation de la
conception, mais aussi d'analyse et de compréhension des différents phénomènes liés à
l'utilisation de l'implant. La démarche de modélisation numérique est alimentée par les
expérimentations in vitro, indispensables à la validation des modèles, mais également par le
suivi clinique, permettant d'orienter, voire de personnaliser les simulations.
Car aujourd’hui, un autre atout de ces modélisations, est qu’elles peuvent être
personnalisées pour représenter (de manière schématique) le rachis d'un patient donné, et
apporter au clinicien des éléments objectifs susceptibles d'enrichir sa réflexion, dans les
perspectives de recherches futures.

209. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
193Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 12. LES PROPRIETES MECANIQUES DES PROTHESES DISCALES
LOMBAIRES
Les propriétés mécaniques des matériaux utilisés dans cette étude sont données dans les
quatre tableaux suivants.
Tableau V. 2. Résumé des composantes et leurs comportements mécaniques pour les trois
prothèses discales (Maverick, Prothèse Charité III, Prodisc L).
Tableau V. 3. Résumé des composantes et leurs comportements mécaniques pour les trois
Prothèses de cisaillement et rotation axiale.
Type de prothèses Composante (matériaux)
Module Élastique
(E) (MPa)
Coefficient
De Poisson
References
Prothèses Maverick
[23].
Alliage Co-Cr-Mo (plateau supérieur) 210000 0,3 [45, 46, 47, 48, 49]
Alliage Co-Cr-Mo (plateau inferieur) 210000 0,3 [45, 46, 47, 48, 49]
(Vis pédiculaires + la tige) Titanium 115000 0,34 [30, 31, 32, 33, 50]
Prothèse Charité III
[24].
Alliage Co-Cr-Mo (plateau supérieur) 300000 0,27 [30, 31, 32, 33, 50]
Alliage Co-Cr-Mo (plateau inferieur) 300000 0,27 [30, 31, 32, 33, 50]
Noyau (polyéthylène) 2000 0,4 [30, 31, 32, 33, 50]
(Vis pédiculaires + la tige) Titanium 104000 0,3 [30, 31, 32, 33, 50]
Prodisc L
[26].
Alliage Co-Cr-Mo (plateau supérieur) 210000 0,3 [45, 46, 47, 48, 49]
Alliage Co-Cr-Mo (plateau inferieur) 210000 0,3 [45, 46, 47, 48, 49]
Noyau (polyéthylène) 1200 0,35 [45, 46, 47, 48, 49]
(Vis pédiculaires plus la tige) Titanium 1450000 0.3 [34, 35, 56, 57, 58]
Type de prothèses Composante (matériaux)
Module Élastique
(E) (MPa)
Coefficient
De Poisson
References
Prothèse de cisaillement et
rotation axiale (Modèle I)
[25].
Alliage Co-Cr-Mo (plateau supérieur) 200000 0.28 [52, 53, 54, 55]
Alliage Co-Cr-Mo (plateau inferieur) 200000 0.28 [52, 53, 54, 55]
Noyau (polyéthylène) 1000 0.41 [52, 53, 54, 55]
Prothèse de cisaillement et
rotation axiale (Modèle II)
[25].
Alliage Co-Cr-Mo (plateau supérieur) 210000 0,3 [36, 37, 56, 57, 58]
Alliage Co-Cr-Mo (plateau inferieur) 210000 0,3 [36, 37, 56, 57, 58]
Noyau (polyéthylène) 1016 0,46 [36, 37, 56, 57, 58]
(Vis pédiculaires plus la tige) Titanium 145000.0 0.3 [36, 37, 56, 57, 58]
Prothèse de cisaillement et
rotation axiale (Modèle
III) [25].
Alliage Acero316L (plateau supérieur) 200000 0.3 [38, 39, 40, 41, 68]
Alliage Acero316L (plateau inferieur) 200000 0.3 [38, 39, 40, 41, 68]
Noyau (polyéthylène) 2000 0.3 [42, 43, 44, 51]
(Vis pédiculaires plus la tige) Titanium 11000 0.3 [69, 70, 71]

210. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire5
194Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Tableau V. 4. Résumé des composantes et leurs comportements mécaniques pour les deux
Prothèses (à anneau au milieu ; à parois épaisse).
Tableau V. 5. Résumé des composantes et leurs comportements mécaniques pour les deux
systèmes de fusion postérieure.
V. 13. MODELE D’ELEMENTS FINIS
Figue V.64. Maillage par éléments finis de la colonne vertébrale :
(a) : vue isométrique, (b) : vue de gauche, (c) : vue de face, (d) : vue d’arrière
Type de prothèses Composante (matériaux)
Module Élastique
(E) (MPa)
Coefficient
De Poisson
References
Prothèse discale avec
anneau en milieux [25].
Alliage Co-Cr (plateau supérieur) 213000 0.33 [59]
Alliage Co-Cr (plateau inferieur) 213000 0.33 [59]
Anneau (polyéthylène) 1016 0,46 [56, 57, 58]
(6 Vis pédiculaires plus 2 tiges) Titanium 113000 0.2 [60]
Prothèse discale à parois
épaisse [25].
Alliage Acero316L (plateau supérieur) 200000 0.3 [68]
Alliage Acero316L (plateau inferieur) 200000 0.3 [68]
Noyau (polyéthylène) 2000 0.3 [51]
Anneau (PEEK) 20000 0.4 [64, 65, 66, 67]
(6 Vis pédiculaires plus 2 tiges) Titanium 104000 0.3 [51]
Type de prothèses Composante (matériaux)
Module Élastique
(E) (MPa)
Coefficient
De Poisson
References
Cage de fusion
intersomatique lombaire
approche unilatérale
avec os greffon [27].
Os greffon 100 0.2 [61]
Cages inter somatiques lombaires (PEEK)1
3500 0.3 [63]
(6 Vis pédiculaires plus 6 tiges, ceinture)
Titanium
110000 0.3 [62]
Cage de fusion
intersomatique lombaire
avec os greffon [28].
Cages inter somatiques lombaires (PEEK)1
3500 0.3 [63]
Os greffon 100 0.2 [61]
(6 Vis pédiculaires plus 6 tiges, ceinture)
Titanium
104000 0.3 [51]
(a) (b) (c) (d)

211. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
195Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 14. LES CONDITIONS AUX LIMITES
V. 14. 1. Explication du modèle biomécanique
Figure V.65. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (chargement antérieur).
Le schéma de la figure V.65 représente une personne en position debout de poids
spécifique globale 80kg, la masse globale (tête, cou, bras (gauche + droite), avant-bras
(gauche + droite), main (gauche + droite)) est de 13,4517kg divisée par la surface supérieure
de la vertèbre thoracique Th1 représentant la pression P1 ; la charge P2 représente la masse du
tronc supérieur du corps est de 12,768kg ; la distance entre le point d'application de la charge
et l'axe (yy') est de 200 mm. La masse totale du tronc inferieur du corps humain est égale 22
kg ; représentée par P3, la distance entre le point d'application de la charge et l'axe (yy') est de
250 mm. Pour les conditions aux limites, on fixe le sacrum (Encastrement au niveau du
sacrum).
V. 15. RESULTATS
Nous proposons dans cette partie de dresser une étude approfondie des distributions des
Contraintes et des déformations élastiques dans les disques intervertébraux en fonction des
charges supportées.
P1
P2
P3
P1
P2
P3
P1
P2
P3
P1 = -0,3014MPa. P2 = -127,68N. : P3 = -220N.

212. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
196Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Les distributions de l'état global des contraintes pour chaque composante de notre modèle
ont été présentées. Une analyse quantitative a été réalisée, basée sur une échelle de couleurs
visuelle progressive, prédéfinie par le logiciel utilisé (ANSYS Workbench 16.5), allant du bleu
foncé au rouge. Une contrainte de Von Mises est une variable scalaire définie en termes de
toutes les composantes des contraintes individuelles, ce qui lui permet de mieux représenter
l'état de contraintes. Ce type d’analyse a été largement utilisé dans les études biomécaniques.
V. 15. 1. Contraintes et déformations dans les DIV (personne normale)
Un chargement appliqué sur la surface supérieure de la vertèbre thoracique Th1 de la
colonne vertébrale entraîne une forte concentration de contraintes normales maximales dans la
partie antérieure et postérieur du disque D1 (partie rouge figure V. 66).
Figure V.66. Histogramme des contraintes et déformations dans les DIV (personne normale).
La figure V.67 montre que le chargement antérieur présente une déformation plus grande
dans le disque intervertébral D1, ce qui veut dire que le dit disque est le plus sollicité en cas de
flexion antérieure.

213. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
197Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V.67. Distributions des contraintes et déformations dans le disque D1
(personne normale).
V. 15. 2. Contraintes et déformations dans les prothèses discales (Maverick, Charité III,
Prodisc L)
L’histogramme des contraintes et déformations dans les disques intervertébraux donnés
dans la figure V.68, nous montre que pour le chargement excentrique sur la colonne
vertébrale, les contraintes équivalentes sont concentrées dans les trois disques artificiels
(Maverick, Charité III, Prodisc L) qui se situe entre les deux segments (S1-L5) de la colonne
vertébrale et sont respectivement égales à 812,52 MPa, 648,91 MPa et 685,41 MPa.
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (D1).
Antérieur
Postérieur
Contrainte de Von Mises (D1).
Potérieur
Antérieur
Déformation équivalente (D1).
Antérieur
Contrainte équivalente (D1).
Potérieur

214. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
198Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V. 68. Histogramme des contraintes et déformations dans les trois prothèses discales.
(a) : prothèse de Maverick, (b) : prothèse de charité III, (c) : prothèse de prodisc L.
(c)
(a)
(b)

215. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
199Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V. 69. Distributions des contraintes et déformations dans les trois prothèses discales.
(a) : prothèse de Maverick, (b) : prothèse de charité III, (c) : prothèse de prodisc L.
La figure V.65 indique l’effet d’un chargement antérieur de 22 kg sur les disques
artificiels (Maverick, Charité III, Prodisc L) qui va engendrer des déformations de Von Mises
respectivement égales à 0,0054 mm/mm, 0,0010 mm/mm et 0,0813 mm/mm (figure V.69).
Par contre le chargement excentrique (charge éloigné de l’axe de la colonne vertébrale)
génère un moment de flexion vers l’avant, ainsi le disque intervertébral D16 entre les deux
segments (Th2-Th3) pour les trois prothèses discales (Maverick, Charité III, Prodisc L)
supporte une déformation maximale de valeur respectivement égales à 3,935 mm/m, 3,9494
mm/m et 3,9396 mm/m par rapport aux autres disques du système de la colonne vertébrale
(voir figure V.68).
V. 15. 2. 1. Contraintes et déformations dans la prothèse de Maverick
Un chargement appliqué sur la surface supérieure de la vertèbre thoracique Th1 de la
colonne vertébrale entraîne une forte concentration de contraintes normales maximales au
niveau de la prothèse instrumenté de Maverick (voir partie en rouge figure V.70). Le plateau
supérieur de la prothèse instrumentée de Maverick supporte une contrainte maximale de
valeur égale à 240,18 MPa ; d’autre part, les contraintes sont maximales au niveau de la partie
sphérique convexe du plateau inferieur (contour rouge) par rapport aux autres composantes du
système de la colonne vertébrale.
Contrainte équivalente (prothèse Maverick ).
Déformation équivalente (prothèse Maverick)
Contrainte équivalente (Prodisc L).
Déformation équivalente (Prodisc L).Déformation équivalente (prothèse Charite III).
Contrainte équivalente (prothèse Charite III).
(a) (b) (c)

216. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
200Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Le chargement antérieur présente un niveau de contrainte et déformation maximal dans la
zone concave du disque métallique supérieur, partie en rouge
Figure V. 70. Distributions des contraintes et déformations dans la prothèse de Maverick
V. 15. 2. 2. Contraintes et déformations dans la prothèse de charité III
Figure V. 71. Distributions des contraintes et déformations dans la prothèse de charité III
La figure V.71 montre la concentration de contraintes et déformations dans la
surface convexe sphérique du noyau polyéthylène de la prothèse Charité III de valeur
respectivement égale à 84,951 MPa et 0,0813 mm/m.
Contrainte équivalente plateaux supérieur
Déformation équivalente plateaux
inferieur.
Contrainte équivalente plateaux
inferieur.
Déformation équivalente plateaux
inferieur.
Contrainte équivalente (prothèse Maverick).
Déformation équivalente prothèse Maverick
(a) (b) (c)
(a) (b) (c)
Déformation équivalente plateaux supérieur.Déformation équivalente (prothèse Maverick). Déformation équivalente plateaux inferieur.
Contrainte équivalente plateaux inferieur.Contrainte équivalente plateaux supérieurContrainte équivalente (prothèse Maverick).

217. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
201Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 15. 2. 3. Contraintes et déformations dans la prothèse de prodisc L
Figure V. 72. Distributions des contraintes et déformations dans la prothèse de prodisc L.
(a) : plateau supérieur, (b) : noyau polyéthylène, (c) : plateau inferieur.
Un chargement excentrique appliqué sur un modèle en éléments finis de la colonne
vertébrale entraîne une forte concentration de contraintes normales maximales au niveau de la
prothèse instrumentée de Prodisc L (voir partie en rouge). Le plateau supérieur de la prothèse
supporte une contrainte maximale de valeur égale à 470,22 MPa ; d’autre part, les contraintes
équivalentes sont maximales au niveau du plateau inferieur (contour rouge) par rapport aux
autres composantes du système de la colonne vertébrale. Autrement dit, On constate que cette
prothèse présente des déformations maximales dans les deux plateaux supérieurs et inferieur
respectivement égale à 0,0029 mm/mm et 0,0064 mm/mm (voir figure V.72).
De même nous remarquons que le noyau polyéthylène subit une concentration de
contrainte maximale dans la zone convexe égale à 84,951MPa, et une déformation maximale
de valeur 0,0813 mm/mm.
V. 15. 2. 4. Contraintes et déformations dans le système de fixation thoraco-lombaire
postérieur (Maverick, Charité III, Prodisc L)
Un chargement appliqué sur la surface supérieure de la vertèbre thoracique Th1 de la
colonne vertébrale entraîne une forte concentration de contraintes et de déformations
Contrainte équivalente (Noyau).
Déformation équivalente (Noyau).
Contrainte équivalente (Plateaux Inférieur).
Déformation équivalente (Plateaux Inférieur).
Contrainte équivalente (Plateaux supérieur).
Déformation équivalente (Plateaux supérieur).
(a) (b) (c)

218. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
202Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
maximales dans les parties antérieure et postérieure du système de fixation thoraco-lombaire
postérieur (SFP), pour les trois types de prothèses étudiées de valeur respectivement égales à
(1182 MPa, 1346 MPa, 1293,6 MPa et 0,0137 mm/m, 0,01758 mm/m, 0,01227 mm/m) (partie
en rouge figure V.73).
Figure V. 73. Distribution des contraintes et déformations dans le système de fixation
thoraco-lombaire postérieur. (a) : prothèse de Maverick, (b) : prothèse de Charité III,
(c) : prothèse de Prodisc L.
(b)(a) (c)
Contrainte équivalente (SFP).
Déformation équivalente (SFP).
Contrainte équivalente (SFP).
Déformation équivalente (SFP).Déformation équivalente (SFP).
Contrainte équivalente (SFP).

219. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
203Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 15. 2. 5. Contraintes et déformations dans le bassin et le sacrum (Maverick, Charité
III, Prodisc L)
Figure V. 74. Distribution des contraintes et déformations dans le bassin et le sacrum.
(a) : prothèse de Maverick, (b) : prothèse de charité III, (c) : prothèse de prodisc L,
(d) : personne normale.
La figure V.74 met en évidence le rôle du bassin et du sacrum à transmettre la charge vers
la partie inférieure du corps humain et l’absorption des contraintes et déformations (contour
en rouge). Nous constatons que les deux éléments (bassin et sacrum) supportent des
(a) (b) (c) (d)
Contrainte équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (S1).
Postérieur
Antérieur
Déformation équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Contrainte équivalente (S1).
Postérieur
Déformation équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (bassin).
Déformation équivalente (bassin).
Postérieur
Antérieur
Contrainte équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (bassin).

220. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
204Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
contraintes et déformations élastiques normales égales respectivement à (500,76 MPa,
546,91MPa, 551,72 MPa, 87,245 MPa) et (0,0514 mm/m, 0,0649 mm/m, 0,0662 mm/m,
0,0352 mm/m). En outre il est montré clairement que le moment de flexion généré par la
charge P3 avec un bras de levier important est à son maximum.
V. 15. 2. 6. Comparaison des contraintes et déformations dans les prothèses
discales (Maverick, Charité III, Prodisc L)
Figure V. 75. Histogramme des contraintes et déformations dans les prothèses discales.

221. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
205Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Le modèle 3D de la colonne vertébrale d'une personne normale implantée avec trois
prothèses discales différentes a été soumis à une charge de compression P1 avec deux
moments de flexion qui sont dus respectivement à P2 et à P3. L’effet de chargement combiné
(compression plus flexion) est analysé par la méthode des éléments finis (FEM), montrant des
contraintes maximales concentrées dans les trois disques artificielles (Maverick, Charité III,
Prodisc L) respectivement égales à [812,52 MPa, 648,91 MPa, 685,41 MPa (voir figure
V.75)].
V. 15. 2. 7. Conclusion
On a montré dans cette partie que le chargement antérieur est certainement un facteur
aggravant, et peut provoquer à long terme des problèmes de dos et des déformations de la
colonne vertébrale. En conclusion, tous les cas simulés ont été capables de stabiliser
sensiblement le segment indexé (portée réduite du mouvement), possédant des avantages
biomécaniques substantiels.

222. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
206Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 15. 3. Contraintes et déformations dans les trois prothèses discales – modèles I, II et
III (cisaillement et rotation axiale)
Figure V. 76. Histogramme des contraintes et déformations dans les trois prothèses
(cisaillement et rotation axiale)
(a) : Modèle I, (b) : Modèle II, (c) : Modèle III.
(a)
(b)
(c)

223. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
207Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
La figure V.76 montre l’effet d’un chargement mixte (flexion plus compression) sur les
disques artificiels (Modèle I, Modèle II, Modèle III) qui va engendrer des contraintes de Von
Mises respectivement égales à 470,28 MPa, 516,15 MPa et 855,55 MPa. On remarque que le
disque intervertébral D16 entre les deux segments (Th2-Th3) pour les trois prothèses discales
(Modèle I, Modèle II, Modèle III) supporte une déformation maximale de valeur
respectivement égale à 3,935 mm/m, 3,9494 mm/m et 3,9396 mm/m par rapport aux autres
disques du système de la colonne vertébrale.
Un chargement appliqué sur la surface supérieure de la vertèbre thoracique Th1 de la
colonne vertébrale entraîne une forte concentration des contraintes maximales dans la partie
inférieure de la colonne vertébrale entre les deux segments (S1-L5) du disque artificiel
(Modèle III) (partie rouge figure V.77).
Figure V. 77. Distributions des contraintes et déformations dans les trois prothèses
(cisaillement et rotation axiale)
(a) : Modèle I, (b) : Modèle II, (c) : Modèle III.
D’autre part, cette figure montre que les déformations aux niveaux du premier disque du
rachis lombaire sont minimales, c’est-à-dire le noyau polyéthylène pour chaque modèle joue
un rôle très important quant à l’absorption des contraintes et déformations égales
respectivement à (470,28 MPa, 516,16 MPa, 855,55 MPa) et (0,1054 mm/mm, 0,2981
mm/mm, 0,1188 mm/mm) par rapport aux autres composantes du système de la colonne
vertébrale.
Contrainte équivalente (Modèle I). Contrainte équivalente (Modèle II). Contrainte équivalente (Modèle III).
Déformation équivalente (Modèle I). Déformation équivalente (Modèle II). Déformation équivalente (Modèle III).
(a) (b) (c)

224. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
208Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 15. 3. 1. Contraintes et déformations dans les composantes des modèles I, II et III
Figure V.78. Distributions des contraintes et déformations dans les composantes du modèle I
(a) : plateau supérieur, (b) : plateau inferieur, (c) : noyau polyéthylène
Figure V. 79. Distributions des Contraintes et déformations dans les composantes du modèle II
(a) : plateau supérieur, (b) : plateau inferieur, (c) : noyau polyéthylène.
On constate que la prothèse de cisaillement et rotation axiale (Modèle I) présente un niveau
de contrainte et déformation maximales dans le plateau supérieur respectivement égales à
470,28 MPa et 0,0023 mm/mm (voir figure V.78).
Déformation équivalente noyau polyéthylène.Déformation équivalente plateau supérieur. Déformation équivalente plateau inférieur.
Contrainte équivalente plateau supérieur. Contrainte équivalente plateau inférieur. Contrainte équivalente noyau polyéthylène.
(a) (b) (c)
Contrainte équivalente plateau supérieur.
Déformation équivalente plateau supérieur.
Contrainte équivalente plateau inférieur.
Déformation équivalente plateau inférieur.
Contrainte équivalente noyau polyéthylène.
Déformation équivalente noyau polyéthylène.
(a) (b) (c)

225. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
209Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
De même Nous constatons que le disque instrumenté (Modèle II) subit une concentration
de contraintes et déformation maximales dans la zone concave des plateaux supérieur et
inferieur respectivement égales à [516,15MPa, 423,33 MPa et 0,0031 mm/mm, 0,0023
mm/mm (voir figure V.79)]. Le noyau polyéthylène pour les deux prothèses instrumentes
(Modèle I, Modèle II) subit une déformation maximale illustrée dans la surface convexe égale
à 0,1054 mm/mm, 0,2981 mm/mm.
Figure V. 80. Distributions des contraintes et déformations dans les composantes du modèle
III, (a) : plateau supérieur, (b) : plateau inferieur, (c) : noyau polyéthylène.
Nous constatons que pour une charge excentrique de 22 kg appliquée à une distance de 250
mm par rapport à l’axe de la colonne vertébrale, les contraintes et déformations dans la
prothèse de cisaillement (Modèle III) sont concentrées dans le plateau supérieur et sont
respectivement égales à 855,55 MPa et 0,0054 mm/mm (voir figure V.80).
Le noyau polyéthylène présente le niveau de contraintes le plus bas par rapport aux autres
composantes du fait de ses faibles propriétés mécaniques. De plus, ce dernier est situé entre
les deux plateaux et joue un rôle d’amortisseur des chocs mécaniques exercés sur l’os.
(a) (b) (c)
Contrainte équivalente plateau supérieur. Contrainte équivalente plateau inférieur. Contrainte équivalente noyau polyéthylène.
Déformation équivalente noyau polyéthylène.Déformation équivalente plateau inférieur.Déformation équivalente plateau supérieur.

226. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
210Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 15. 3. 2. Contraintes et déformations dans le système de fixation postérieur (Modèles
I, II et III)
Figure V. 81. Distributions des contraintes et déformations dans le système de fixation
postérieur, (a) : Modèle I, (b) : Modèle II, (c) : Modèle III.
La figure V.81 présente la distribution des contraintes équivalentes dans le système de
fixation postérieur pour les trois prothèses qui sont respectivement égales à 1394 MPa, 1399,1
MPa, et 874,13 MPa ; d’autre part, nous constatons que les déformations maximales dans le
système de fixation postérieur sont très faibles aux niveaux des deux prothèses des Modèles I
et II (voir contour en rouge).
(b)(a) (c)
Déformation équivalente (SFP).
Contrainte équivalente (SFP).
Déformation équivalente (SFP).
Contrainte équivalente (SFP). Contrainte équivalente (SFP).
Déformation équivalente (SFP).

227. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
211Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 15. 3. 3. Contraintes et déformations dans le sacrum et le bassin des trois modèles I, II
et III (cisaillement et rotation axiale)
Figure V. 82. Distributions des contraintes et déformations dans le sacrum et le bassin.
(a) : Modèle I, (b) : Modèle II, (c) : Modèle III, (d) : personne normale.
La figure V.82 montre le rôle du bassin et du sacrum à transmettre la charge vers la partie
inférieure du corps humain et l’absorption des contraintes et déformations (contour en rouge),
nous remarquons que le sacrum subit des contraintes et déformations équivalentes
respectivement égales à (529,82 MPa, 495,73 MPa, 562,97 MPa, 87,245 MPa) et
(0,0612mm/mm, 0,0617mm/m, 0,0511mm/m, 0,0352mm/m) par rapport aux autres
composantes du système de la colonne vertébrale. De même elle montre que le bassin
présente le plus haut niveau de contraintes par rapport aux autres composantes ce qui
(a)
)
(b) (c) (d)
Contrainte équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (bassin).
Antérieur
Contrainte équivalente (S1).
Postérieur
Déformation équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (bassin).
Déformation équivalente (bassin).
Postérieur
Antérieur
Déformation équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (bassin).
Postérieur
Antérieur
Déformation équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur

228. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
212Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
implique que ce dernier joue un rôle très important ; il assure la transmission des charges
entre le rachis et les membres inférieurs et participe également à l’équilibre postural.
V. 15. 3. 4. Comparaison des contraintes et déformations dans les trois prothèses
discales (Modèles I, II et III)
Figure V. 83. Histogramme des contraintes et déformations dans les trois prothèses discales
(cisaillement et rotation axiale)

229. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
213Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Pour les trois modèles de la colonne vertébrale implantée par trois disques artificiels
différents insérés au niveau du segment (S1-L5), soumis à un chargement de compression
axial P1 et deux moments de flexion dus à P1 et P2 appliqués sur la surface supérieure du
corps vertébral Th1 ; les contraintes équivalentes sont plus importantes au niveau des disques
artificiels (Modèle I, Modèle II, Modèle III) et sont respectivement égales à (470,28 MPa,
516,16 MPa, 855,55 MPa) par rapport aux autres disques intervertébraux.
V. 15. 3. 5. Conclusion
Nous constatons que le noyau polyéthylène présente un niveau de déformation plus bas par
rapport au disque intact D1 du fait de ses faibles propriétés mécaniques et joue le rôle
d’amortisseur de chocs mécaniques exercés sur l’os du fait de sa position intercalaire entre les
deux plateaux.
V. 15. 4. Contraintes et déformations dans les deux prothèses discales à anneau
polyéthylène et à parois épaisse
Figure V. 84. Histogramme des contraintes et déformations dans les deux prothèses discales.
(a) : prothèse à anneau polyéthylène, (b) : prothèse à parois épaisse.
(a)
(b)

230. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
214Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
La figure V.84 donne l’histogramme des contraintes et déformations maximales dans les
disques intervertébraux prothèses (à anneau polyéthylène et à parois épaisse). Le chargement
combiné (flexion plus compression) sur les deux prothèses artificiels génère des contraintes
de Von Mises respectivement égales à 1204,7 MPa, 1686 MPa. Autrement dit, cette figure
montre que le disque intervertébral D16 entre les deux segments (Th2-Th3) pour les deux
prothèses discales étudiées supporte une déformation maximale de valeur respectivement
égale à 3,935 mm/m, 3,9494 mm/m par rapport aux autres disques du système de la colonne
vertébrale.
Figure V. 85. Distributions des contraintes et déformations dans les prothèses discales
(a) : prothèse à anneau polyéthylène, (b) : prothèse à parois épaisse, (c) : disque naturel.
Un chargement appliqué sur la surface supérieure de la vertèbre thoracique Th1 de la
colonne vertébrale entraîne une forte concentration de contraintes maximales dans la partie
antérieure des deux disques artificiels (contour en rouge) dont les valeurs sont 1204,70 MPa et
1686 MPa (voir figure V.85).
D’autre part, la déformation au niveau du disque intact (naturel) est égale à 3,3539
mm/mm bien supérieure aux déformations des deux disques artificiels ; partant du fait que la
prothèse à anneau polyéthylène présente un niveau de déformations égale à 0,0395 mm/mm.
Contrainte équivalente (Modèle I). Contrainte équivalente (Modèle II). Contrainte de Von Mises (D1).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (D1).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (Modèle I). Déformation équivalente (Modèle II).
(a) (b) (c)

231. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
215Etude 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
Figure V.86. Distributions des contraintes et déformations dans la prothèse discale à paroi épaisse,
(a) : plateau supérieur, (b) : plateau inferieur, (c) : Anneau en (PEEK), (d) : noyau polyéthylène.
On constate d’après les figures ci-dessus, suite aux chargements de compression P1 et des
deux moments de flexion engendrés par P2 et P3, que le disque artificiel D1 est le plus
sollicité. De même on remarque que les contraintes dans les composantes du dit disque sont
respectivement égales à (484,65 MPa, 964,34 MPa, 1686 MPa, 54,352 MPa), par rapport aux
autres disques de la colonne vertébrale.
V. 15. 4. 2. Contraintes et déformations dans les composantes de la prothèse à anneau
polyéthylène
De même on constate sur la figure V.87 que l’anneau en polyéthylène subi une contrainte
maximale égale à 37,516 MPa et une déformation maximale illustrée dans la surface convexe
égale à 0,0395 mm/mm par rapport aux autres composantes du système de la colonne
vertébrale.
(a) (b) (c)
(d)
Déformation équivalente noyau
polyéthylène.
Contrainte équivalente noyau
polyéthylène.
Contrainte équivalente plateau supérieur. Contrainte équivalente plateau inférieur. Contrainte équivalente anneau (PEEK).
Déformation équivalente anneau (PEEK).Déformation équivalente plateau supérieur. Déformation équivalente plateau inférieur.

232. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
216Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V. 87. Distributions des contraintes et déformations dans la prothèse discale à anneau
polyéthylène, (a) : plateau supérieur, (b) : plateau inferieur, (c) : Anneau polyéthylène.
V. 15. 4. 3. Contraintes et déformations dans le système de fixation postérieur des deux
prothèses (à anneau polyéthylène et à parois épaisse)
Figure V. 88. Distributions des contraintes et déformations dans le SFP.
(a) : prothèse à anneau polyéthylène, (b) : prothèse à paroi épaisse.
Contrainte équivalente (SFP).
Déformation équivalente (SFP). Déformation équivalente (SFP).
Contrainte équivalente (SFP).
(a) (b)
Contrainte équivalente plateau supérieur. Contrainte équivalente plateau inférieur. Contrainte équivalente noyau polyéthylène.
Déformation équivalente noyau polyéthylène.Déformation équivalente plateau inférieur.Déformation équivalente plateau supérieur.
(a) (b) (c)

233. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
217Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Un chargement appliqué sur la surface supérieure de la vertèbre thoracique Th1 de la
colonne vertébrale entraîne une forte concentration de contraintes normales maximales dans la
partie antérieure et postérieure du système de fixation thoraco-lombaire postérieur (SFP) qui
sont respectivement égales à 1182,3 MPa et 1104,6 MPa ainsi que des déformations
équivalentes respectivement égales à 0,01478 mm/mm et 0,01465 mm/mm (voir figure V.88).
V. 15. 4. 4. Contraintes et déformations dans le bassin et le sacrum pour les deux
prothèses (à anneau polyéthylène et à parois épaisse)
Figure V. 89. Distribution des contraintes et déformations dans le bassin et le sacrum.
(a) : prothèse à anneau polyéthylène, (b) : prothèse à paroi épaisse, (c) : disque naturel.
(a) (b
)
(c)
Déformation équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (bassin).Contrainte équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (bassin).Déformation équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Déformation équivalente (bassin).
Postérieur

234. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
218Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
La figure V.89 montre que le bassin et le sacrum supportent des contraintes et
déformations maximales de Von Mises qui sont respectivement égales à (524,78MPa,
483,18MPa, 373,81 MPa, 327,83 MPa) et (0,0480 mm/m, 0,0608 mm/m, 0,0367 mm/m,
0,0336 mm/m) par rapport aux autres composantes du système de la colonne vertébrale.
V. 15. 4. 5. Comparaison des contraintes et déformations dans les deux prothèses
discales (à anneau polyéthylène et à parois épaisse)
Figure V. 90. Histogramme des contraintes et déformations dans les deux prothèses discales.

235. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
219Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
La figure V.90 montre que l’implantation des prothèses discales insérées entre le sacrum et
le bassin est simulée par la méthode des éléments finis qui confirme une augmentation des
contraintes de Von Mises dans le disque D1 et une diminution de la déformation dans ce
disque. Cependant, on constate que le remplacement des prothèses discales avec un système
de fixation postérieur rigide dans le rachis lombaire, entraîne une distribution des contraintes
normales maximales dans les disques intervertébraux qui sont concentrées dans le disque D1,
en contact avec la vertèbre L5 et le sacrum ; ce qui montre clairement que le niveau de
déformation élastique est maximal dans le disque D16 atteignant une valeur de 3,9385
mm/mm. Cela montre que le système de fixation postérieur rigide joue un rôle très important
de stabilisation du mouvement de la colonne vertébrale.
V. 15. 5. Contraintes et déformations dans les implants inter-somatiques lombaires
Figure V. 91. Histogramme des contraintes et déformations dans les deux implants
intersomatiques lombaires. (a) : cage de fusion inter-somatique lombaire approche unilatérale,
(b) : Cage de fusion inter-somatique lombaire.
(a)
(b)

236. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
220Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
L’histogramme des contraintes et déformations maximales de Von Mises donné dans la
figure V.91 montre que la colonne vertébrale subit une concentration des contraintes
maximales dans la région lombaire, autrement dit les contraintes dans les deux implants
intersomatiques lombaire au niveau du segment (S1-L5) sont respectivement égales à
94,697MPa et 22,354 MPa.
Figure V. 92. Distribution des contraintes et déformations dans les implants intersomatiques
lombaires. (a) : cage de fusion inter-somatique lombaire approche unilatérale,
(b) : Cage de fusion inter-somatique lombaire, (c) : disque naturel.
Un chargement appliqué sur la surface supérieure de la vertèbre thoracique Th1 de la
colonne vertébrale entraîne une forte concentration des déformations maximales de Von mises
dans la partie antérieure du disque intacte D1 (partie rouge, figure V.92). D’autre part, les
deux implants insérés entre les deux segments (S1-L5) absorbent des déformations maximales
de Von mises égales à (0,0524 mm/mm, 0,0064 mm/mm) par rapport au disque intact.
V. 15. 5. 1. Contraintes et déformations maximales dans les composantes de la cage de
fusion inter-somatique lombaire approche unilatérale
La distribution des contraintes et déformations maximales dans les composantes de la cage
de fusion inter somatique lombaire approche unilatérale sont respectivement égales à (94,697
MPa, 2,6469 MPa, 4,1597 MPa) et (0,0297 mm/mm, 0,0524 mm/mm, 0,0491 mm/mm).
(a) (b) (c)
Contrainte de Von Mises (D1).
Antérieur
Postérieur
Déformation de Von Mises (D1).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (Modèle I).
Déformation équivalente (Modèle I).
Contrainte équivalente (Modèle II).
Déformation équivalente (Modèle II).

237. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
221Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figue V.93. Distribution des contraintes et déformations maximales dans la cage de fusion
inter-somatique lombaire approche unilatérale.
V. 15. 5. 2. Contraintes et déformations maximales dans les composantes de la cage de
fusion inter-somatique lombaire
Figue V.94. Distribution des contraintes et déformations maximales dans la cage de fusion
inter-somatique lombaire.
Déformation équivalente (cage intersomatique
en PEEK).
Contrainte équivalente (l’os greffon (1) et (2)). Contrainte équivalente (l’os greffon (3)).
Déformation équivalente (l’os greffon (1) et (2)). Déformation équivalente (l’os greffon (3)).
Contrainte équivalente (cage intersomatique
en PEEK).
Contrainte équivalente (l’os greffon).
Déformation équivalente (l’os greffon).
Contrainte équivalente (cage intersomatique en PEEK).
Déformation équivalente (cage intersomatique
en PEEK).

238. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
222Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
La figure V. 94 montre la distribution des contraintes et déformations maximales dans les
composantes de la cage de fusion inter somatique lombaire sont respectivement égales à
(0,5136 MPa, 22,354 MPa) et (0,0051 mm/mm, 0,0064 mm/mm).
Cependant le remplacement de la deuxième cage intersomatique lombaire joue un rôle très
important dans la diminution des contraintes.
V. 15. 5. 3. Contraintes et déformations maximales dans le système de fixation postérieur
des implants inter-somatiques lombaires
Figue V. 95. Distribution des contraintes et déformations maximales dans le système de
fixation postérieur. (a) : cage de fusion inter-somatique lombaire approche unilatérale,
(b) : Cage de fusion inter-somatique lombaire.
La figure V. 95 montre les deux Modèles EF avec des vis pédiculaires de renforcement
insérées au niveau des deux segments (S1-L5) et (L3-L4). Ces deux modèles instrumentés ont
été soumis à une charge de compression P1 avec deux moments de flexion engendrés par P2
et P3 sur un seul plan physiologique. Les résultats obtenus montrent que les contraintes et les
déformations dans le système de fixation postérieure sont respectivement égales à (1020,1
MPa, 1665 MPa) et (0,0198 mm/mm, 0,01659 mm/mm).
On peut dire que l'implantation des vis pédiculaires assure la stabilité des mouvements et
contribue à la reconstruction de la structure vertébrale postérieure pour le partage des charges
afin de réduire la contrainte annulaire du segment chirurgical.
Contrainte équivalente (SFP).
Déformation équivalente (SFP).
Contrainte équivalente (SFP).
Déformation équivalente (SFP).
(a) (b)

239. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
223Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
(a) (b) (c)
Contrainte équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (bassin).
Contrainte équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (S1).
Antérieur
Postérieur
Contrainte équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
Déformation équivalente (bassin).
Antérieur
Postérieur
V. 15. 5. 4. Contraintes et déformations dans le sacrum et le bassin pour les deux
implants inter-somatiques lombaires
Figure V. 96. Distribution des contraintes et déformations dans le bassin et le sacrum.
(a) : cage de fusion inter-somatique lombaire approche unilatérale,
(b) : Cage de fusion inter-somatique lombaire, (c) : disque naturel.
La figure V.96 montre que pour les trois modèles en éléments finis, le sacrum supporte des
contraintes et déformations maximales de Von Mises respectivement égales à (590,64 MPa,
553,7 MPa, 87,245 MPa) et (0,06154 mm/mm, 0,0577 mm/mm, 0,0352 mm/mm) par rapport
aux autres composantes du système de la colonne vertébrale. D’autre part le bassin dans le
modèle naturel (intact) supporte des contraintes et déformations maximales égales à
52,973 MPa et 0,0243 mm/mm.

240. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
224Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
V. 15. 5. 5. Contraintes et déformations équivalentes dans l’os cortical et spongieux (L5)
Figure V. 97. Distribution des contraintes et déformations dans l’os cortical (L5)
(a) : Modèle intact, (b) : Disque artificiel (Modèle I), (c) : Disque artificiel (Modèle II).
Figure V. 98. Distribution des contraintes et déformations dans l’os spongieux (L5)
(a) : Modèle intact, (b) : Disque artificiel (Modèle I), (c) : Disque artificiel (Modèle II).
(a) (b) (c)
Contrainte Von Mises (L’os cortical L5).
Antérieur
Posterieur
Contrainte Von Mises (L’os cortical
L5).
Antérieur
Posterieur
Contrainte Von Mises (L’os cortical L5).
Antérieur
Posterieur
Antérieur
Posterieur
Déformation Von Mises (L’os cortical L5).
Antérieur
Posterieur
Déformation Von Mises (L’os cortical L5).
Antérieur
Posterieur
Déformation Von Mises (L’os cortical L5).
Contrainte Von Mises (L’os spongieux L5).
Antérieur
Posterieur
Contrainte Von Mises (L’os spongieux L5).
Antérieur
Posterieur
Contrainte Von Mises (L’os spongieux L5).
Antérieur
Posterieur
(a) (b) (c)
Déformation Von Mises (L’os spongieux L5).
Antérieur
Posterieur
Déformation Von Mises (L’os spongieux L5).
Antérieur
Posterieur
Déformation Von Mises (L’os spongieux L5).
Antérieur
Posterieur

241. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
225Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
La figure V.97 montre que le maximum des contraintes et des déformations de Von Mises
dans l'os cortical (L5) sont respectivement égales à (163,38MPa, 54,575 MPa, 35,129 MPa)
(0,0137 mm/mm, 0,0045 mm/mm, 0,0030 mm/mm). D’autre part la figure V.98 montre que
l'implantation des cages intersomatiques lombaires avec six vis pédiculaires insérés entre le
sacrum et la vertèbre (L5) et simulés par la méthode des éléments finis confirme une
réduction des contraintes équivalentes dans l'os spongieux (L5) et des déformations diminuées
dans la dite vertèbre. Nous constatons que les contraintes et les déformations de Von Mises
dans l'os spongieux (L5) diminuent tel que (1,1891MPa, 0,6034MPa) et (0,0122 mm/mm,
0,0062 mm/mm), ce qui justifie que les deux modèles intersomatiques lombaires renforcés par
un système de fixation postérieur rigide joue un rôle très important dans l'absorption des
contraintes en les minimisant et en stabilisant les mouvements de la colonne vertébrale.
V. 15. 5. 6. Comparaison des contraintes et déformations des deux implants inter-
somatiques lombaires
Figure V. 99. Histogramme des contraintes dans les deux implants intersomatiques lombaires.

242. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
226Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V. 100. Histogramme des déformations dans les deux implants inter-somatiques
lombaires.
Les résultats numériques montrent que les deux implants inter somatiques lombaires
(modèle I, modèle II) jouent un rôle très important dans l'absorption des contraintes et leur
minimisation. D'autre part, La cage inter-somatique lombaire remplie d'os spongieux
contribue de façon importante à la réduction des contraintes par rapport à un autre disque
synthétique. En général, le nouveau modèle de la cage inter-somatique remplie avec l'os
spongieux et renforcée par un système de fixation postérieur a donné un niveau de contraintes
plus faible dans l'os corticale et spongieux de la vertèbre lombaire (L5) comparé à un disque
sain. Les résultats obtenus fournissent une base théorique pour le choix d'un modèle
chirurgical approprié.

243. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
227Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V. 101. Les forces s'exerçant
à l'étage (L5-Sl), [80].
V. 16. APPLICATIONS AUX IMPLANTATIONS DISCALES
Nous présentons dans cette section un état de l’art résumant quelques travaux intéressants
dans le domaine, où nous montrons notamment l’intérêt de la modélisation numérique et
l’utilisation de la méthode des éléments finis dans les diverses applications proposées.
THEVENON et al. (1988) Ont étudié les
mouvements du rachis lombaire et les contraintes
subies au niveau d'un seul segment vertébral. Ainsi, au
niveau lombaire figure V.101, la force supportée par
une articulation intervertébrale est la résultante du
poids (P) du segment corporel supporté et de la force
de rappel (F) exercée par les muscles spinaux afin
d'éviter la bascule du tronc en avant. Elle peut se
décomposer en une force de cisaillement (R') parallèle
aux plateaux vertébraux et une force de compression
(R") perpendiculaire à ceux-ci. Le but de la
modélisation est l'évaluation de la variation de contrainte subie par le segment intervertébral
lors d'une augmentation du poids ou lors d'une avancée du centre de gravité de la charge à
supporter. L'accélération du corps lors d'un mouvement peut être incluse dans les calculs.
MORRIS et al. (1961) Ont intégré dans leur modèle
figure V.102 non seulement le poids de la tête, du
cou, des bras et du tronc le poids de la charge portée,
la tension des muscles para vertébraux postérieurs
mais aussi la pression intra-abdominale et la tension
des muscles abdominaux. Un état d'équilibre étant
supposé obtenu dans une position déterminée, il peut
ainsi en déduire les contraintes imposées au niveau
d'un segment rachidien donné. Figure V.102. Modèle de Morris [72].

244. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
228Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Goel et Al. (1988) Ont étudié un modèle 3D
du rachis lombaire figure V.103 obtenu à
partir de coupes scanner (CT-SCAN). Il est
constitué initialement des trois vertèbres L3,
L4, L5, des disques et des 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, (80% avec instrumentation postérieure VSP et 96% sans instrumentation) et
l'augmentation des contraintes mécaniques dans le disque sus-jacent 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 modèle de segment instrumenté, ce qui
constitue la principale limite de ces travaux de recherche.
Lavaste, Skalli et Al Ont étudié un modèle 3D du
rachis lombaire (L1-Sacrum) figure V.104 utilisé au
LBM pour évaluation par méthode numérique de
segments instrumentés par différents types
d'implants rachidiens. L'instrumentation CD®
[40],
la prothèse de disque intervertébrale SB Charité III®
[17], ou encore le matériel d'ostéosynthèse
Twinflex®
[44], ont été modélisés, et analysés par la
méthode des éléments finis.
Vijay et Al. (2013) Ont étudié un modèle
3D du rachis lombaire qui est indiqué
dans la figure V.105 a été réalisé à partir
de coupes scanner (CT-SCAN). Les
quatre modèles instrumentés ont été
soumis à une charge de compression
400N avec un moment de flexion 10 N.m
à différents plans physiologiques.
Figure V. 104. Modèle de Rachis
lombaire (LBM-ENSAM) [74].
Figure V. 105. Modèle du rachis lobaire (S1-L3)
de Vijay [75].
Figure V. 103. Modèle (L3-L5) de Goel [73].

245. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
229Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
L'étude EF actuelle a tenté de décrire les différences biomécaniques dans divers types de
dispositifs TLIF. En conclusion, tous les cas simulés ont été capables de stabiliser
sensiblement le segment indexé (portée réduite du mouvement) mais seul le dispositif de
fusion intervertébrale AVID possédait des avantages biomécaniques substantiels. Ce
dispositif a entraîné un partage plus élevé de la charge de la colonne antérieure et des
contraintes inférieures de la plaque d'extrémité. De plus un tel dispositif a également diminué
les contraintes dans les vis pédiculaires postérieures.
Par conséquent un dispositif inter-corps de grande dimension périphérique peut être en
mesure de réduire l'incidence d'affaissement et de défaillance du matériel postérieur après la
procédure TLIF. Bien que le double TLIF ait démontré des avantages biomécaniques
similaires à ceux de l'AVID, les complications associées à une double incision chirurgicale
(plus grande incision chirurgicale, plus longue intervention chirurgicale, défis de placement et
d'alignement) soutiennent AVID comme une alternative optimisée.
S.-H. Chen et al. (2009) Ont traité un
modèle EF des segments (L1-L5) présenté
dans la figure V.106 ((a) intact ; (b)
avec cage bilatéral en titane et des vis
pédiculaires en L3-L4, (c) avec un disque
artificiel ProDisc L®
implanté sur la
colonne lombaire en L3-L4). Par
conséquent les quatre mouvements
physiologiques ont été imposés chacun
avec un moment de 10 N.m et une charge de compression de 150 N sur la surface supérieure
du niveau L1.
Ces modèles contraignaient tous les degrés de liberté aux surfaces inférieures de la
vertèbre L5. Le remplacement du disque artificiel n'a pas montré d'instabilité adjacente,
cependant il a suggéré l'instabilité de niveau chirurgical qui pourrait accélérer la dégénération
possible à l'anneau fortement souligné et l'articulation de facette.
D’autre part la procédure traditionnelle de fusion inter-somatique a révélé une instabilité
adjacente au niveau supérieur en particulier en flexion et en extension qui pourrait être liée à
une incidence plus élevée de dégénérescence de l'anneau et de la facette au-dessus du niveau
de fusion.
Figure V. 106. Modèle du rachis lombaire L5-L1
de Chen [76].

246. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
230Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Cheng-Chan Lo et al. (2014) Ont
analysé un modèle EF des segments
(L5-L1) présenté dans la figure V.107
((A) modèle intact, (B) avec Coflex
inséré au niveau du segment L3-L4
(modèle Coflex), (C) riveté Coflex
inséré au niveau du segment L3-L4
(modèle rivets Coflex) et (D) avec
des vis pédiculaires insérées au
niveau du segment L3-L4 (modèle de fixation de la vis pédiculaire)). Les quatre modèles
instrumentés ont été soumis à une charge de compression 400 N avec un moment de flexion
10 N.m dans différents plans physiologiques. Les résultats ont révélé que l’implantation du
dispositif Coflex peut assurer une stabilité dans l'extension, la flexion latérale et la rotation
axiale au niveau du segment chirurgical et elle n'a pas d'influence sur les segments adjacents
sauf pendant l'extension. L'implantation du rivet Coflex peut assurer la stabilité de tous les
mouvements et peut reconstruire la structure vertébrale postérieure pour le partage des
charges afin de réduire la contrainte annulaire du segment chirurgical. Ils ont conclu que le
rivet Coflex a provoqué une ROM et une contrainte plus élevées sur les deux disques
adjacents et peut entraîner une dégénérescence segmentaire adjacente en flexion et en
extension.
Xiao et al. (2012) Ont étudié un modèle
3D du rachis lombaire figure V.108
(Implants de modèles chirurgicaux L4-5,
(a) M8 PSF, (b) cages, (c) greffes
osseuses, (d) AIB) a été réalisé à partir
de coupes scanner (CT-SCAN).
L'analyse par éléments finis (AEF), outil
efficace pour l'analyse des maladies
lombaires, a été utilisé pour établir un
modèle (L1-S1) non linéaire tridimensionnel (modèle intact) avec les ligaments des éléments
solides. Puis il a été modifié pour simuler les trois implants de PLIF. Pour comparer les
différences entre les trois modèles chirurgicaux en condition physiologique de charge, les
modèles chirurgicaux ont été soumis à un chargement de compression axial 400 N et de
Figure V. 107. Modèle du rachis lombaire (L5-L1) de
Cheng-Chan Lo et al [77].
Figure V. 108. Modèle du rachis lombaire (S1-L1)
de Xiao et al [78].

247. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
231Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
10N.m pour simuler l'extension, la flexion latérale et la torsion ont été appliqués sur la surface
supérieure du corps vertébral L1. Les résultats montrent que les contraintes sont plus faibles
sur les greffes osseuses et les plus fortes contraintes sur la plaque terminale ont été trouvées
dans le modèle PCT. Le modèle PCP a obtenu des contraintes considérables sur les greffes
osseuses et moins de contraintes sur les ligaments. Mais les contraintes sur les disques
adjacents et la plaque terminale étaient minimes dans le modèle PAIB. Le modèle PCT était
inférieur aux deux autres modèles. Les modèles PCP et PAIB avaient leurs propres mérites
respectifs. Les résultats fournissent une base théorique pour le choix d'un modèle chirurgical
approprié pour différents patients.
E. Ibarz et al. (2013) ont étudié la lombalgie qui est la cause la plus fréquente de la maladie
discale dégénérative représente
actuellement un grave problème
en raison de ses répercussions
socio-économiques. Différents
facteurs interviennent dans le
processus dégénératif étant les
plus fréquents : les charges sur
la colonne vertébrale, les
mouvements répétés de flexion
ainsi que les caractéristiques
génétiques individuelles. Cette étude de la simulation de la dégénérescence discale est basée
sur un modèle à éléments finis de la colonne lombaire. Le modèle chirurgical a été soumis à
un moment de 10 N.m pour simuler la flexion, l’extension, la flexion latérale et la rotation
axiale ont été appliqués sur la surface supérieure du corps vertébral L1. Ce mouvement simule
de manière simplifiée, l'action de tous les muscles de la colonne lombaire. Une étude
paramétrique basée sur les propriétés mécaniques a été établie pour chaque mouvement de la
colonne vertébrale lombaire en évaluant la dégénérescence discale dans des pas de 10%, du
disque sain à la dégénérescence maximale. Les résultats ont montré comme tendance générale
une augmentation progressive de la mobilité à mesure que le niveau de la dégénérescence du
disque augmente. Ils ont conclu que la dégénération du disque entraîne une mobilité accrue à
tous les niveaux vertébraux avec des valeurs modérées pour la dégénération naissante et des
valeurs beaucoup plus élevées pour la dégénération avancée affectant plus sévèrement les
Figure V. 109. Modèle du rachis lombaire (S1-L1) de E. Ibarz
et al [79].

248. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
232Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V. 110. Modèle du rachis lombaire
L4-L5 de Kiapour et al [81].
(a) (b)
niveaux les plus proches du disque dégénéré. La grande mobilité détectée à L5 pourrait
expliquer l'instabilité détectée comme symptôme clinique.
Kiapour et al. (2012) ont comparé la
biomécanique d'un nouveau dispositif de fusion
intersomatique lombaire postérieur (PLIF) avec
une cage rigide traditionnelle utilisée de façon
autonome est illustré dans la figure V.110
(Implants de modèles chirurgicaux L4-L5, (a)
cages, (b) l'appareil VariLift-L). Le modèle
instrumenté a été soumis à une charge de
compression 400N avec un moment de flexion 8
N.m à différents plans physiologiques. Les
analyses de la plage de mouvement ont montré que la fusion utilisant le dispositif autonome
extensible VariLift-L était plus efficace pour limiter le mouvement de la colonne vertébrale
que le dispositif BAK. La charge normale à l'interface dispositif / embase pour le VariLift-L
était similaire à celle du BAK dans tous les modes de chargement. La charge de cisaillement
pour le modèle VariLift-L autonome était plus élevée que le modèle BAK sous flexion. En
raison des forces prédites le long de la direction AP, les charges de contact axial en flexion et
en extension, la pente lord otique du dispositif et la présence d'anneau intact dans la région
antérieure du disque, la tendance du dispositif VariLift-L à migrer en Le canal et le
renfoncement dans la plaque d'extrémité peuvent être plus faibles, malgré la force de
cisaillement AP plus élevée prévue pour le dispositif VariLift-L. Cette forme et cette
expansion nordique agissent pour résister aux forces de cisaillement A-P en mode de flexion.
Le dispositif extensible présente l'avantage d'ajuster son profil extérieur à l'angle lord otique
du segment traité assurant un meilleur contact entre le dispositif et les plaques terminales.
Biomécaniquement, le dispositif de fusion intersomatique VariLift-L est une bonne solution
pour la chirurgie de fusion du segment de la colonne lombaire.
KT Kim et al. (2005) ont étudié les effets biomécaniques de trois types de disques artificiels
((A), Prodisc L®
, (b), Maverick®
, (C), SB ChariteIII®
)) sur les segments implantés et adjacents
dans la colonne lombaire à l'aide d'un modèle à éléments finis (MEF). Le modèle intact créé a
été validé en comparant la réponse flexion-extension sans pré charge avec les résultats
correspondants obtenus à partir des études expérimentales publiées.

249. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
233Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Le modèle lombaire intact validé a été
testé après implantation de trois disques
artificiels à L4-L5. Chaque modèle
implanté a été soumis à une combinaison
de 400N Charge de compression et de
5N.m de moments de flexion / extension.
Sous la charge de flexion les angles de
rotation inter segmentaires de tous les
modèles implantés étaient semblables à
celles du modèle intact, mais sous la charge d'extension les valeurs étaient supérieures à celle
du modèle intact. Les charges de trois modèles implantés en contact avec les facettes étaient
supérieures aux charges observées avec le model intact.
Vijay K et al. (2007) Ont comparé les effets biomécaniques d'un système de facettes
artificielles à la colonne vertébrale intacte figure
V.112. Dans l'étude in vitro ont été testé des segments
ostéo-ligamentaires humains (L3-S1) dans des
conditions intactes, blessées et artificielles réparées.
Pour l’étude des éléments finis ont été utilisé un
modèle de segment (L3-S1) ligamentaire
tridimensionnel figure V.109. Ont été également
analysé un Modèle à éléments finis avec un pédicule
rigide de fixation postérieur. Les deux modelés ont été
soumis à une charge de compression de 400N plus un
moment de 10 N.m en flexion, extension, rotation
axiale. Ont été utilisé une nouvelle technique pour
appliquer la charge suiveuse dans les modèles à
éléments finis de sorte que le pré chargé induit une
rotation vertébrale minimale dans la plage de
mouvement. Cette étude a montré que les plages de
mouvement prédites pour les modèles intacts et
implantés étaient cohérentes avec les données sur les
cadavres. Après la déstabilisation et le remplacement
des facettes le système de facettes artificielles a rétabli le mouvement dans tous les modes de
(A)
(c)
(b)
Figure V. 111. Modèle du rachis lombaire S1-L1
de KT Kim et al [82].
MEF du rachis lombaire (SRFP)
MEF du rachis lombaire (AFRS)
MEF du rachis lombaire.
Figure V. 112. Modèle du rachis
lombaire S1-L3 de Vijay K et al [83].

250. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
234Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
chargement jusqu'à des valeurs intactes. Les charges des facettes de l'implant étaient
semblables aux charges facettes intactes en extension et en rotation axiale mais moins en
flexion latérale. La pression intra discale au niveau implanté pour le dispositif de
remplacement de facette était similaire à la pression intacte alors qu'avec le système rigide la
pression intra discale était jusqu'à 70% inférieure à la pression intacte. La contrainte
maximale de Von-Mises dans la structure de remplacement de facette est de 85 MPa en
extension à l'interface os-vis pédiculaire par rapport à 174 MPa dans le système rigide. Ils ont
conclu que Le système de facettes artificielles a reproduit la cinématique facette naturelle, Les
gammes de mouvements cadavériques et les données basées sur des éléments finis prédictifs
indiquent que l'implant peut « restaurer » la fonction normale du segment après remplacement
artificiel de la facette.
Chin-Chun Lan et al. (2013) Ont analysé, développé et validé un modèle d'éléments finis
tridimensionnels de la colonne vertébrale thoraco-
lombaire. Quatre types de mouvements de la
colonne vertébrale ont été simulés : flexion,
extension, flexion latérale et rotation axiale. Des
charges axiales de 14N et 140N ont été exercées
sur la plaque terminale supérieure de la vertèbre T1
pour représenter respectivement des pré charges
légères et des charges lourdes. Un moment total de
14,5 N.m a été appliqué pour activer les différents
mouvements de la colonne vertébrale.
L'articulation sacro-iliaque a été fixée dans la
simulation numérique (voir figure V.113). Cette étude a adopté des propriétés de matériaux
linéaires et isotropes pour la plupart des composants de la colonne vertébrale tels que l'os
spongieux, l’os corticale, l'arc postérieur, la plaque terminale, la substance de base annulaire
et le noyau pulposus. L'anneau fibreux a été modélisé en deux couches de stratifié de fibres.
Chaque stratifié est composée de trois couches qui sont empilées avec un angle de +30 ° ou -
30 °. Quant aux ligaments, les deux comportements linéaires et non linéaires ont été
considérés pour rendre le modèle plus réaliste. Ils ont enregistré les résultats numériques ont
démontré que lors du mouvement d'extension l'angle de rotation maximum (3,92 °) se situait
au niveau (L2-L3) et la contrainte maximale de Von-Mises (52,64 MPa) développée à la
plaque terminale supérieure de L3. Pendant le mouvement de flexion l'angle de rotation
Figure V. 113. Modèle du rachis lombaire S1-L3
de Chin-Chun Lan et al [84].

251. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
235Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
maximum était de 3,11 ° au niveau (L2-L3) et une contrainte maximale de Von-Mises de 39,8
MPa a été imposée sur les plaques d'extrémité supérieure de L3. La flexion latérale a donné
un angle de rotation maximum de 2,77 ° au niveau (L2-L3) et Une contrainte maximale de
Von-Mises de 61,03 MPa à la plaque terminale supérieure de L3. La rotation axiale a produit
un angle de rotation maximum de 4,17 ° au niveau (L2-L3) et une contrainte maximale de
Von-Mises de 53,2 MPa sur l'os cortical de la vertèbre L2. Les effets des ligaments de type
linéaire et des ligaments de type non linéaire ont été comparés. La déformation relative des
FSU a eu la même tendance dans les ligaments linéaires et non linéaires. Les résultats calculés
indiquaient que la colonne vertébrale avait plus de flexibilité lorsque la non-linéarité des
ligaments était prise en considération.
Ho-Joong Kim et al (2014) ont appliqué
la méthode des éléments finit pour
analyser Quatre modèles de fusion (L3-
L4), les 4 modèles ont été simulés en
fonction de l'étendue de la décompression
et de la méthode de fixation des vis
pédiculaires dans la fusion lombaire (L3-
L4). Ces modèles comprenaient une (HL-
FB) hémi-laminectomie avec fixation de
vis pédiculaire bilatérale dans le segment
(L3-L4) (modèle A), (HT-FB) hémi-
Laminectomie totale avec fixation de vis
pédiculaire bilatérale (modèle B), (HL-
FU) hémi-laminectomie avec fixation
unilatérale de pédicule (modèle C) et (LT-
FU) laminectomie totale avec fixation de
la vis pédiculaire unilatérale (modelé D).
Dans chaque modèle les pressions intra
discales, la contrainte annulaire et
l'amplitude des mouvements aux segments (L2-L3) et (L3-L4) ont été analysés sous flexion,
extension, flexion latérale et moments de torsion. La fixation unilatérale entraîne une
diminution de l'amplitude de mouvement du segment adjacent mais des mouvements plus
importants ont été notés au niveau du segment de fusion (L3-L4), dans la fixation unilatérale
Figure V. 114. Modèle du rachis lombaire L4-L2 de
Ho-Joong Kim et al [85].

252. Chapitre V Étude et Analyse du Comportement Mécanique des prothèses discale dans le rachis lombaire5
236Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
(HL-FU et LT-FU) par rapport à la fixation bilatérale, la contrainte maximale de Von Mises
a montré des tendances similaires à l'amplitude des mouvements dans les deux segments de
(L2-L3) adjacents supérieurs du segment de fusion. Ils ont conclu que la fixation unilatérale
de la vis pédiculaire semble incapable de fournir une stabilité biomécanique suffisante en cas
de laminectomie totale bilatérale. Inversement dans le cas de l'hémi-laminectomie la fixation
unilatérale pourrait être une option alternative ce qui procure également un avantage potentiel
à réduire la contrainte du segment adjacent.
V. 17. CONCLUSION
L'analyse par éléments finis (AEF), outil efficace pour l'analyse des maladies lombaires, a
été utilisé pour établir un modèle (Th1-S1) non linéaire tridimensionnel (modèle intact) avec
les ligaments des éléments solides ; puis il a été modifié pour simuler les deux implants de
PLIF. Pour comparer les trois modèles chirurgicaux en condition physiologique de charge, ces
derniers ont été soumis à un chargement de compression axial P1 et les deux moments de
flexion engendrés par P2 et P3. Ces deux dernières charges ont été appliquées sur la surface
supérieure de la vertèbre thoracique Th1.
Toutes les prothèses discales implantées au niveau du disque D1 entre la vertèbre L5 et le
sacrum contribuent à la stabilisation des mouvements de la colonne vertébrale et la diminution
des contraintes sur l’os cortical et spongieux dans la vertèbre L5.
Les résultats numériques montrent que les deux implants inter somatiques lombaires
(modèle I, modèle II) ont joué un rôle très important dans l'absorption des contraintes et leur
minimisation. D'autre part, La cage inter-somatique lombaire remplie d'os spongieux
contribue de façon importante à la réduction des contraintes Par rapport à un autre disque
synthétique. En général, 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 corticale et spongieux de la vertèbre lombaire (L5) comparé à un disque
sain. Les résultats obtenus fournissent une base théorique pour le choix d'un modèle
chirurgical approprié.

253. Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire 237
[1] Barrey, CY., Ponnappan, RK., Song, J., Vaccaro, AR. (2008) Biomechanical
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261. 245Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Nos travaux de recherche ont porté sur un modèle 3D de la colonne vertébrale analysé par
la méthode des éléments finis, afin d’étudier ses réactions pour différents chargements
excentriques d'une part, et d'autre part sur l'analyse du comportement biomécanique de
l'ensemble prothèse-os.
Les prothèses discales ont été étudiées et utilisées pour le remplacement des disques
intervertébraux défaillants. Il est bien connu que le succès d’une prothèse discale dépend
fortement de la stabilité initiale de l’implant et de son ostéo-intégration à long terme dû à la
distribution optimale des contraintes mécaniques dans l’os environnant. C’est pour cette
raison que la recherche de solutions raisonnables permettant de réduire ces contraintes est
devenue un axe de recherche important. Plusieurs alternatives ont été étudiées, comprenant
notamment des variations de positionnement d'implant discal, de sa conception, de la
géométrie de la prothèse, des conditions de charges occlusives, des composantes prosthétiques
et des biomatériaux utilisés.
Dans le cadre de la mise en place d’outils de prédiction des fractures vertébrales
ostéoporotiques, de l’hernie discale et de la scoliose, utilisables en cliniques, le but de notre
travail est de prédire la résistance des disques intervertébraux par un modèle en éléments finis
3D non linéaire ; de personnaliser, connaitre les cas favorables et défavorables pour un
chargement excentrique appliqué à la colonne vertébrale et de rechercher des solutions
raisonnables permettant de réduire les contraintes au niveau du disque artificiel.
A partir des études anatomiques, on peut voir que la structure du rachis est complexe. C’est
une chaine osteo-articulaire avec un grand nombre de degré de liberté. Les composantes de
cette structure sont encore des limitations à la compréhension, surtout que la géométrie et le
comportement des tissus mous comme les ligaments et les muscles sont difficiles à déterminer
dans les conditions de fonctionnement du rachis in-vivo.
D’un point de vue biomécanique, la description du mouvement du rachis concerne les trois
groupes des paramètres suivants : les paramètres cinématiques (rotation des osteoarticulaires),
les paramètres cinétiques (chargement mécanique) et les paramètres de la relation entre ces
deux groupes (comportement mécanique). Néanmoins, les connaissances obtenues sont
encore insuffisantes pour comprendre le fonctionnement de cette structure complexe du corps
humain. Pour la cinématique, le paramètre analysé le plus commun des études précédentes est
CONCLUSION GENERALE

262. 246Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
l’amplitude du mouvement inter segmentaire, c’est un paramètre statique entre deux positions
extrêmes du rachis. Pour le comportement mécanique, certaines études expérimentales in-
vitro peuvent construire la courbe du comportement de chaque unité fonctionnelle mais
seulement avec un faible moment appliqué sur les pièces anatomiques du rachis cervical. In-
vivo, on ne trouve aucune étude concernant le comportement en mouvement du rachis.
Pour développer des modèles personnalisés, un protocole expérimental a été développé
pour l’obtention simultanée des données géométriques et des acquisitions de cinématiques
externes. Puis, les deux types de modèle corps rigides sont développés, modèle osteo-
articulaire et musculo-squelettique. En biomécanique ostéo-articulaire le travail des
chercheurs consiste à proposer des solutions thérapeutiques destinées à restaurer la mobilité
du squelette. Les rappels d’anatomie ont permis d’introduire le contexte de ce travail de thèse.
Ainsi, l’analyse morphologique des déformations rachidiennes ainsi que les caractéristiques
mécaniques des tissus osseux et des tissus mous composants le rachis, elles nous permettent
de situer mécaniquement les différents tissus de la colonne les uns par rapport aux autres.
Bien que les valeurs des amplitudes des principaux mouvements donnent des résultats qui
mettent en évidence la similitude entre les amplitudes de mobilité intervertébrale in vivo et les
amplitudes de mobilité intervertébrale in vitro. Ces différentes méthodes d'analyse
biomécanique des implants et de leur conception, nous a permis de mieux cibler les axes de
recherche. En ce qui concerne les expérimentations in vitro, les études sont nombreuses, tant
pour les rachis non instrumentés que pour les rachis instrumentés.
Cette étude a mis en relief le difficile compromis à respecter entre la longévité du matériel,
la rigidité du matériel et la qualité de la consolidation osseuse. C'est en fait l'association des
connaissances en biomécanique rachidienne et remodelage osseux qui permet de répondre en
partie à ce compromis et d'aider à la conception des matériels d'ostéosynthèse.
Tous les modèles biomécaniques antérieurs présentent un défaut principal du fait que
l'équilibre statique ou dynamique des moments externes est étudié seulement dans une section
transversale prise à un seul niveau le long de la colonne (souvent aux niveaux lombaires les
plus bas) et non pas sur la longueur entière de la colonne et l'évaluation globale des forces
musculaires du tronc et des forces de réaction dans la partie ligamentaire osseuse de la
colonne, Cette évaluation est souvent effectuée à un niveau spécifique de la colonne
vertébrale.
Les résultats numériques de notre étude montrent que ces disques jouent un rôle très
important dans l'absorption et la minimisation des contraintes. D'autre part, les résultats ont
confirmé que le niveau de contrainte est plus élevé sur le plateau supérieur du disque

263. 247Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
artificiel, par contre il est plus faible sur le plateau inférieur. En outre le noyau joue aussi un
grand rôle dans l'absorption des contraintes et leur minimisation.
Cependant, la cage inter somatique lombaire remplie d'os spongieux a la particularité de
réduire de façon significative les contraintes par rapport à un autre disque synthétique.
De manière générale, 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 corticale et spongieux de la vertèbre lombaire (L5) comparé à un disque
sain. Les résultats obtenus fournissent une base théorique pour le choix d'un modèle
chirurgical d’implant de la colonne vertébrale approprié.
Nous conseillons aux praticiens spécialisés des implants de la colonne vertébrale à utiliser
la technique d’implantation qui utilise la cage inter-somatique rempli avec l'os spongieux et
renforcé par un système de fixation postérieur (six vis plus 2 tiges) car cette dernière a donné
un niveau de contraintes plus faible dans l'os corticale et spongieux de la vertèbre lombaire
(L5) et (L4) comparé à un disque sain.
Après ce rappel des principaux apports de notre étude, les perspectives seront que
l'acceptation de notre étude sur l'évaluation fonctionnelle des implants rachidiens qui a
débouchée sur une publication internationale ne constitue qu'une étape.
Il reste en effet à faire en sorte qu’elle soit reconnue et utilisée, permettant ainsi de compléter
l'évaluation préclinique actuelle des implants rachidiens, dans l'intérêt des patients, mais
également, pourquoi pas, d'ouvrir la voie à de nouveaux concepts d'implants pour lesquels les
méthodes d'évaluations en vigueur, peu réalistes du point de vue biomécanique, constituent un
frein.
Concernant l'outil de simulation par la méthode des éléments finit mis en place et auquel
nous avons apporté notre contribution ; la prise en compte des efforts musculaires dans les
conditions aux limites des analyses numériques constituera certainement l'une des avancées
majeures.
Enfin, si l'étude de cas présentée à permis de souligner l'intérêt des simulations
personnalisées afin de mieux comprendre le comportement biomécanique de l’ensemble
implant-os, il reste maintenant à en exploiter pleinement les possibilités en analysant
l'influence des nombreux paramètres de la chirurgie sur les contraintes mécaniques dans les
implants et les structures ostéo-articulaires.

264. 248Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure I.1. Composition en couches du tissu osseux [7]………………………… 10
Figure I.2. Structure microscopique du tissu osseux cortical [10]……………….. 10
Figure I.3. Structure microscopique du tissu osseux spongieux. [11]…………… 11
Figure II.1. Plans de référence [1]……………………………………….……… 15
Figure II.2. La colonne vertébrale [1]……………………………………………. 16
Figure II.3. Le rachis humain [2]………….……………………………………... 17
Figure II.4. Représentation schématique des différentes structures anatomiques..
composant le rachis [2]………………………….………………………………..
18
Figure II.5. Vertèbre type schématique [1]………………………………………. 19
Figure II.6. Vertèbre lombaire [1]……… ……………………………………….. 19
Figure II.7 : Sacrum et coccyx [1]………………………..……………………… 20
Figure II.8. Disque Intervertébral [1]………………………………...….……….. 21
Figure II.9. Articulations Intervertébrales [1]……………………………………. 22
Figure II.10. Ligament longitudinal Postérieur [1]………………………………. 22
Figure II.11. Les mouvements du rachis lombaire………………………….......... 23
Figure II.12. Comparaison des Amplitudes de flexion - extension in vivo (âges,
sexes, et protocoles confondus) selon les auteurs [10] et [5]……………………..
24
Figure II.13. Evolution des mobilités segmentaires en fonction de la mobilité
lombaire globale [11]……………………………………………………………..
25
Figure II.14. Définition du Centre Moyen de Rotation [10]……………………... 26
Figure II.15. Comparaison des Amplitudes d'inflexion latérale in vivo (âges,
sexes, et protocoles confondus) selon les auteurs [25]…………………………...
27
Figure II.16. Comparaison des Amplitudes de rotation en torsion axiale
unilatérale in vivo [27]……………………………………………………………
27
Figure II.17. Compression de L4/L5 pour différentes configurations d'un sujet
de 70 kg(Wilke1999et 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]……………………………...…………………..... ………………………….
28
Figure II.18. Bilan des forces en L3 [34] ………………………………………... 29
Figure II.19. Modèle mécanique plan du rachis [37] ……………………………. 29
Figure II.20. Structure globale du modèle musculaire de Pomero [38]………….. 30
Figure II.21. (a) Stabilité. (b) Instabilité…………………..……………………... 31
Figure II.22. Hernie discale lombaire. [Web 1 2007]……………………………. 32
Figure II.23. Spondylolisthésis L5-S1 [Web 1 2007]………………….………… 33
Figure II.24. (a) Tissu osseux normal. (b) Tissu osseux ostéoporotique [Web 2
2007]……………………………………………………………………………...
34
Figure II.25. Illustration d'une fracture vertébrale en compression [Web 1
2007]…… ….…..………………………………………………………………...
34
Figure II.26. Voie postérieure médiane [Web 1 2007]……….………………….. 35
Figure II.27. Discectomie lombaire [Web 1 2007]………………………………. 36
Figure II.28. Laminectomie totale sur deux niveaux [Web 1 2007]……………... 36
Figure II.29. Radiographies : de profil standard (A), grand-axe (B) et de face(C). 37
Figure II.30. Clichés dynamiques……...........................................……………… 38
Figure II.31. Incidence oblique "trois-quarts"……………………………...……. 38
TABLE DES FIGURES

265. 249Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure II.32. Myélographie (A) et discographie (B)…………………………… .. 38
Figure II.33 : Scanner (gauche) et IRM (droite)…………...……………………. 38
Figure III.1. Structure macroscopique du tissu osseux corticale [2]…………….. 46
Figure III.2. Structure microscopique du tissu osseux spongieux [2]…………… 47
Figure III.3. Le pulposus de noyau entouré par l'anneau pose [13]…………….. 50
Figure III.4. Orientation des fibres d'une couche d'anneau [14]………………... 51
Figure III.5. Courbe force – déplacement typique pour un ligament OAB zone à
comportement élastique : OA zone "d'adaptation" à faible rigidité ; AB zone
linéaire non élastique [1]………………………………………………………….
52
Figure III.6. Repère de référence, (a) : repère local, (b) : repère global [1]……… 53
Figure III.7. Mouvement de flexion -extension…………………………………. 55
Figure III.8. Les mouvements du rachis lombaire [29]………………………….. 56
Figure III.9. L'angle représentatif de la gamme du mouvement dans le FSU de
thoracique avec lombo-sacré [28]………………………………………………...
57
Figure IV.1. Vertèbre lombaire………………………...………………………… 64
Figure IV.2. Définition des paramètres géométriques : vue latérale…………….. 65
Figure IV.3. Définition des paramètres géométriques : vue de face…………….. 65
Figure IV.4. Définition des paramètres géométriques : vue supéro-inférieure. 66
Figure IV.5. Définition des paramètres géométriques.(a) : Vue antérieure, (b) :
Vue postérieure, (c) : Vue latérale…………………………………………..........
68
Figure IV.6. Définition des paramètres géométriques du bassin
(a) : Vue antérieure, (b) : Vue postérieure, (c) : Vue latérale………………...…..
68
Figure IV.7. Définition des paramètres géométriques.(a) : Vue antérieure, (b) :
Vue postérieure, (c) : Vue latérale………………………………………………..
69
Figure IV.8. Modèle géométrique en 3D des vertèbres lombaire (L 2+ L3) avec
ligament…………………………………………………………………………...
69
Figure IV.9. Modèle détaillée du bassin et sacrum (ligaments)………………….. 70
Figure IV.10. La colonne vertébrale étudiée.(a) : vue de droite. (b) : vue de face.
(c) : vue de l’arrière…………………………………………………...…………..
70
Figure IV.11. Les vertèbres de la colonne vertébrale étudiée……………………. 71
Figure IV.12. Les disques intervertébraux étudiés………………………………. 72
Figue IV.13. Modélisation 3D du segment L3, disque intervertébrale D4
(SOLIDWORKS 2016 software)…………………………………………………
72
Figure IV.14. Assemblage en coupe………………………….………………….. 73
Figure IV.15. Vue éclatée en coupe……………………………………………... 74
Figure IV.16. Assemblage en perspective isométrique…………………………. 74
Figure IV.17. Maillage par éléments finis d'un système os (L2, L4) - pro discale
[10]………………………………………………………………………………..
75
Figure IV.18. Exemple de deux géométries 3D d’éléments utilisés pour la
méthode des éléments finis…….............................................................................
77
Figure IV.19. Maillage global de l’ensemble……………………………………. 83
Figure IV.20. Modélisation 3D par éléments finis des vertèbres de la colonne
vertébrale………………………………………………………………………….
84
Figure IV.21. Modélisation 3D par éléments finis des disques intervertébraux…. 85
Figure IV.22. Maillage confondue entre les composantes du rachis lombaire…... 86
Figure IV.23. person obese [6]………………...………………………………… 88
Figure IV.24.Constitution de la colonne vertébrale (personne obèse dans le
disque, en fonction de son état……………………………………………………
88
Figure IV.25. Le disque intervertébral.(a) : la compression (b) : la flexion. [44]... 89
Figure IV.26. Distribution des charges au niveau du disque selon son état [45].... 89

266. 250Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV.27. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (personne
normale)…………………………………………………………………………..
90
Figure IV.28. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (personne
obèse)……………………………………………………………………………..
91
Figure IV.29. Histogramme des contraintes et déformations de Von mises dans
les DIV pour personne normale…………………………………………………..
92
Figure IV.30. Distributions des contraintes et déformations de Von mises dans
le disque D1 pour une personne normale…………………………………………
92
Figure IV.31. Histogramme des contraintes et déformations dans les DIV pour
différents chargements. (a) : 33 kg, (b) : 44 kg, (c) : 55 kg…………………..
93
Figure IV.32. Distributions des contraintes et déformations dans les DIV pour
différents chargements. (a) : 33 kg, (b) : 44 kg, (c) : 55 kg………………..
94
Figure IV.33. Hernie discale : (a) protrusion discale, (b) compression de la
racine nerveuse, (c) extrusion…………………………………………………….
95
Figure IV.34. Distributions des contraintes et déformations dans les disques D1
pour une charge de 55kg………………………………………………………….
96
Figure IV.35. Histogramme des contraintes et déformations dans le disque D1
pour une charge de 55kg………………………………………………………….
97
Figure IV.36. IRM du rachis lombosacré d’une personne obèse de 50 ans
montrant : (a), Coupe sagittale d’une IRM lombaire en Th2 montrant l’aspect
d’une hernie discale doublé (S1-L5), (L4-L5), (b), Coupe axiale d’une IRM
lombosacrée en Th2 montrant une hernie discale postéro-latérale gauche exclue
au niveau de (S1-L5) et (L4-L5)………………………………………………….
99
Figure IV.37. Histogramme des contraintes et déformations dans l’os cortical
pour différents chargements. (a) : 33kg, (b) : 44kg, (c) : 55kg…………………..
100
Figure IV.38. Histogramme des contraintes et déformations dans l’os spongieux
pour différents chargements.(a) : 33kg, (b) : 44kg, (c) : 55k………….…………
101
Figure IV.39. Distributions des contraintes et déformations dans l’os cortical
pour différents chargements. (a) : 33kg, (b) : 44kg, (c) : 55kg…………………..
102
Figure IV.40. Distributions des contraintes et déformations dans l’os spongieux
pour différents chargements.(a) : 33kg, (b) : 44kg, (c) : 55kg…………………...
102
Figure IV.41. Distributions des contraintes et déformations dans le sacrum pour
différents chargements. (a) : 33kg, (b) : 44kg, (c) : 55kg………………………..
104
Figure IV.42. Histogramme des contraintes et déformations dans les disques
intervertébraux pour différentes charges………………...………………………..
104
Figure IV.43. IRM du rachis lombosacré d’une personne obèse de 46 ans
montrant : (a), Coupe axiale d’une IRM lombosacrée en Th2 montrant une
hernie discale (S1-L5) postéro-latérale gauche, (b), Coupe sagittale d’une IRM
lombosacrée en Th2 montrant une hernie discale (S1-L5) postéro latérale
gauche Au niveau de (S1-L5)…………………………………………………..
105
Figure IV.44. Un enfant scolaire porte un cartable……………………………… 107
Figure IV.45. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (Un enfant
scolaire porte un cartable)………………………………………………………...
107
Figure IV.46. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (chargement
postérieur)………………………………………………………………………...
108
Figure IV.47. Histogramme des contraintes et déformations dans la colonne
vertébrale pour une charge de 20kg………………………………………………
109
Figure IV.48. Distributions des contraintes et déformations dans les vertèbres
thoraciques (Th3, Th4) pour une charge de 20kg………………………………..
109
Figure IV.49. Distributions des contraintes et déformations dans les vertèbres 110

267. 251Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
thoraciques pour une charge de 20kg……………………………………………..
Figure IV.50. Histogramme des contraintes et déformations dans les DIV pour
une charge de 20kg…………..................................................................................
111
Figure IV.51. Distributions des contraintes et déformations dans les DIV pour
une charge de 20kg………………………………………………………………..
112
Figure IV.52. Distributions des contraintes et déformations dans le disque
intervertébral D1 pour une charge de 20kg………………………………………
112
Figure IV.53. IRM du rachis lombosacré d’un garçon de 16 ans montrant : (a)
IRM en coupe sagittale pondérée en séquence T1, en T2 (b), en coupe axiale
pondérée en T2 (c), montrant une hernie discale L5-S1 postérolatérale gauche et
migrée en bas……………………………………………………………………...
113
Figure IV.54. Histogramme des contraintes et déformations dans les l’os cortical
pour une charge de 20kg………………………………………………
114
Figure IV.55. Distributions des contraintes et déformations dans l’os cortical
pour une charge de 20kg………………………………………………………….
114
Figure IV.56. Histogramme des contraintes et déformations dans les l’os
spongieux pour une charge de 20kg………………………………………………
115
Figure IV.57. Distributions des contraintes et déformations dans l’os spongieux
pour une charge de 20kg………………………………………………………….
115
Figure IV.58. Histogramme des contraintes et déformations dans l’arc postérieur
pour une charge de 20kg………………………………………………
116
Figure IV.59. Distributions des contraintes et déformations dans L’arc
postérieur pour une charge de 20kg………………………………………………
116
Figure IV.60. Distributions des contraintes et déformations dans le bassin pour
une charge de 20kg……………………………………………………………….
117
Figure IV.61. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (chargement
collé)………………………………………………………………………………
118
Figure IV.62. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (chargement
éloigné)…………………………………………………………………………....
119
Figure IV.63. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (chargement
antérieur)……………….........................................................................................
120
Figure IV.64. Histogramme des contraintes et déformations de Von mises dans
les DIV pour différentes distances. (a) : 300mm, (b) : 600mm…………………..
121
Figure IV.65. Distribution des contraintes et déformations de Von mises dans
les DIV pour différentes distances. (a) : 300mm, (b) : 600mm………………...
122
Figure IV.66. Histogramme des contraintes et déformations de Von mises dans
les AF pour un bras de levier de 600mm…………………………………………
123
Figure IV.67. Coupe sagittale d’une IRM lombosacrée en T2 montrant une
hernie discale médiane Au niveau de (S1-L5) migrée à 1.5cm vers le bas (a),
(b), montrant une coupe axiale d’une hernie discale (S1-L5) postéro latérale
droite…………..………………………………………………………………….
123
Figure IV.68. Distribution des contraintes et déformations de Von mises dans
les composantes du disque D1 pour un bras de levier de 600mm………………..
125
Figure IV.69. Formes évolutives de l’hernie discale. (a)-fissure de l’annulus,
(b)-progression du matériel discal, (c)- prolapse [47]. & www.espalda.org...........
126
Figure IV.70. Constitution du rachis [48]……………………………………….. 127
Figure IV.71. Disque intervertébrale sain [48]…………………………………... 127
Figure IV.72. Hernie discale avec compression de la racine [48]………………. 127
Figure IV.73. Soulever une charge avec le dos courbé (mauvaise posture)…….. 128
Figure IV.74. Posture correcte de levage : soulever avec le dos droit…………... 128

268. 252Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure IV.75. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (dos courbée)…... 129
Figure IV.76. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (flexion du tronc). 130
Figure IV.77. Histogramme des contraintes et déformations dans les DIV pour
une charge de 50kg………………………………………………………………..
131
Figure IV.78. Distributions des contraintes et déformations dans les DIV (D1,
D15, D16) pour une charge de 50kg……………………………………………...
131
Figure IV.79. Images d’un Patient de 52 ans souffrant de lombo- sciatalgie S1
Gauche. (a) IRM du rachis lombosacré en coupe axiale T2 montre une HD en
(S1-L5) avec la compression de la moelle épinière, (b) IRM en coupe coronale
T2 montre une HD en (S1-L5) avec la déformation de ligament longitudinale
postérieur, (c) IRM en coupe sagittale T2 montre une hernie discale postéro-
latérale gauche et migrée en haut…………………………………………………
132
Figure IV.80. Distributions des contraintes et déformations dans les
composantes de colonne vertébrale pour une charge de 50kg.(a), Disques
Intervertébraux, (b), Nucleus Pulposus, (c), L’os Cortical, (d), L’os Spongieux,
(e), L’arc Postérieur, (f), Bassin………………………………………………......
133
Figure IV.81. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (flexion latérale)... 135
Figure IV.82. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (flexion latérale)... 136
Figure IV.83. Histogramme des contraintes et déformations dans les l’os
spongieux pour une charge de 20kg………………………………………………
136
Figure IV.84. Distributions des contraintes et déformations dans l’os corticale
pour une charge de 50kg………………………………………………………….
137
Figure IV.85. Distributions des contraintes et déformations dans colonne
vertébrale pour une charge de 20kg. (a), Disques Intervertébraux, (b), Nucleus
Pulposus, (c), L’os Cortical, (d), L’os Spongieux, (e), L’arc Postérieur, (f),
Bassin…………………………………………………………………………......
138
Figure IV.86. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (chargement de
compression) …………………………………………………………………......
139
Figure IV.87. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (chargement de
compression)……………………………………………………………………...
140
Figure IV.88. Histogramme des contraintes et déformations dans les DIV pour
une charge de 50kg………………………………………………………………..
141
Figure IV.89. Distributions des contraintes et déformations dans les DIV (D1,
D15, D16) pour une charge de 50kg……………………………………………...
141
Figure IV.90. Images d'une jeune fille 17ans souffrant de lombalgie si grave,
elle était incapable de marcher. TDM du rachis lombosacré en coupe axiale (a,
b) et en reconstruction sagittale (c) montrant une double HD en L4-L5 et en L5-
S1, (d) Radiographie standard de profil du rachis lombosacré montrant un
pincement du dernier disque intervertébral L5-S1………………………………..
141
Figure IV.91. Distributions des contraintes et déformations dans colonne
vertébrale pour une charge de 50kg. (a), Disques Intervertébraux, (b), Nucleus
Pulposus, (c), L’os Cortical, (d), L’os Spongieux, (e), L’arc Postérieur, (f),
Bassin……………………………………………………………………………..
142
Figure IV.92. Histogramme des contraintes et déformations dans le bassin pour
une charge de 50kg. (a) : flexion du tronc, (b) : flexion latérale, (c) : chargement
de compression……………………………………………………………………
144
Figure IV.93. Histogramme des contraintes et déformations dans le sacrum pour
une charge de 50kg. (a) : flexion du tronc, (b) : flexion latérale, (c) : chargement
de compression…………………………………………………………………..
145
Figure IV.94. Histogramme des contraintes dans les disques intervertébraux 146

269. 253Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
pour une charge de 50kg (différentes posture)……………………………………
Figure IV.95. Histogramme des déformations dans les disques intervertébraux
pour une charge de 50kg (différentes posture)……………………………………
146
Figure V.1. Classification des implants de stabilisation du rachis lombaire…….. 155
Figure V.2. Fusion postérieure……………………………………………........... 157
Figure V.3. Exemples de cages PLIF et TLIF………………………………….... 158
Figure V.4. Implantation d'une cage TLIF……………………………………….. 158
Figure V.5. Fusion antérieure avec cage…………………………………………. 158
Figure V.6. Prothèse à noyau mobile bisphérique de type SB Charité………....... 161
Figure V.7. Prothèse à noyau mobile monosphérique de type Mobidisc………… 161
Figure V.8. Prothèse à noyau sphérique fixe type Prodisc………………………. 162
Figure V.9. Prothèse à noyau sphérique fixe type Maverick…………………...... 162
Figure V.10. Prothèses de nucleus pulposus. (a) : PDN SOLO, (b) : Spirale à
mémoire de forme………………………………………………………………...
163
Figure V.11. Implants inter-épineux. (a) Wallis, (b) DIAM, (c) X-stop, (d)
Coflex......................................................................................................................
164
Figure V.12. Implant inter-épineux in situ. (a) Wallis, (b) DIAM, (c) X-stop, (d)
Coflex…………......................................................................................................
164
Figure V.13. Systèmes de remplacement des facettes. (a) TFAS, (b) TOPS, (c)
Stabilimax NZ…………………………………………………………………….
165
Figure V.14. Ligament de Graf…………………………………………………... 166
Figure 15. Système Dynesys……………………………………………………... 167
Figure V.16. Dessin de définition de la prothèse discale de Maverick [23]. (a) :
plateau supérieur, (b) : noyau en polyéthylène…………………………………...
169
Figure V.17. Prothèse discale de Maverick(R) [23]. (a) : Vue éclatée en coupe,
(b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) : Assemblage en coupe……….
169
Figure V.18. Dessin de définition de la prothèse discale de Charité III [24]. (a) :
plateau supérieur, (b) : noyau en polyéthylène…………………………………...
170
Figure V.19. Prothèse discale de Charité III (R) [24]. (a) : Vue éclatée en coupe,
(b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) : Assemblage en coupe………
170
Figure V.20. Dessin de définition de la prothèse discale de cisaillement et
rotation axiale [25]. (a) : plateau supérieur, (b) : noyau en polyéthylène………..
171
Figure V.21. Prothèse discale de cisaillement et rotation axiale [25]. (a) : Vue
éclatée en coupe, (b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) : Assemblage
en coupe…………………………………………………………………………..
171
Figure V.22. Dessin de définition de la prothèse discale de prodisc L(R) [26].
(a) : plateau supérieur, (b) : plateau inférieur……………………………….…….
172
Figure V.23. Dessin de définition du noyau polyéthylène de la prothèse de
ProDisc L(R)……………………………………………………………………...
172
Figure V.24. Prothèse discale de prodisc L(R) [26]. (a): Vue éclatée en coupe,
(b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) : Assemblage en coupe……….
172
Figure V.25. Dessin de définition de la prothèse discale de cisaillement et
rotation axiale [25]. (a) : plateau supérieur, (b) : noyau en polyéthylène………...
173
Figure V.26. Prothèse discale de cisaillement et rotation axiale [25]. (a) : Vue
éclatée en coupe, (b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) : Assemblage
en coupe…………………………………………………………………………..
173
Figure V.27. Dessin de définition de la prothèse discale de cisaillement et
rotation axiale [25]. (a) : plateau supérieur, (b) : noyau en polyéthylène………...
174
Figure V.28. Dessin de définition du noyau polyéthylène de la prothèse ProDisc
L(R)……………………………….........................................................................
174

270. 254Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Figure V.29. Prothèse discale de cisaillement et rotation axiale [25]. (a) : Vue
éclatée en coupe, (b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) : Assemblage
en coupe…………………………………………………………………………..
174
Figure V.30. Dessin de définition de la Prothèse discale avec anneau en milieux
[25]. (a) : plateau supérieur, (b) : plateau inférieur, (c) : noyau polyéthylène…...
175
Figure V.31. Prothèse discale avec anneau en milieux [25]. (a) : Vue éclatée en
coupe, (b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) : Assemblage en coupe..
175
Figure V.32. Dessin de définition de la prothèse discale à parois épaisse en
milieux [25]. (a) : Anneau en polyéthylène, (b) : plateau supérieur, (c) : noyau
polyéthylène………………………………………………………………………
176
Figure V.33. La prothèse discale à parois épaisse en milieux [25]. (a) : Vue
éclatée en coupe, (b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) : Assemblage
en coupe…………………………………………………………………………..
176
Figure V.34. Dessin de définition du Cage de fusion inter-somatique lombaire
approche unilatérale [27]. (a) : cage inter-somatique en PEEK, (b) : l’os greffon
(2), (c) : l’os greffon (1)…………………………………………………………..
177
Figure V.35. Cage de fusion inter-somatique lombaire approche unilatérale [27].
(a) : Vue éclatée en coupe, (b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) :
Assemblage en coupe……………………………………………………………..
177
Figure V.36. Dessin de définition de la Cage de fusion inter-somatique lombaire
[28]. (a) : cage inter-somatique en PEEK, (b) : l’os greffon (2), (c) : l’os greffon
(3)…………………………………………………………………………………
178
Figure V.37. Cage de fusion inter-somatique lombaire [28]. (a) : Vue éclatée en
coupe, (b) : Assemblage en perspective isométrique, (c) : Assemblage en
coupe……………………………………………………………………………...
178
Figure V.38. Dessin de définition du système de fixation thoraco-lombaire
postérieure [27]. (a) : vis pédiculaire, (b) : la tige, (c) : ceinture…………………
179
Figure V.39. Système de fixation thoraco-lombaire postérieure [27]. (a)
Assemblage en perspective isométrique (b) : 2 tiges avec la ceinture, (c) : 6 vis
pédiculaires……………………………………………………………………….
179
Figure V.40. Positionnement des vis pédiculaires. (a) orientation de la vis, (b)
point d'entrée de la vis [29]……………………………………………………….
180
Figure V.41. Position des vis et positionnement du cage inter-somatique
lombaire. (a) : vue postérieure, (b) : vue antérieure………………………………
181
Figure V.42. Système de fixation thoraco-lombaire postérieure [27]. (a) : vue de
face, (b) : vue de gauche, (c) : vue d’arrière……………………………………...
182
Figure V.43. Remplacement du Système de fixation thoraco-lombaire [27]. (a) :
assemblage total (6vis avec 2tiges), (b) : positionnement des vis pédiculaires, (c)
: système de fixation postérieur…………………………………………………...
182
Figure V.44. Remplacement de Prothèse à noyau sphérique fixe type Maverick
[23]………………………………………………………………………………..
183
Figure V.45. Remplacement de la Prothèse à noyau mobile bisphérique de type
SB Charité. [24]…………………………………………………………………..
183
Figure V.46. Remplacement de la Prothèse à noyau sphérique fixe type Prodisc
L [26]……………………………………………………………………………..
184
Figure V.47. Remplacement de la prothèse discale de cisaillement et rotation
axiale (Modelé I). [25]……………………………………………………………
184
Figure V.48. Remplacement de la prothèse discale de cisaillement et rotation
axiale (Modelé II) [25]……………………………………………………………
185
Figure V.49. Remplacement de prothèse discale de cisaillement et rotation 185

271. 255Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
axiale (Modelé III) [25]…………………………………………………………...
Figure V.50. Remplacement de Prothèse à anneau en milieux [25]……………. 186
Figure V.51. Remplacement de Prothèse à parois épaisse en milieux [25]……... 186
Figure V.52. Remplacement de la Cage de fusion inter somatique lombaire
approche unilatérale [27]………………………………………………………….
187
Figure V.53. Remplacement de la Cage de fusion inter-somatique lombaire [28]. 187
Figue V.54. Modèle éléments finis de la prothèse Maverick [23]……………….. 188
Figue V.55. Modèle éléments finis de la prothèse Charité III [24]………………. 188
Figue V.56. Modèle éléments finis de la prothèse ProDisc L [26]…………......... 188
Figue V.57. Modèle éléments finis de la prothèse de cisaillement et rotation
axiale (Modèle I) [25]…………………………………………………………….
189
Figue V.58. Modèle éléments finis de la prothèse de cisaillement et rotation
axiale (Modèle II) [25]............................................................................................
189
Figue V.59. Modèle éléments finis de la prothèse de cisaillement et rotation
axiale [25] (Modèle III)…………………………………………………………...
189
Figue V.60. Modèle éléments finis de la Prothèse discale avec anneau en
milieux [25]……………………………………………………………………….
189
Figue V.61. Modèle éléments finis de la prothèse discale à parois épaisse en
milieux [25]……………………………………………………………………….
190
Figue V.62. Modèle éléments finis de la Cage de fusion inter-somatique
lombaire approche unilatérale avec os greffon [27]………………………………
190
Figue V.63. Modèle éléments finis de la Cage de fusion inter-somatique
lombaire avec os greffon [28]…………………………………………………….
190
Figue V.64. Maillage par éléments finis de la colonne vertébrale : (a) : vue
isométrique, (b) : vue de gauche, (c) : vue de face, (d) : vue d’arrière…………...
194
Figure V.65. Modèle biomécanique de la colonne vertébrale (chargement
antérieur).................................................................................................................
195
Figure V.66. Histogramme des contraintes et déformations dans les DIV pour
personne normale…………………………………………………………………
196
Figure V.67. Histogramme des contraintes et déformations dans le DIV D1 pour
personne normale....................................................................................................
197
Figure V.68. Histogramme des contraintes et déformations dans les trois
prothèses discales. (a): prothèse de Maverick, (b) : prothèse de charité III, (c) :
prothèse de prodisc L……………………………………………………………..
198
Figure V.69. Distributions des contraintes et déformations dans les trois
prothèses discales. (a) : prothèse de Maverick, (b) : prothèse de charité III, (c) :
prothèse de prodisc L……………………………………………………………..
199
Figure V.70. Distributions des contraintes et déformations dans les trois
prothèses artificielles. (a): prothèse de Maverick(R), (b) : plateau supérieur, (c) :
plateau inferieur…………………………………………………………………..
200
Figure V.71. Distributions des contraintes et déformations dans les trois
prothèses artificielles. (a): plateau supérieur, (b) : plateau inférieur, (c) : noyau
polyéthylène………………………………………………………………………
200
Figure V.72. Distributions des contraintes et déformations dans la prothèse de
prodisc L. (a) : plateau supérieur, (b) : noyau polyéthylène, (c) : plateau
inferieur…………………………………………………………………………...
201
Figure V.73. Distributions des contraintes et déformations dans le système de
fixation thoraco-lombaire postérieur. (a) : prothèse de Maverick(R), (b) :
prothèse de Charité III(R), (c) : prothèse de Prodisc L(R)………………………..
202
Figure V.74. Distributions des contraintes et déformations dans le bassin et le 203

272. 256Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
sacrum. (a) : prothèse de Maverick, (b) : prothèse de charité III, (c) : prothèse de
prodisc L. (d) : personne normale………………………………………………...
Figure V.75. Histogramme des contraintes et déformations dans les prothèses
discales……………………………………………………………………………
204
Figure V.76. Histogramme des contraintes et déformations dans les trois
prothèses de cisaillement et rotation axiale. (a) : Modèle I, (b) : Modèle II, (c) :
Modèle II………………………………………………………………………....
206
Figure V.77. Distributions des contraintes et déformations dans les trois
prothèses de cisaillement et rotation axiale. (a) : Modèle I, (b) : Modèle II, (c) :
Modèle II………………………………………………………………….............
207
Figure V.78. Distributions des contraintes et déformations dans la prothèse de
cisaillement (Modèle I). (a) : plateau supérieur, (b) : noyau polyéthylène, (c) :
plateau inferieur…………………………………………………………………..
208
Figure V.79. Distributions Contrainte et déformation dans la prothèse de
cisaillement (Modèle II). (a) : plateau supérieur, (b) : noyau polyéthylène, (c) :
plateau inferieur…………………………………………………………………..
208
Figure V.80. Distributions Contrainte et déformation dans la prothèse de
cisaillement (Modèle III). (a): plateau supérieur, (b) : noyau polyéthylène, (c) :
plateau inferieur…………………………………………………………………..
209
Figure V.81. Distributions des contraintes et déformations dans les trois
prothèses de cisaillement et rotation axiale. (a) : Modèle I, (b) : Modèle II, (c) :
Modèle III…………………………………………………………………….....
210
Figure V.82. Distributions des contraintes et déformations dans le sacrum et le
bassin. (a) : plateau supérieur, (b) : noyau polyéthylène, (c) : plateau inferieur….
211
Figure V.83. Histogramme des contraintes et déformations dans les trois
prothèses discales de cisaillement et rotation axiale……………………………...
212
Figure V.84. Histogramme des contraintes et déformations dans les deux
prothèses discales. (a) : prothèse à anneau polyéthylène, (b) : prothèse à parois
épaisse…………………………………………………………………………….
213
Figure V.85. Distributions des contraintes et déformations dans les prothèses
discales. (a) : prothèse à anneau polyéthylène, (b) : prothèse à parois épaisse, (c)
: disque naturel……………………………………………………………………
214
Figure V.86. Distributions des contraintes et déformations dans la prothèse
discale à anneau polyéthylène. (a) : plateau supérieur, (b) : plateau inferieur, (c)
: Anneau polyéthylène…………………………………………………………….
215
Figure V.87. Distributions des contraintes et déformations dans la prothèse
discale à paroi épaisse. (a) : plateau supérieur, (b) : plateau inferieur, (c) :
Anneau en (PEEK), (d) : noyau polyéthylène…………………………………….
216
Figure V.88. Distributions des contraintes et déformations dans le SFP. (a) :
prothèse à anneau polyéthylène, (b) : prothèse à parois épaisse………………….
216
Figure V.89. Distribution des contraintes et déformations dans le bassin et le
sacrum. (a) : prothèse à anneau polyéthylène, (b) : prothèse à paroi épaisse, (c) :
disque naturel……………………………………………………………………..
217
Figure V.90. Histogramme des contraintes et déformations dans les deux
prothèses discales…………………………………………………………………
218
Figure V.91. Histogramme des contraintes et déformations dans les deux
implants intersomatiques lombaires. (a) : cage de fusion inter-somatique
lombaire approche unilatérale, (b) : Cage de fusion inter-somatique
lombaire…...
219
Figure V.92. Distribution des contraintes et déformations dans les implants 220

273. 257Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
intersomatiques lombaires. (a) : cage de fusion inter-somatique lombaire
approche unilatérale, (b) : Cage de fusion inter-somatique lombaire, (c) : disque
naturel…………………………………………………………………………….
Figue V.93. Distribution des contraintes et déformations maximum dans la cage
de fusion inter-somatique lombaire approche unilatérale………………………
221
Figue V.94. Distribution des contraintes et déformations maximum dans la cage
de fusion inter-somatique lombaire……………………………………………..
221
Figure V.95. Distribution des contraintes et déformations maximum dans le
système de fixation postérieur. (a) : cage de fusion inter-somatique lombaire
approche unilatérale, (b) : Cage de fusion inter-somatique lombaire…………..
222
Figure V. 96. Distribution des contraintes et déformations dans le bassin et le
sacrum. (a) : cage de fusion inter-somatique lombaire approche unilatérale, (b) :
Cage de fusion inter-somatique lombaire, (c) : disque naturel…………………
223
Figure V.97. Distribution des contraintes et déformations dans l’os cortical (L5)
(a) : Modèle intact, (b) : Disque artificiel (Modèle I), (c) : Disque artificiel
(Modèle II)..............................................................................................................
224
Figure V.98. Distribution des contraintes et déformations dans l’os cortical (L5).
(a) : Modèle intact, (b) : Disque artificiel (Modèle I), (c) : Disque artificiel
(Modèle II)………………………………………………………………………..
224
Figure V.99. Histogramme des contraintes dans les deux implants
intersomatiques lombaires………………………………………………………...
225
Figure V.100. Histogramme des déformations dans les deux implants
intersomatiques lombaires………………………………………………………..
226
Figure V.101. Les forces s'exerçant à l'étage (L5-Sl), [80]…………………….... 227
Figure V.102. Modèle de Morris [72]……………………..................................... 227
Figure V.103. Modèle (L3-L5) de Goel [73].......................................................... 227
Figure V.104. Modèle de Rachis lombaire (LBM-ENSAM) [74]……………….. 228
Figure V.105. Modèle du rachis lobaire S1-L3 de Vijay [75]………………….... 228
Figure V.106. Modèle du rachis lombaire L5-L1 de Chen [76]………………… 229
Figure V.107. Modèle du rachis lombaire L5-L1 de Cheng-Chan Lo et al [77].. 230
Figure V.108. Modèle du rachis lombaire S1-L1 de Xiao et al [78]……………. 230
Figure V.109. Modèle du rachis lombaire S1-L1 de E. Ibarz et al [79]…………. 231
Figure V.110. Modèle du rachis lombaire L4-L5 de Kiapour et al [81]………… 232
Figure V.111. Modèle du rachis lombaire S1-L1 de KT Kim et al [82]………… 233
Figure V.112. Modèle du rachis lombaire S1-L3 de Vijay K et al [83]………… 233
Figure V.113. Modèle du rachis lombaire S1-L3 de Chin-Chun Lan et al [84]… 234
Figure V.114. Modèle du rachis lombaire L4-L2 de Ho-Joong Kim et al. (2014) 235

274. 258Etude du comportement mécanique des prothèses discales dans le rachis lombaire
Tableau I.1. Profil historique de la biomécanique.……………………………......... 6
Tableau I.2. Travaux et applications actuelles en biomécanique.……..………….... 7
Tableau III.1. Caractéristiques mécaniques du tissu cortical [12]. ……………................ 47
Tableau III.2. Caractéristiques mécaniques du tissu trabéculaire du corps vertébral [12]..... 48
Tableau III.3. Caractéristiques mécaniques pour l'os postérieur [12]……………… 48
Tableau III.4. Caractéristiques mécaniques pour le noyau Pulposus [12]………….. 49
Tableau III.5.a. caractéristiques mécaniques pour les fibres d’anneau.[12]………... 50
Tableau III.5.b. caractéristiques mécaniques pour le stratifié de fibres d'anneau
[12]…………………………………………………………………………………..
51
Tableau III.6. Caractéristiques mécaniques des ligaments. (ELigament)………............ 52
Tableau III.7. La gamme de physiologie du mouvement du FSU [28]……………... 56
Tableau IV. 1. Caractéristique mécanique du tissu discal [13]…………………….. 81
Tableau IV. 2. Les propriétés mécaniques du rachis lombaire……………………... 82
Tableau IV. 3. Résultats du maillage……………………………………………….. 86
Table V. 1. Implants de SPD pédiculaires………………………………………….. 168
Tableau V.2. Résumé des composantes et leurs comportements mécaniques pour
les trois prothèses discales (Maverick, Prothèse Charité III, Prodisc L)……………
193
Tableau V.3. Résumé des composantes et leurs comportements mécaniques pour
les trois Prothèses de cisaillement et rotation axiale…………………………...........
193
Tableau V.4. Résumé des composantes et leurs comportements mécaniques pour
les deux Prothèses (à anneau en milieux, à parois épaisse)…………………………
194
Tableau V.5. Résumé des composantes et leurs comportements mécaniques pour
les deux systèmes de fusion postérieur……………………………...........................
194
Liste Des Tableaux