Évaluation de la surface de contact entre le plateau vertébral et le patient imprimé en 3D

Rapports scientifiques volume 12, Numéro d'article : 12505 (2022) Citer cet article

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Etude biomécanique. Évaluer les performances de la surface de contact pour les cages spécifiques au patient imprimées en 3D à l'aide de reconstructions de plaques d'extrémité 3D par tomodensitométrie par rapport à la surface de contact des cages commerciales. Des stratégies antérieures pour améliorer la surface de contact entre le dispositif et la plaque d'extrémité ont été employées pour atténuer le risque d'affaissement de la cage. Des cages spécifiques aux patients ont été utilisées pour aider, mais seules des études par éléments finis ont évalué l'efficacité de cette approche. Il existe une discordance possible entre l'image CT-scan de la plaque d'extrémité utilisée pour générer la cage et l'anatomie réelle de la plaque d'extrémité osseuse qui pourrait limiter les performances des cages. Un modèle cadavérique est utilisé pour étudier l'inadéquation possible entre les cages spécifiques au patient imprimées en 3D et la plaque d'extrémité et les comparer aux cages disponibles dans le commerce (Medtronic Fuse et Capstone). La zone de contact et le stress de contact ont été utilisés comme résultats. Lorsque la cage PS a été comparée à la cage Capstone, la surface de contact moyenne obtenue était de 100 ± 23,6 mm2 et 57,5 ± 13,7 mm2, respectivement (p < 0,001). Par rapport à la cage Fuse, la surface de contact moyenne était de 104,8 ± 39,6 mm2 et 55,2 ± 35,1 mm2, respectivement (p < 0,001). Les cages spécifiques au patient améliorent la zone de contact entre l'implant et la surface de la plaque d'extrémité, réduisant la contrainte de contact et le risque d'affaissement de l'implant pendant les chirurgies LIF.

La fusion intersomatique lombaire (LIF) a été largement utilisée pour traiter différentes pathologies du rachis lombaire, mais plusieurs complications ont été décrites1,2. L'affaissement de l'implant, défini lorsque la cage pénètre dans l'un ou les deux plateaux vertébraux adjacents, reste le défi le plus courant à surmonter. Elle peut entraîner une perte de lordose segmentaire, une rechute de la compression foraminale, une instabilité et des douleurs3. Plusieurs stratégies peuvent être utilisées pour aider à réduire l'incidence de l'affaissement, y compris l'utilisation de différents matériaux de cage, des approches chirurgicales alternatives permettant le placement de cages plus grandes et l'augmentation de la surface totale de contact entre la cage et le plateau vertébral4,5, 6.

Le prototypage rapide (RP) fait partie des options permettant d'augmenter la zone de contact entre le dispositif de fusion intersomatique et la plaque d'extrémité. Il facilite le développement d'un implant personnalisé en trois dimensions (3D) correspondant à l'anatomie osseuse de la plaque d'extrémité du patient, augmentant ainsi la zone de contact par rapport aux implants disponibles dans le commerce7,8. Cette stratégie peut jouer un rôle critique dans les approches postérieures utilisant des cages de fusion intersomatique postérieure (PIF) puisque la petite fenêtre de dissection limite la taille qui peut être placée à l'intérieur de l'espace discal.

Certains articles ont étudié l'efficacité des implants conformationnels pour LIF à l'aide de modèles d'éléments finis (FE)9,10,11, mais ils ont une correspondance parfaite de la section transversale entre le modèle osseux numérique 3D et le modèle de cage 3D numérique, qui est ne devrait pas se produire dans le scénario clinique en raison des limitations de la préparation de la plaque d'extrémité et de la fabrication des implants.

Les paramètres utilisés dans le protocole de tomodensitométrie (CT) de la clinique peuvent poser des limites au modèle d'implant personnalisé en raison de la restriction de résolution 12. De plus, les paramètres de traitement de l'imprimante 3D tels que l'orientation de la pièce et l'épaisseur de la couche peuvent influencer la résolution finale du 3D appareil imprimé13,14. Numériquement, l'implant et le modèle osseux peuvent correspondre, mais il y aurait un décalage entre l'implant imprimé en 3D résultant et la surface osseuse réelle, et la cage PS doit être placée exactement dans la même position qu'elle a été planifiée numériquement pour être efficace. Bien qu'intuitivement, une conception spécifique au patient (PS) devrait entraîner une zone de contact plus élevée, la signification réelle n'est pas connue dans le modèle in vitro uniquement le modèle d'éléments finis moins clinique.

La présente étude utilise un modèle cadavérique pour étudier la capacité des cages spécifiques au patient imprimées en 3D à augmenter la zone de contact de la plaque d'extrémité du corps vertébral et comparer leurs performances aux cages disponibles dans le commerce.

Après l'approbation du Comité d'éthique de la recherche (Comité d'éthique de la recherche en santé de l'Université Western #115303), cinq spécimens complets (n = 5) de cadavres de colonne vertébrale non identifiés ont été achetés par l'intermédiaire d'un organisme donateur qui fournit des cadavres pour la recherche médicale et l'enseignement. Toutes les procédures effectuées au cours de l'étude étaient conformes aux directives et réglementations institutionnelles pour les études cadavériques et biomécaniques, conformément aux protocoles de sécurité recommandés. Un consentement éclairé autorisant l'utilisation du corps ou d'un spécimen cadavérique du patient à des fins éducatives, de recherche et scientifiques a été obtenu du plus proche parent par l'organisation donatrice.

Les spécimens ont été soumis à CT-Scan pour exclure les tumeurs osseuses ou les fractures et obtenir l'acquisition d'images pour le processus de segmentation. Les échantillons ont été conservés congelés et les tissus mous sont restés intacts pendant le processus de numérisation pour reproduire autant que possible le scénario clinique.

Ensuite, les épines ont été isolées de L1 à L5 et préparées de la même manière, comme décrit dans les études précédentes15. Une combinaison de dissection douce et tranchante à l'aide d'un scalpel, de curettes et d'élévateurs périostés a été utilisée pour retirer les tissus mous. Nous avons pris des précautions particulières lors du retrait du plateau cartilagineux pour éviter d'endommager le plateau osseux sous-jacent. Après avoir retiré les tissus mous, les os ont séché à température ambiante et ont été enrobés de ciment avec le plateau crânien parallèle au sol (Fig. 1).

Vertèbre L5 mise en pot dans du ciment pour tests biomécaniques.

Un logiciel open source, 3D Slicer (version 4.10.2), a été utilisé pour créer les modèles de maillage 3D des vertèbres en important les fichiers d'imagerie numérique CT et de communication en médecine (DICOM).

Une région d'intérêt a été créée autour de la colonne lombaire (L1–L5), en utilisant les données des reconstructions osseuses d'épaisseur de tranche de 0,625 mm. Chaque modèle de plaque d'extrémité a été créé à l'aide d'une segmentation semi-automatique par l'extension "croissance à partir de graines" dans l'éditeur de segments de 3D Slicer (Fig. 2). L'os et les tissus mous ont été extraits sur la base de différentes unités Hounsfield (HU). Les défauts de segmentation ont été corrigés en modifiant les graines si nécessaire, en prenant soin de comparer le modèle de segmentation final à la reconstruction CT-scan originale. De plus, une coque externe de 2 mm reflétant le contour des vertèbres a été créée pour permettre à ces dernières d'être utilisées comme guides pour placer les cages dans la position souhaitée lors des tests (Fig. 1).

Exemple de segmentation 3D du rachis lombaire à l'aide de 3D Slicer. Chaque fichier de vertèbre a été enregistré en tant que fichier individuel.

Nous avons utilisé deux types de cages LIF intervertébrales disponibles dans le commerce fournies par un seul fournisseur de premier plan de dispositifs médicaux (Medtronic Sofamor Danek USA, Inc., Memphis, TN, USA). L'un était en alliage de titane et avait une forme cylindrique (Fuse Spinal System); l'autre était en PEEK et avait une forme rectangulaire (Capstone PEEK Spinal System) (Fig. 3).

Vues supérieure et latérale de la cage Fuse (A, B) et de la cage Capstone (C, D).

Des processus d'ingénierie inverse ont été utilisés pour reproduire les dimensions et les caractéristiques des cages commerciales. Les modèles d'implants modifiés pour les tests d'affaissement ont été conçus dans un logiciel de modélisation CAO 3D (SolidWorks 2019, Dassault Systemes Solidworks Corp.). Ils ont été initialement conçus comme un implant complet puis coupés en deux pour permettre l'ajout d'une base de support permettant de fixer l'implant à la machine d'essai (Fig. 4), et le modèle de cage cylindrique et le modèle de cage rectangulaire correspondant les fichiers ont été exportés en tant que fichier STL.

Images montrant des images des cages Fuse et Capstone originales (a,b), leurs modèles CAO d'implants complets (c,d) et les modèles CAO utilisés pour les tests biomécaniques (f,g).

Les modèles de vertèbres et le modèle de cage cylindrique ont été importés dans un logiciel d'édition STL (Netfabb, Autodesk Inc, San Rafael, Californie). Deux implants commerciaux répliqués (gauche et droit) ont été traduits pour chaque plaque d'extrémité jusqu'à ce que leur géométrie se chevauche avec la plaque d'extrémité supérieure de chaque vertèbre dans une position similaire à celle dans laquelle elle serait placée lors d'une chirurgie LIF, déterminant ainsi la zone où ils seraient testés dans l'os cadavérique . Après cela, une opération de soustraction booléenne a été effectuée pour créer deux cages LIF spécifiques au patient par vertèbre et les guides de plaque d'extrémité (Figs. 1 et 5).

Vues antérieure et supérieure des positions prévues de la cage (a, b), vues antérieure et oblique de l'opération booléenne (c, d) et vues latérale et antérieure de la vertèbre creuse et de l'implant conformationnel post-opération booléenne (e, f) .

Tous les fichiers STL, y compris les cages spécifiques au patient et les cages modifiées de forme cylindrique et rectangulaire, ont été importés dans le logiciel FormLabs PreForm pour être imprimés à l'aide d'une imprimante Form 2 (FormLabs, Somerville, Massachusetts). L'épaisseur de la couche a été fixée à 50 microns pour améliorer la résolution. Pour standardiser le matériau, tous les modèles ont été imprimés en résine rigide (FormLabs, Somerville, Massachusetts) renforcée de fibre de verre la rendant résistante à la déformation et ayant un module élastique similaire au PEEK.

Dix-huit des 25 vertèbres disponibles ont été utilisées pour les tests, une taille d'échantillon similaire aux articles publiés précédemment utilisant un film sensible à la pression16,17. Quatre vertèbres ont été exclues des 25 vertèbres lombaires disséquées car elles avaient été endommagées lors du processus de prélèvement du cadavre. Trois autres vertèbres ont été exclues, une en raison d'une fracture antérieure, une autre en raison des nœuds de Schmorl et une troisième a été endommagée lors de l'empotage. Les 18 vertèbres ont ensuite été divisées en deux groupes de 9 vertèbres chacun : le groupe 1 a comparé le Capstone spécifique au patient et répliqué, et le groupe 2 a comparé le Fuse spécifique au patient et répliqué. Le côté gauche et le côté droit de chaque vertèbre ont été testés pour la cage spécifique au patient et la cage commerciale répliquée permettant 18 échantillons par groupe de comparaison.

Un film de mesure sensible à la pression ("Ultra super low" Fujifilm, Pressure Metrics, Whitehouse Station, NJ, USA) a été inséré à l'interface de chaque construction cage-vertèbre. Les feuilles ont été découpées en carrés de 30 mm x 30 mm. La couche indicatrice Fujifilm a été placée sur le dessus de la plaque d'extrémité et la couche acide au-dessus de la couche indicatrice (Fig. 6). Des guides imprimés en 3D ont été utilisés pour déterminer la position idéale de la cage (Fig. 1). À l'aide d'une machine d'essai électromécanique (Instron 5967, Norwood, MA, États-Unis), les cages ont été comprimées axialement sur le plateau vertébral avec une force de 100 Newtons(N) pendant 30 s pour obtenir une coloration uniforme. La force de 100 N a été choisie pour éviter d'endommager la plaque d'extrémité. Toutes les cages ont été remplies de greffe osseuse pour reproduire des conditions similaires en chirurgie. Enfin, la surface de la plaque d'extrémité a été soigneusement inspectée après chaque test pour évaluer tout conditionnement de surface qui pourrait interférer avec le test suivant.

(a) La position idéale de la cage a été déterminée à l'aide de la cage PS, (b) FujiFilm a été mis en place, (c, d) PS et cage commerciale étant compressés sur le FujiFilm.

Une fois la charge retirée, les feuilles Fujifilm ont été soigneusement retirées du haut de la plaque d'extrémité. Ensuite, les zones de contact des couches indicatrices Fujifilm ont été numérisées au format jpeg à 1200 dpi (points par pouce) à l'aide d'un scanner de bureau (Hewlett-Packard, HP ENVY 4520) (Fig. 7). La surface de contact maximale des cages qui touchaient les plaques d'extrémité a été calculée à l'aide du logiciel ImageJ (version 1.52, US National Institutes of Health, Bethesda, Maryland, USA). La contrainte de contact moyenne a été obtenue en divisant la force appliquée (100 N) par la surface de contact mesurée et a été exprimée en mégapascals (MPa).

Exemple d'imagerie de la zone de contact pour chacune des cages.

Toutes les analyses statistiques ont été effectuées à l'aide d'IBM SPSS version 26 (IBM Corp., Armonk, New York, États-Unis). La comparaison entre les cages de chaque groupe a été effectuée à l'aide du test U de Mann-Whitney. La signification statistique a été fixée à p < 0,05.

#115303, Comité d'éthique de la recherche en santé de l'Université Western.

Dans le groupe 1, dans lequel la cage PS a été comparée à la cage Capstone répliquée, la surface de contact moyenne obtenue était de 100 ± 23,6 mm2 et 57,5 ± 13,7 mm2, respectivement. Dans le groupe 2, la cage PS a été comparée à la cage Fuse répliquée ; la surface de contact moyenne était de 104,8 ± 39,6 mm2 et 55,2 ± 35,1 mm2, respectivement. Pour les deux groupes, la surface de contact moyenne PS était significativement différente des surfaces de contact des cages Capstone et Fuse (p < 0,001) (tableau 1).

Dans le groupe 1, la contrainte de contact moyenne de la cage Capstone était supérieure de 73 % à celle de la cage PS (1,84 contre 1,06 MPa, p < 0,001)), tandis que dans le groupe 2, la contrainte de contact moyenne de la cage Fuse était supérieure de 122 % à celle de la cage PS. (2,44 contre 1,10 MPa, p < 0,001).

Chaque cage avait une surface de contact maximale théorique de 220 mm2. L'analyse Fujifilm montre que les cages PS combinées avaient une empreinte de contact moyenne de 46,5 % de la surface totale (moyenne = 102,4 mm2). Les cages Capstone et Fuse avaient une empreinte de contact de 26,1 % et 25,1 % de la surface totale possible, respectivement.

Cette étude a révélé que les cages LIF spécifiques au patient augmentaient la surface de contact entre la cage et la plaque d'extrémité jusqu'à 74 % par rapport aux cages LIF disponibles dans le commerce. Il en est résulté une meilleure utilisation de la surface totale de la cage avec une meilleure répartition de la charge sur la plaque d'extrémité et, par conséquent, une contrainte de contact nettement inférieure.

Une étude biomécanique6 a montré qu'en augmentant la taille de la cage, la force requise pour l'affaissement augmente en raison d'une plus grande surface de contact, mais ils ont découvert que lorsque seule la longueur des cages LIF était augmentée, cela n'augmentait pas sensiblement la force nécessaire à l'affaissement. Cela a été attribué à la conception de la cage puisque la zone de contact était limitée aux indentations de la cage, quelle que soit la longueur de la cage.

L'analyse de la zone de contact et de la pression est essentielle pour comprendre le comportement biomécanique des dispositifs médicaux et leur interaction avec l'os humain. La connaissance de cette interaction peut fournir des mesures pour améliorer la conception future des dispositifs médicaux. Lorsqu'il s'agit de développer des dispositifs de fusion intersomatique spécifiques au patient, des études ont exploré des modèles d'éléments finis pour évaluer la répartition des contraintes sur la plaque d'extrémité9,10,11. Ils ont découvert que les dispositifs correspondant à l'anatomie de la surface de la plaque d'extrémité favorisent une réduction des contraintes de la plaque d'extrémité et du risque d'affaissement. En raison de la forme concave naturelle de la plaque d'extrémité, Patel10 a montré que pour les implants non conformationnels, des concentrations de contraintes élevées étaient situées sur les bords de l'interface plaque d'extrémité-dispositif, ce qui confirme nos résultats pour l'analyse de contact des cages commerciales.

Contrairement à un modèle spécifique au patient par éléments finis qui suppose une correspondance parfaite avec le contour de la plaque d'extrémité, nos cages spécifiques au patient imprimées en 3D n'avaient pas la même efficacité en affichant les défis du monde réel dans la fabrication d'un implant réalisant une correspondance parfaite qui n'est pas apparente dans les modèles informatiques. Aucune des cages PS testées n'a taché 100 % de la surface de la cage lors du test de compression Fujifilm. Cependant, même sans surface de contact à 100 %, les résultats ont tout de même démontré qu'un implant utilisant une géométrie spécifique au patient produisait une surface de coloration significativement plus importante, ce qui réduisait les contraintes de contact en utilisant des cages spécifiques au patient par rapport aux cages commerciales. L'absence de correspondance complète entre la cage et la plaque d'extrémité est probablement liée aux limites du scanner. La qualité de l'image est déterminée par le choix des paramètres d'image12. Dans cette étude, pour évaluer l'inadéquation entre la cage développée par la reconstruction CT 3D des vertèbres, un protocole clinique typique d'acquisition d'images du rachis lombaire a été utilisé. Kanawati et al. 18 ont comparé des modèles de vertèbres 3D CT à des os cadavériques numérisés en 3D et ont trouvé un excellent chevauchement géométrique entre les modèles. Pourtant, le modèle CT 3D avait un volume significativement plus élevé que l'os, montrant un décalage entre l'image CT et la taille de l'os. Notre revue de la littérature n'a pas identifié d'étude ayant étudié les différences possibles entre la résolution de l'image CT du plateau vertébral et le contour du plateau vertébral osseux.

Néanmoins, il y a des limites à cette étude. Premièrement, les films sensibles à la pression sont largement utilisés pour la recherche en biomécanique orthopédique, mais ils présentent plusieurs limites liées à la manipulation, au traitement de l'image, à la sensibilité à la température et à l'humidité et au seuillage de pression19. Pour cette étude, un Fujifilm "Ultra super low" a été utilisé, et la plage de pression était de 0,19 à 0,6 MPa. La force appliquée sur les cages étant limitée à 100 N pour éviter d'endommager la plaque d'extrémité lors des essais, la surface totale de contact peut être sous-estimée puisque le seuil minimum peut ne pas avoir été atteint en certains points de contact. Dans le même temps, des plis sur le film lors du test peuvent générer des zones de contact faussement positives. De plus, en raison de la plage de basse pression du Fujifilm, l'intensité de la tache était uniforme à sa capacité maximale et, par conséquent, les distributions de contraintes ou les régions à haute pression ne pouvaient pas être différenciées pendant le traitement de l'image. Il n'a été signalé que comme la présence ou l'absence de contact.

Deuxièmement, il s'agit d'une étude cadavérique in vitro; par conséquent, le processus méticuleux impliqué dans le nettoyage de la plaque d'extrémité peut ne pas être reproduit in vivo pendant la chirurgie et peut créer des distorsions dans l'aspect final de la plaque d'extrémité. De plus, le processus d'impression 3D lui-même peut ajouter des erreurs à l'aspect final de la cage puisque le simple changement d'orientation du dispositif dans la plate-forme d'impression peut provoquer des distorsions liées au processus de durcissement de la résine. La résine FormLabs Rigid a été utilisée pour imprimer toutes les cages de cette étude car elle a un module élastique similaire au module élastique PEEK, résistant à la déformation lorsqu'il est soumis à des forces élevées et plus pratique pour les tests en laboratoire. De plus, placer les cages dans la position idéale pendant les tests pour améliorer les performances ne serait pas possible dans le scénario clinique sans support d'imagerie (par exemple, navigation peropératoire).

Malgré les limites mentionnées ci-dessus, la présente étude a proposé d'examiner si de petits dispositifs spécifiques au patient imprimés en 3D, tels que des cages LIF insérées à partir d'une approche postérieure, reflètent une augmentation de la zone de contact similaire à celle décrite par les modèles informatiques de contact de la plaque d'extrémité et de l'implant. . L'étude a démontré la présence d'un décalage entre le modèle de vertèbre 3D basé sur la tomodensitométrie et l'anatomie réelle de la plaque d'extrémité. Pourtant, les cages LIF spécifiques au patient peuvent atteindre une plus grande surface de contact que les cages "taille unique" disponibles dans le commerce.

Comme le montre la présente étude, les cages spécifiques au patient utilisées dans un environnement contrôlé peuvent maximiser la zone de contact entre l'implant et la surface de la plaque d'extrémité, réduisant ainsi la contrainte de contact et le risque d'affaissement de l'implant pendant les chirurgies LIF. Les limites posées par la résolution de la tomodensitométrie et de l'imprimante 3D utilisées dans notre étude ont affecté les performances des cages, mais les améliorations des modalités d'imagerie médicale et des dispositifs d'impression 3D peuvent briser cette barrière.

Les ensembles de données générés et/ou analysés au cours de l'étude actuelle ne sont pas accessibles au public en raison de restrictions éthiques, mais sont disponibles auprès de l'auteur correspondant sur demande raisonnable.

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Ce projet a été financé par le Lawson Internal Research Fund.

Programme combiné d'orthopédie et de neurochirurgie du rachis, London Health Science Centre, Victoria Hospital, 800 Commissioners Road E (RM A6-144), London, ON, N6A 5W9, Canada

Renan José Rodrigues Fernandes, Fawaz Siddiqi, Parham Rasoulinejad et Christopher Stewart Bailey

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Renan José Rodrigues Fernandes, Fawaz Siddiqi, Parham Rasoulinejad, Radovan Zdero et Christopher Stewart Bailey

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Renan José Rodrigues Fernandes, Aaron Gee, Fawaz Siddiqui, Parham Rasoulinejad, Radovan Zdero et Christopher Stewart Bailey

Hôpital Westmead, Sydney, NSW, Australie

Andrew James Kanawati

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RJRF : Conceptualisation, méthodologie, logiciel, enquête, conservation des données, chiffres, projet original et révision. AG : Conceptualisation, méthodologie, logiciel, enquête, conservation des données, chiffres, projet original et révision. AJK : Conceptualisation, méthodologie, logiciel, enquête, conservation des données, ébauche originale et révision. FS : Conceptualisation, méthodologie, supervision, administration de projet. RP : Ressources, révision, édition, supervision, administration de projet. RZ : ressources, conservation des données, révision, édition, supervision, administration du projet. CSB : Ressources, rédaction et révision, édition, supervision, administration de projet.

Correspondance à Renan Jose Rodrigues Fernandes.

Les auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

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Fernandes, RJR, Gee, A., Kanawati, AJ et al. Évaluation de la surface de contact entre le plateau vertébral et la cage spécifique au patient imprimée en 3D par rapport à la cage commerciale. Sci Rep 12, 12505 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-16895-9

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Reçu : 24 avril 2022

Accepté : 18 juillet 2022

Publié: 22 juillet 2022

DOI : https://doi.org/10.1038/s41598-022-16895-9

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