OCLC: 1140358176
PROQUEST: 2187128502
L’articulation du genou est l’une des articulations les plus complexes du corps humain. Elle est exposée à des charges et des mouvements de grandeurs importantes pendant les activités professionnelles, récréatives et même quotidiennes. Cet environnement mécanique exigeant l’expose à diverses contraintes et déformations excessives, des blessures impliquant à la fois les articulations patello-fémorales (PF) et tibio-fémorales (TF). L'arthrose (OA) est l'un des troubles musculo-squelettiques les plus répandus touchant environ 27 millions d'adultes aux États-Unis seulement. La rupture du ligament croisé antérieur (LCA) est également une lésion articulaire commune avec une prévalence beaucoup plus élevée chez les sujets féminins que chez les sujets masculins. Une bonne connaissance de la biomécanique fonctionnelle de l’articulation du genou et des facteurs qui l'affectent, dans des conditions saines et pathologiques, est une condition préalable pour élaborer des stratégies efficaces pour la prévention et le traitement de ces blessures.
Les modèles musculo-squelettiques (MS) de l'extrémité inférieure promettent d'améliorer notre compréhension de la fonction articulaire du genou, de ses blessures et aussi des programmes de prévention et des traitements associés. Plusieurs modèles analytiques et d'éléments finis (EF) avec différents degrés de précision et de raffinement ont été développés. Ils se sont présentés comme une alternative fiable aux méthodes expérimentales qui ont des limitations majeures, principalement liées à leurs coûts élevés, aux difficultés liées aux précisions des mesures et à la reproduction parfois impossible de certaines situations physiologiques. Cependant, de nombreuses hypothèses sont souvent formulées dans certains modèles MS (lors de l'estimation des forces musculaires et des forces de contacts articulaires). Le genou est généralement idéalisé comme une articulation 2D avec son mouvement contraint dans le plan sagittal, négligeant ainsi les déplacements et les équations d'équilibre dans les plans restants. Avec les forces musculaires estimées, l'équilibre statique dans le plan frontal est donc considéré pour estimer les forces du plateau tibial négligeant la résistance passive du genou, la géométrie articulaire, et en supposant des centres de contact médial/latéral fixes.
Pour évaluer les effets de telles hypothèses, un modèle MS hybride de l'extrémité inférieure incluant un modèle élément finis (EF) du genou 3D a été utilisé pour simuler la phase d’appui de la marche. Ce modèle EF est constitué de trois structures osseuses (tibia, fémur et patella) et leurs couches de cartilage articulaires, les deux ménisques, les principaux ligaments TF (LCA; ligament croisé antérieur, LCP; ligament croisé postérieur, LCL; ligament collatéral latéral, LCM; ligament collatéral médial) et PF (LPFM; ligament PF médial, LPFL; ligament PF latéral), le tendon rotulien (TP), et les différents composants des muscles du quadriceps, du hamstring et de gastrocnemius. Les cartilages articulaires et les ménisques ont été représentés comme des matériaux composites non linéaires formés d’une matrice hyperélastique renforcée par des réseaux des fibres de collagène non-homogène. Les structures osseuses ont été représentées comme des corps rigides et les ligaments ont été modélisés par des ressorts non linéaires avec des déformations initiales.
Pour simuler la marche humaine avec notre modèle MS, la cinétique (les moments de la hanche/genou/cheville et la force de réaction au sol) et la cinématique (rotations de la hanche, du genou et de la cheville) ont été collectées à partir des mesures in-vivo des sujets asymptomatiques/OA durant la marche. Les forces de réaction au sol étaient également basées sur des mesures in-vivo. La cohérence de ces deux ensembles (moment et GRF) a été assurée en appliquant la force de réaction à l’endroit qui génère les moments articulaires du genou rapportés dans les études antérieures. Les analyses ont été effectuées dans six périodes de la phase d’appui; 0, 5, 25, 50 et 100%. À chaque période, les forces musculaires ont été évaluées itérativement, en utilisant la technique d’optimisation statique, et appliquées comme des forces externes supplémentaires avec les forces de réaction au sol, le poids de jambe/pied et les rotations/moments des joints. Le modèle MS et du genou sont basés sur un sujet féminin avec 61.9 Kg poids du corps (BW).
Durant la phase d’appui de la marche, les variations de la PTP ont modérément affecté les forces musculaires et les forces de contact. La translation tibiale antérieure et la force du LCA augmentent avec une PTP plus grande et diminuent avec une PTP plus petite. À 50% de la phase d’appui, la force du LCA passe d’une valeur référence de 181N à une valeur de 317N (460N) avec une augmentation de la PTP par 5° (10°), et de sa valeur référence à 102N (0N) avec une diminution de la PTP par -5° (-10°). En outre, la variation de la PTP par ± 5° ou ± 10° a eu des effets négligeables sur les forces de contact totales. En diminuant la PTP par 10°, la position du le centre du contact (CC) se déplace antérieurement dans tous les cas, atteignant un pic de 5,2 mm sur le plateau médial et 5,6 mm sur le plateau latéral. De même, dans le modèle passif, avec une PTP plus grande, la force du LCA augmente considérablement à tous les angles de flexion. La portion de la force transportée par le faisceau LCA-am augmente avec l’angle de flexion, passant de 1% en pleine extension (0°) à 43% à un angle de flexion de 45°. En revanche, une diminution de la PTP par 5° décharge complètement la force du LCA même en pleine extension, mais augmente plutôt les forces du LCL et du LCP (en particulier lorsque la flexion augmente). Conformément à des études d'imagerie antérieures, nos résultats montrent qu’une PTP plus grande est un facteur de risque pour le chargement du LCA et de sa vulnérabilité aux blessures. Les programmes de réadaptation et de prévention des lésions du LCA pourraient bénéficier de ces résultats.
Durant la phase d’appui de la marche, les forces de contact sont plus grandes sur le plateau latéral au début de la phase (0 et 5%) et sur le plateau médial pour le reste (de 25 à 100%). On calcule des grandes excursions de la position du CC (> 17 mm), en particulier sur le plateau médial dans la direction médio-latérale (ML). Les différentes méthodes utilisées pour localiser le CC, révèlent des CC très différents avec des variations beaucoup plus grandes (~ 15 mm) dans la direction ML sur les deux plateaux. Nos prédictions montrent qu’il faut tenir compte des grands mouvements dans la localisation de CC lorsque l'on essaie d'estimer les forces de contact durant la marche.
En négligeant les rotations et les équations d’équilibre dans les plans hors-sagittals, des moments assez grands non équilibrés, allant jusqu'à 30Nm moment varus et 12Nm moment interne, ont été trouvés avec le modèle 2D à 25% de la phase. La considération du genou comme un joint 2D diminue considérablement les forces musculaires, la force du LCA et les forces de contact comparativement au modèle de référence 3D. À 25% de la phase d’appui, la force de contact totale de 4.2BW calculée dans le modèle 3D diminue à 3.0 BW dans le modèle 2D. La position du CC sur chaque plateau change de façon considérable également (jusqu'à 5 mm). Les forces de contact changent également en utilisant le modèle 1D (la position des centres de contact sur chaque plateau est fixe). En comparant les 3 modèles, nos prédictions mettent en évidence l'importance de la simulation précise des mouvements 3D et des équations d'équilibre ainsi que les propriétés passives des joints et des centres de contact.
Au fur et à mesure que la rotation varus augmente (avec un moment varus constant), la force des hamstrings latéraux diminue et celle des hamstrings médiaux augmente. À 25/75% de la phase d’appui, la diminution de la rotation varus (de + SD à -SD avec moment constant) a réduit considérablement la force de contact médiale par 44/30% et le rapport entre la force médiale et latérale ainsi que celle de la surface de contact par 92/79% et 64/51%, respectivement. En revanche, la diminution équivalente du moment varus (avec rotation constante) a eu peu d'effets (<7%). Ces résultats indiquent clairement une mauvaise corrélation entre la variation du moment varus/valgus et la répartition de charge sur le plateau TF, suggérant que la rotation VV devrait être la mesure principale de la répartition des charges articulaires et des interventions de prévention et de traitement associés.
Les prédictions sur la cinématique articulaire, les forces ligamentaires, et les forces et pressions de contact concordent avec les résultats rapportés dans la littérature. Les prévisions actuelles ont des implications importantes dans l'évaluation et le traitement appropriés des troubles de l'articulation du genou afin d'éviter non seulement d'autres blessures mais aussi de retrouver un fonctionnement proche de la normale pour l'ensemble du joint.
Human knee joints experience loads and movements of substantial magnitudes during occupational, recreational and even regular daily living activities. This demanding mechanical environment exposes them to a host of painful and debilitating deformities, injuries and degenerations involving both patellofemoral (PF) and tibiofemoral (TF) articulations. Osteoarthritis (OA) is one of the most prevalent musculoskeletal (MS) disorders affecting approximately 27 million adults in the US alone. ACL rupture is, also, a common joint injury with much higher prevalence reported in female athletes compared to their male counterparts. Effective preventive measures and treatment managements of such disorders require a sound knowledge of the joint behavior in both healthy and pathologic conditions.
MS modeling of the lower extremity is promising to improve the current understanding of the knee joint function and injuries and consequently associated prevention and treatment programs. Several analytical and finite element (FE) models with different degrees of precision and refinement have been developed. They are considered as a reliable alternative to experimental methods that have major limitations, mainly related to their high costs, difficulties related to measurement accuracy and reproduction of some physiological situations. However, numerous assumptions are often made in some MS models (when estimating muscle forces and joint contact loads). The knee is commonly idealized as a planar (2D) joint with its motion constrained to remain in the sagittal plane, neglecting thus both displacements and equilibrium equations in remaining planes. With muscle forces predicted, the static equilibrium in the frontal plane is consequently considered to estimate tibial compartmental loads neglecting the knee joint passive resistance, the knee geometry, and assuming medial/lateral contact centers.
To evaluate the effects of such assumptions, a hybrid MS model of the lower extremity incorporating a detailed validated 3D knee FE model was used to simulate the stance phase of gait. This model of the knee joint is made of bony structures (tibia, femur and patella) and their compliant cartilage layers as well as menisci, major TF (anterior cruciate ligament, ACL; posterior cruciate ligament, PCL; lateral collateral ligament, LCL; medial collateral ligament, MCL) and PF (medial PF ligament, MPFL; lateral PF ligament, LPFL) ligaments, patellar tendon (PT), and lower extremity muscles (e.g., quadriceps, hamstrings and gastrocnemius). Articular cartilage layers and menisci are simulated as non-homogeneous depth-dependent composites of nonlinear collagen fibril networks and hyperelastic matrices while the bony structures are represented as rigid bodies. Ligaments are each simulated by a number of nonlinear axial elements with initial pre-strains and non-linear material properties.
To drive the MS model, kinetics (hip/knee/ankle joint moments and GRF) as well as kinematics (hip/knee/ankle joint rotations) data were taken from the mean of asymptomatic and severe knee OA subjects collected in gait. Ground reaction forces were based on reported measurements. The consistency of these two datasets at various periods of gait were assured by applying the latter forces on the foot at locations that generate the knee joint moments reported in the gait studies. Analyses were performed at six periods of the stance phase; 0% (heel strike), 5%, 25%, 50% (mid-stance), 75% and 100% (toe off). At each period, muscle forces were evaluated iteratively, using static optimization, and applied as additional external forces along with the ground reaction forces and in vivo joint rotations/moments. In our analyses, a body weight of 61.9 kg was considered for our female hybrid lower extremity model.
Changes in PTS moderately affected muscle forces and joint contact forces at stance phase of gait. Both active (at stance period) and passive (at all flexion angles) models showed a substantial increase in the anterior tibial translation and ACL force as PTS increased with reverse trends as PTS decreased. In the active model of gait at mid-stance, ACL force increased from 181 N to 317 N and 460 N as PTS increased by 5° and 10°, respectively, while dropped to 102 N and 0 N as PTS changed by -5° and -10°, respectively. These effects are caused primarily by change in PTS at the tibial plateau that carries a larger portion of joint contact force. Variations in the posterior tibial slope by ±5° or ±10° had negligible effects on total CFs. The location of CC shifted anteriorly in all cases, reaching peaks of 5.2 mm on the medial and 5.6 mm on the lateral plateaus for the case with 10° flatter tibial slope. On the medial plateau with much larger CF, CC shifted medially by 1.3 mm in 10° steeper posterior tibial slope whereas laterally by 2 mm in 10° flatter slope. The ACL force substantially increased at all flexion angles in steeper PTS with a clear gradual shift from its posterlateral bundle (ACLpl) that carries almost the entire force (99%) at smaller flexion angles to its anteromedial bundle (ACLam) that resists 43% of the total force at 45° flexion. In contrast, flattening of PTS by 5° completely unloaded ACL force even at full extension but instead markedly increased forces in LCL and PCL (especially as joint flexion increased). The anterolateral bundle of PCL carried larger shares as flexion increased reaching a maximum of 80% at 45°. In accordance with earlier imaging studies, steeper PTS is a major risk factor, especially under activities with large compression, in markedly increasing ACL force and its vulnerability to injury. Rehabilitation and ACL injury prevention programs could benefit from these findings.
TF joint contact forces were greater on the lateral plateau very early in stance and on the medial plateau thereafter during 25-100% stance periods. Large excursions in the location of CC (>17 mm), especially on the medial plateau in the mediolateral direction, were computed. Use of various reported models caused quite different CCs with much greater variations (~15 mm) in the mediolateral direction on both plateaus. Compared to our accurately computed CCs taken as the gold standard, the centroid of contact area algorithm yielded least differences (except in the mediolateral direction on the medial plateau at ~5 mm) whereas the contact point and weighted center of proximity algorithms resulted overall in greatest differences. Large movements in the location of CC should be considered when attempting to estimate TF compartmental contact forces in gait.
Large unbalanced out-of-sagittal plane moments reaching peaks of 30 Nm abduction moment and 12 Nm internal moment at 25% stance period were computed that were overlooked in the 2D model. Consideration of the knee as a planar 2D joint substantially diminished muscle forces, anterior cruciate ligament force and tibiofemoral contact forces/stresses when compared to the 3D reference model. Total tibiofemoral contact force peaked at 25% stance at 4.2 BW in the 3D model that dropped to 3.0 BW in the 2D model. The location of contact centers on each plateau also noticeably altered (by as much as 5 mm). Tibiofemoral contact forces further changed when the location of contact centers on each plateau was fixed. Results highlight the importance of accurate simulation of 3D motions and equilibrium equations as well as passive joint properties and contact centers.
As KAR increased (at constant KAM), so did the passive moment resistance of the knee joint which as a result substantially reduced forces in lateral hamstrings while increasing those in medial hamstrings. At 25/75% stance as two highly loaded periods of gait, the drop in KAR (from +SD to –SD while at constant KAM) drastically reduced the medial contact force by 44/30% and the medial over lateral contact load and area ratios by 92/79% and 64/51%, respectively. In contrast, the equivalent decrease in KAM (at constant KAR) had little effects <7%) showing no sensitivity to changes in KAM alone. These findings clearly indicate a poor correlation between KAM and TF load distribution suggesting instead that KAR should be the focus as the primary surrogate measure of knee joint load partitioning and associated prevention and treatment interventions.
The predicted results on joint kinematics, ligament forces and contact forces/pressures were found in general agreement with reported results in the literature. The current predictions have important implications in proper evaluation and treatment of knee joint disorders in order to not only prevent further injuries and degenerations but to regain a near-normal function of the entire joint.