Le genou est la plus grosse articulation dans le corps humain supportant son poids et est exposé à des grands chargements et mouvements combinés. Cette articulation est très susceptible aux blessures en raison de son emplacement exposé et en raison des charges importantes qu'il supporte. Dans le cas de certaines activités sportives, ces charges peuvent dépasser la limite de capacité mécanique des composants qui forment le genou lui infligeant des traumatismes graves, à savoir la luxation de la rotule, la déchirure ligamentaire, la dégénération des cartilages articulaires, etc.

Dans le but de cerner les causes de ces traumatismes, il était nécessaire de comprendre la biomécanique de chaque composante du joint et l'interdépendance qui peut exister entre elles ainsi que la réponse globale du genou sous divers types de chargement et sollicitation. Dans ce contexte, plusieurs études expérimentales ont été menées conduisant à une certaine compréhension considérable de la biomécanique du genou. Avec ce progrès, il était possible d'élaborer des modèles mathématiques et numériques pour compléter les méthodes expérimentales afin d'aider à la prévention des blessures et dégénérescences ainsi qu'assister les orthopédistes et les cliniciens à la prise de décision lors du traitement et l'élaboration des exercices de réadaptation.

Afin d'aider à la réalisation des attentes citées en haut et en se basant sur les travaux précédents, un modèle élasto-statique non-linéaire 3-D d’éléments finis du genou incluant les deux articulations fémoro-tibiale et fémoro-patellaire a été développé. Le modèle est constitué de trois structures osseuses (tibia, fémur et rotule) et leurs cartilages articulaires, les deux ménisques, les ligaments principaux (les deux croisés, les deux latéraux, les ailerons rotuliens interne et externe), le tendon rotulien et les différents composants des muscles du quadriceps (vastus lateralis, VL/ rectus femoris-vastus intermidus medialis, RF-VIM/ vastus medialis obliqus, VMO) et du hamstrings (biceps femoris, BF/ sartorius-gracilis-semitendinosus, SR-GR-ST (TRIPOD)/ semimembranosus, SM). Les conditions aux rives ont été choisies de façon à ce que le joint préserve sa stabilité et sa mobilité libre durant les mouvements. Ces conditions aux rives ont été parfois altérées dans le but d'étudier leurs influences sur la réponse biomécanique du joint.

Les structures osseuses (tibia, fémur et rotule) ont été considérées comme des corps rigides. Les cartilages articulaires ont été représentés comme un matériau homogène, isotrope et élastique tandis que les ménisques ont été considérés comme un matériau composite avec une matrice isotrope linéaire renforcée par des ressorts non linéaires dans les directions radiale et circonférentielle. Ces ressorts représentent en effet les fibres de collagène qui sont très présent dans ces directions. Les ligaments, le tendon rotulien ainsi que les muscles ont été modélisés par des ressorts non linéaires avec des déformations initiales associées à chacun des faisceaux représentant chacune de ces structures. Ces déformations représentent en fait les contraintes initiales quand il s'agit des ligaments et par la suite des pré-contraintes dans le joint au complet et représentent aussi les forces attribuées à chaque composant des muscles quand il s'agit de ces derniers. Dans ce modèle, sept zones de contact à grand déplacement ont été définies, à savoir le contact fémur-ménisques, ménisques-tibia, fémur-tibia tant du coté médial que latéral et le contact rotule-fémur. Il est à noter qu'aucune pénétration n'a été permise entre les surfaces qui sont en contact. Pour évaluer le maillage et son influence sur la réponse du modèle, une étude de convergence a été effectuée avec trois niveaux de raffinement sous la charge constante du quadriceps de 137N et en flexion du genou. Ce modèle a été utilisé afin de déterminer la réponse détaillée du genou en flexion entre 0 et 90° sous différentes charges des muscles du quadriceps seul (Fo=3N, 137N et 411N), du hamstrings seul (FH-205.5N) et de la combinaison des deux muscles (F2=411N/Fh=205.5N). Le modèle a aussi servi afin d'étudier l'influence de la variation des déformations initiales des ligaments croisés sur la réponse du joint au complet quand le genou est en flexion et sous le chargement unique de Fo=411N et de Fr=205.5N. L'étude de l'influence de la présence ou non d'une force restreinte sur les ligaments croisés aux angles de flexion 0° et 90° a aussi fait l'objet de ce travail.

L'étude de convergence a montré une influence négligeable sur les prédictions de la cinématique ainsi que sur la distribution de la charge quand le maillage est raffiné. L'étude du genou humain en flexion sous la charge du quadriceps a montré que la rotule subie des translations latérale, postérieure ainsi que distale et subie de la flexion, de la rotation médiale et un tilt latéral. La variation de l'amplitude de la force du quadriceps, la co-activation du hamstrings et la variation de la déformation initiale de l'un des ligaments croisés ne présente pas une influence considérable sur la cinématique générale de la rotule.

En flexion et sous le chargement du quadriceps, le tibia translate médialement, postérieurement ainsi que proximalement et subit les rotations interne et varus. En extension complète, une augmentation de la force du quadriceps tend à déplacer le tibia antérieurement et le faire tourner du coté externe alors que la co-activation du hamstrings réduit les translations antérieure et latérale du tibia ainsi que la rotation externe. Sous le chargement du quadriceps seul, l'augmentation de la déformation initiale du ligament LCA ou de sa rigidité réduit la translation antérieure du tibia. Par contre, le relâchement du LCA augmente cette même translation antérieure.

L'effet que présentent les muscles sur les translations antéro-postérieures a un impact direct sur la force dans les ligaments croisés. En effet, l'augmentation de la force du quadriceps augmente la force dans le ligament croisé antérieur (LCA) pour les faibles angles de flexion et réduit celle dans le ligament croisé postérieur (LCP) quand il s'agit de grands angles de flexion. Ces résultats suggèrent ainsi d'éviter le chargement du quadriceps lors des exercices de réhabilitation suivant lesThe human knee is the largest and the most complex joint in the human body supporting large loads while undergoing finite displacements in different planes. Due to these loads and motions, it is a common place for various disorders and injuries. In some sport activities, these loads/displacements may exceed the failure limits of its components causing serious traumatisms, dislocations, sprains, ruptures, degenerative processes, etc. Effective prevention, evaluation, and treatment programs require an adequate knowledge of the role of various components and their interactions in knee joint biomechanics under various loading conditions in normal and perturbed conditions. In this context, numerous experimental in vitro and in vivo studies have been undertaken leading to a considerable improvement in existing comprehension of the knee joint biomechanics. Towards these objectives, a detailed non linear 3-D finite element model of the entire knee including tibiofemoral and patellofemoral joints was developed. The knee joint model consists of three bony structures (tibia, femur, and patella) and their articular cartilage layers, menisci, six principal ligaments (collaterals LCL/MCL, cruciates ACL/PCL, and medial/lateral patellofemoral ligaments MPFL/LPFL), patellar tendon PT, quadriceps muscle force vectors (divided into three components;​ vastus lateralis, VL/ rectus femoris-vastus intermidus medialis, RF-VIM/ vastus medialis obliqus, VMO) and hamstrings muscle force vectors (divided into three components;​ biceps femoris, BF/ sartorius-gracilis-semitendinosus, SR-GR-ST (TRIPOD)/ semimembranosus, SM). Adequate boundary conditions were used to preserve stability and free unconstrained mobility of the knee joint during the loadings and movements considered in this work. The effect of changes in the boundary conditions on results was also investigated. opérations de reconstruction du LCA pour des angles de flexion assez faibles. La co-activation du hamstrings, par contre, entraîne la réduction de la force dans le ligament LCA pour les faibles angles de flexion et augmente celle dans le ligament LCP pour les grands angles de flexion. La co-activation du hamstrings peut alors jouer un rôle très important dans la stabilisation et la protection du genou lors de la blessure du LCA ou lors de l'implantation de son greffon en réduisant la translation antérieure du tibia. De l'autre coté, l'activation ou la co-activation du hamstrings augmente le risque au ligament LCP ou son greffon à des angles de flexion assez grands.

Sous le chargement du quadriceps, l'augmentation de la déformation initiale ou de la rigidité de l'un des ligaments croisés entraîne l'augmentation de la force dans chacun de ces ligaments (LCA et LCP) quand le genou est en flexion. Ces résultats mettent en lumière le phénomène de couplage entre les deux ligaments croisés (LCA, LCP) même en présence de la force du quadriceps. En effet, un changement de la tension de l'un des ligaments croisé durant la flexion du genou influence non seulement la force dans ce même ligament mais aussi dans l'autre ligament croisé. Ces résultats ont d'importantes conséquences sur la biomécanique du joint suivant la blessure ou le remplacement de l'un des ligaments et dans la gestion du désordre associé au genou.

Nos résultats ont montré aussi que la force dans le tendon rotulien est presque égale à la force du quadriceps en extension complète et diminue de jusqu'à 70% avec la flexion du genou. Ces résultats montrent que le joint fémoro-patellaire ne joue pas le rôle d'une poulie. Dans la période post-opératoire, lors d'une ostéotomie du tubercle tibial, le chargement du quadriceps pour des angles de flexion proche de l'extension complète pourrait avoir des conséquences négatives sur la consolidation de l’os.

La force de contact dans le joint fémoro-patellaire augmente avec la force du quadriceps et la flexion du genou. La co-activation du hamstrings altère légèrement cette force de contact mettant en lumière une certaine interdépendance entre la cinématique du tibia et le contact dans ce même joint. La tension du LCA augmente cette même force de contact et son relâchement la diminue.

Par ailleurs, la force de contact dans le joint fémoro-tibial augmente avec l'activation des muscles, diminue avec la flexion du genou lors du chargement du quadriceps seul et augmente avec la flexion lors du chargement du hamstrings seul. Dans le cas du chargement du quadriceps seul, la force de contact fémoro-tibiale augmente avec la tension et la rigidité de LCA, par contre elle diminue avec son relâchement quand l'angle de flexion est <20°.

Le moment tibial extenseur augmente presque de manière proportionnelle avec la force du quadriceps et diminue à partir de 10° de flexion avec la flexion du genou. La co-activation du hamstrings produit un moment fléchisseur réduisant le moment généré par le quadriceps. Contrairement à la plage des petits angles de flexion, l'analyse des résultats indique que, pour une même amplitude de force musculaire, le hamstrings possède une capacité génératrice de moment plus efficace que le quadriceps aux grands angles de flexion.

Mis à part des conditions aux rives de référence, consistant à appliquer une rotation contrôlée au tibia génèrant ainsi un moment pur, l'effet de la présence d'une force restreinte à deux différentes positions données (20cm et 30cm du coté distal du joint) sur les résultats a été aussi étudié à 0° et à 90° de flexion du genou. Ceci a été effectué pour les différentes combinaisons de chargement des muscles. Il a été montré que le placement d'une force restreinte proche du joint fémoro-tibial génère une force de cisaillement artefact bénéfique pour la réduction des forces ligamentaires des croisés;​ le ligament LCA quand il s'agit de faibles angles de flexion et le ligament LCP quand il s'agit de grands angles de flexion.

Les résultats obtenus dans ce travail concernant la cinématique des joints fémoro-patellaire et fémoro-tibial, les forces ligamentaires, les forces de contact et le mécanisme de transfert des charges extérieures, à savoir les charges des muscles, sont en général accord avec les résultats de la littérature. En effet, ces résultats ont une importance clinique très importante aidant les médecins et orthopédistes à la prise de décision ainsi qu'à développer les exercices de réadaptation et de réhabilitation durant les périodes post-opératoires.

The human knee is the largest and the most complex joint in the human body supporting large loads while undergoing finite displacements in different planes. Due to these loads and motions, it is a common place for various disorders and injuries. In some sport activities, these loads/displacements may exceed the failure limits of its components causing serious traumatisms, dislocations, sprains, ruptures, degenerative processes, etc. Effective prevention, evaluation, and treatment programs require an adequate knowledge of the role of various components and their interactions in knee joint biomechanics under various loading conditions in normal and perturbed conditions. In this context, numerous experimental in vitro and in vivo studies have been undertaken leading to a considerable improvement in existing comprehension of the knee joint biomechanics.

Towards these objectives, a detailed non linear 3-D finite element model of the entire knee including tibiofemoral and patellofemoral joints was developed. The knee joint model consists of three bony structures (tibia, femur, and patella) and their articular cartilage layers, menisci, six principal ligaments (collaterals LCL/MCL, cruciates ACL/PCL, and medial/lateral patellofemoral ligaments MPFL/LPFL), patellar tendon PT, quadriceps muscle force vectors (divided into three components;​ vastus lateralis, VL/ rectus femoris-vastus intermidus medialis, RF-VIM/ vastus medialis obliqus, VMO) and hamstrings muscle force vectors (divided into three components;​ biceps femoris, BF/ sartorius-gracilis-semitendinosus, SR-GR-ST (TRIPOD)/ semimembranosus, SM). Adequate boundary conditions were used to preserve stability and free unconstrained mobility of the knee joint during the loadings and movements considered in this work. The effect of changes in the boundary conditions on results was also investigated.

The bony structures were represented by rigid bodies due to their much greater stiffness as compared with joint soft tissues. Menisci are modelled as nonhomogeneous composites of a bulk material reinforced by radial and circumferential collagen fibres. Ligaments are each modeled by a number of uniaxial elements with different prestrain (or pretension) values and nonlinear material properties (no compression). Each component of muscles is modeled by uniaxial elements with a constant prestrain representing its magnitude. The articular cartilage layers are considered homogeneous and isotropic elastic. The matrix of menisci (apart from the reinforcing nonlinear collagen fibres) is also assumed isotropic. Articulations at the cartilage-cartilage (in tibiofemoral, TF, and patellofemoral, PF, joints) and cartilage-meniscus (in TF at both meniscal distal and proximal surfaces) are simulated using a large displacement frictionless hard contact algorithm with no penetration. To evaluate the finite element mesh and its likely influence on predictions, a convergence study is carried out with three levels of mesh refinement under 137N quadriceps force with knee flexion. The joint model is used to investigate the detailed response of the knee in flexion between 0° and 90° under isolated activation of the quadriceps (Fq=3N, 137N and 411N) and hamstring (FH-205.5N) or the combination of them (Fq=411N/Fh=205.5N). The model is also used to investigate the joint response at different flexion angles under a constant quadriceps or hamstrings force while varying ACL and PCL initial strains (i.e., pretensions). This study also aimed to examine the influence of the manner in which the joint is constrained (e.g., restraining force magnitude and lever arm) on forces in cruciate ligaments.

The convergence study demonstrated a negligible change in predictions on kinematics and load distribution as the mesh was refined. In flexion and under different quadriceps forces, the patella translated laterally/posteriorly/distally, flexed, rotated medially, and tilted laterally. The change of the magnitude of the quadriceps load, the co-activation of the hamstrings and the variation in the ACL and PCL initial strains had no considerable influence on the general patellar kinematics.

The tibia translated medially/posteriorly/proximally and rotated in varus and internal directions as joint flexed and under quadriceps force. At full extension, the tibia experienced anterior translation that increased with the quadriceps forces. Quadriceps forces also increased the tibial external rotation at full extension and the tibial internal rotation at larger flexion angles. The co-activation of the hamstrings reduces the anterior and the lateral tibial translation as well as the external tibial rotation. Under the isolated quadriceps force, increases in the ACL initial strain reduce the tibial anterior translation in contrast to the case when the ACL is slacker.

The effect of muscles on the antéro-postérior translation of the tibia directly influenced the cruciate ligament forces. The tibial anterior translation at full extension under quadriceps forces generated a large ACL tensile force, which diminished with flexion. The ACL force increased proportionally with the quadriceps force. In contrast, greater quadriceps forces decreased PCL forces and caused a delay in their mechanical function at larger flexion angles. The increase in the ACL force due to quadriceps activations, especially at smaller flexion angles, suggests a higher risk for the ACL or its graft. Rehabilitation exercises at near full extension that demand large quadriceps exertions without hamstrings should, hence, be avoided in post ACL reconstruction period. Indeed, hamstrings co-activation acted to decrease tibial anterior translation and ACL forces while increasing PCL forces. The hamstrings muscles can play an important role to stabilize and protect the knee with ACL injury or graft by reducing the tibial anterior translation of the knee. On the other hand, the risk to the PCL or its graft increases under hamstring activity or co-activity at larger flexion angles.

In flexion under the quadriceps loading, the changes in the pretension or its of one cruciate ligament substantially influence the force in the other cruciate ligament;​ forces in both ACL and PCL ligaments increased as one of them became tenser or stiffer and diminished as it became slacker. A remarkable coupling was found between the ACL and PCL in which an alteration in one significantly influenced the force in the other even if the quadriceps loading exists. These results has important consequences in joint biomechanics following ligament injuries or replacement and, hence, in the proper management of knee joint disorders.

The patellar tendon (PT) force is almost equal to the quadriceps force (F.) at full extension but substantially decreased with flexion to reach ~30% of the applied Fo. This variation confirms that the patellofemoral (PF) joint does not act as a pulley. The substantial relative decrease in the patellar tendon force in flexion points to the higher risk of disruption to the repair or avulsion of the tibial tubercle osteotomy (performed for exposure at total knee arthroplasty) in post operative rehabilitation activities involving greater quadriceps forces at near full extension positions.

The resultant contact force at PF articulation significantly increased with joint flexion, with quadriceps force, with the presence of hamstrings co-activity at larger knee flexion (>20°) and in the case of tenser ACL. The PF contact force slightly decreased at larger flexion angles as PCL initial strain was increased. Under isolated quadriceps forces, total TF contact force substantially decreased with flexion angle but increased with the magnitude of FQ, with the tenser ACL especially at smaller flexion angles and with tenser PCL at larger flexion angles. Under isolated hamstrings forces, TF contact force increased with flexion angle. The TF contact force, hence, substantially increased with tenser ACL whereas it considerably decreased with slacker ACL at flexion angles <20°.

The joint extensor moment (i.e., tibial moment) increased initially up to 10° flexion and substantially decreased thereafter with joint flexion under isolated quadriceps activation. The isolated hamstrings activation, on the other hand, generated flexor moment that considerably increased throughout flexion. In contrast to quadriceps, the moment generating capacity of hamstrings substantially increased throughout joint flexion. This indicates that, for identical forces, the hamstrings have much greater moment generating capacity at larger flexion angles while quadriceps are more effective at smaller flexion angles.

The manner in which the tibia is constrained at a fixed flexion angle has an important effect on A-P translations and, hence, on ACL/PCL forces. The tibial restraint by a force at 20cm or 30cm distal to the joint level (i.e., lever arm) rather than by a pure moment as considered in our reference cases, generated artefact shear forces that substantially influenced tibial translations and cruciate ligament forces. Rehabilitation exercises following ACL or PCL reconstruction should account for the effect of the lever arm in cruciate ligament forces in order to reduce the risk on ligament grafts at post-operation periods. For example, near joint placement of the resistance is recommended as it decreases forces on ACL grafts in extension exercises at small flexion angles and in PCL grafts in flexion exercises at larger flexion angles.

The predicted results on kinematics of the tibiofemoral and patellofemoral joints, ligament forces, contact forces and joint moment were found in general agreement with the reported results of measurements. 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.