Analyse biomécanique de l'articulation de genou durant la bipédie humaine

Les activités de la vie quotidienne comme la marche et la montée d'escaliers imposent des charges et des mouvements relativement importants sur l'articulation du genou humain. Cette charge mécanique augmente dans de nombreuses tâches professionnelles et récréatives entraînant des blessures et des dégénérescences dans les ligaments, les ménisques, le cartilage et l'os. Toute faiblesse ou modification par rapport à la structure native qui conduit à la dégénérescence dans l'un de ces composants influencent la réponse de l'ensemble du joint et augmente le risque d'autres perturbations. Les gestions efficaces, non-opératoires et post-opératoires des désordres affectant le joint du genou humain exigent une bonne connaissance des distributions des contraintes et des déformations dans les différentes composantes constituant le joint, dans les situations intacte et altérée. Ces valeurs, à leur tour, dépendent fortement non seulement des charges extérieures et des forces d'inertie, mais aussi des activités musculaires à travers le joint. De ce fait la précision dans l'estimation des forces musculaires a une incidence directe sur la fiabilité des contraintes et des déformations prédites dans le joint. Les mesures directes in vivo des contraintes tissulaires et des forces musculaires restent invasives. Par contre la modélisation numérique est reconnue comme un outil complémentaire indispensable pour estimer plusieurs variables d'intérêt. Ainsi, les difficultés techniques rencontrées dans les mesures de mouvements et la considération plus réaliste des charges physiologiques rendent les tests in vitro également limités surtout quand on regarde des variables internes comme les contraintes et les déformations dans les ligaments et le cartilage. Pour atteindre ces objectifs, un modèle éléments finis itératif, contrôlé par les données cinématique et cinétique collectées durant la marche humaine, qui tient compte des structures passives du joint du genou et l'ensemble de la musculature active de l'extrémité inférieure a été utilisé. Dans ce modèle les articulations de la hanche et de la cheville ont été considérées comme des joints rigides simplement sphériques (3D pour la hanche et 2D pour la cheville), alors que l'articulation de genou est représentée sous la forme d'un modèle déformable d'éléments finis non linéaire. Les cartilages et les ménisques constituant le joint ont été modélisés comme des structures composites formées d'une matrice hyper-élastique renforcée par des réseaux non-homogènes de fibre de collagène avec des propriétés mécanique non linéaires.

Abstract

Activities of daily living such as walking and stair climbing impose relatively large loads and movements on the human knee joint. This mechanical burden increases in many occupational and recreational tasks causing injuries and degenerations in joint ligaments, menisci, cartilage and bone. Any failure, degeneration or alteration in one of these components influences the response of the entire joint and likely increases the risk of further perturbations. Effective preventive and conservative/surgical managements of joint disorders depend hence on a sound knowledge of stress and strain distributions in various components under both intact and altered conditions. These values, in turn, are heavily dependent not only on external loads and inertial forces but on muscle activities across the joint. As such, accuracy in estimation of muscle forces has a direct bearing on the reliability of stresses and strains. Since direct in vivo measurements of tissue stresses and muscle forces remain invasive, computational modeling is recognized as a vital complementary tool to estimate multiple variables of interest. Due to technical difficulties in measurements and consideration of physiological loads and motions, in vitro testing is also limited especially when looking for cartilage/meniscus stresses/strains and ligament forces. Towards these objectives, an iterative kinematics-driven FE model that accounts for the passive structures of the knee joint and active musculature of the lower extremity is employed. This model incorporates the hip as 3D and the ankle as 2D spherical joints whereas the knee is represented as a complex FE model with nonlinear depth-dependent fibril-reinforced cartilage and menisci, ligaments with distinct nonlinear properties and initial strains, patellofemoral and tibiofemoral joints. Based on reported in vivo measurements, hip/knee/ankle joint rotations/moments and ground reaction forces at foot during the gait stance phase collected in asymptomatic subjects and subjects with severe knee OA are used to separately model both groups. Analyses are performed at 6 time instances corresponding to beginning 0% (heel strike), 5%, 25%, 50%, 75% and 100% (toe off) of the stance phase. At each stance period, muscle forces at the hip, knee and ankle are predicted using static optimization (sum of cubed muscle stresses) with moment equations as constraints (3 at knee, 3 at hip, and 1 at ankle). The Knee joint response is subsequently analyzed with updated muscle forces as external loads and iterations at deformed configurations continue till convergence is reached.