Force, pression et aire de contact 161

Les efforts de contact ainsi que les contraintes et les déformations de cartilage sont influencés par les activités musculaires et les forces calculées dans les ligaments durant la phase d’appui de la marche. À cause du moment et de la rotation d'adduction de l'articulation, le compartiment médial transporte la partie majeure de compression durant la phase d’appui à l'exception de la période de réception entre 0% et 5% de la phase d’appui (Fig. 2.5). Ces forces, dans les deux plateaux, sont transmises principalement dans les zones non couvertes par des interfaces de cartilage-cartilage. La partition disproportionnée de la charge entre les compartiments de joint TF est corroborée par des travaux antérieurs (Andriacchi et al., 2009; Hurwitz et al., 1998; Kutzner et al., 2010; Neptune et al., 2004; Shelburne et al., 2006; Thambyah, 2007; Zhao et al., 2007). Par contre, des forces de contact, qui sont relativement faibles, sont calculées au niveau du joint PF qui est dû principalement aux faibles angles de

flexion de l'articulation au cours de la phase d'appui. D’autre part, la marche n'est pas une préoccupation majeure pour le joint patello-fémorale (Mason et al., 2008).

Suite à la répartition déséquilibrée de forces de contact entre les deux plateaux tibiaux, des contraintes et des déformations plus élevées ont été calculées sur le cartilage tibial médial associé avec un décalage postérieur dans la zone de contact durant la phase d’appui (Fig. 2.7; 2.8). Ces observations sont bien en accord avec celles des études de Koo et al., (2011) et Coleman et al., (2011) qui ont enregistré une diminution plus importante dans l'épaisseur du cartilage et grands mouvements postérieures sur le plateau médial par rapport au latéral lors de la marche. Il faut signaler aussi, des contraintes de traction relativement importantes calculées dans les fibres verticales profondes du cartilage médial sous la zone de contact. Les déformations de fibres verticales sont encore plus grandes par rapport à celles de fibres superficielles horizontales à la même région. Ceci montre encore le rôle crucial des réseaux de fibrilles profonds dans le support de charge externe du cartilage articulaire (Shirazi et al., 2008). Ces résultats peuvent expliquer l'observation fréquente de l'arthrite articulaire au niveau du compartiment médial de l’articulation de genou (Eng and Winter, 1995; Sharma et al., 2001).

Due aux changements cinématique, cinétique et activités musculaires, la force de contact TF a augmenté seulement au milieu de la phase d’appui pour le cas OA par rapport au cas normal. L’augmentation importante de l’aire de contact prédite avec le cas OA explique clairement la diminution de pression de contact moyenne et maximale à l’exception de la période 50% de la phase d’appui, où il y a une augmentation très faible de pression de contact (~2%) malgré l’augmentation significative de force de contact. Comme la force de contact pour le cas normal, le plateau médial continue aussi à supporter la majorité de charge transmise à travers le joint tibiofemoral par une portion variant de 70% à 100% à l’exception de période initiale de réceptions (Kumar et al., 2012a; Kumar et al., 2012b). Ces observations sont en accord avec les observations antérieures qui supportent que l’alignement varus peut causer une augmentation de chargement qui est transmis par le compartiment médial durant la marche (Kumar et al., 2012a; Kumar et al., 2012b). Le désaccord de nos prédictions avec l'estimation de la répartition équilibrée de charge entre les deux plateaux tibial trouvés par Mononen et al.(2013a, b) est dû probablement à la rotation d’abduction considérée au cours de la phase d'appui de la marche durant leur étude.

Les simulations de la détérioration de propriétés des matériaux du cartilage et de ménisques dans la modélisation de cas OA n'ont pas d'influence sur les forces musculaires, les forces de contact et les forces ligamentaires. Par contre, ces modifications ont sensiblement augmenté l’aire de contact dans le joint qui réduit d’avantage la pression du contact moyenne et maximale. Cet effet était clair au milieu de la phase d’appui lorsque la force de contact a augmenté et la pression du contact maximale et moyenne ont diminué (Fig. 4.6 ; 4.7). Au même moment, la partie de charge de contact transmise via les ménisques a augmentée avec la diminution de la rigidité de cartilage et des ménisques. Par contre, ce changement dans le comportement des matériaux du cartilage et des ménisques a augmenté significativement les déformations dans les couches superficielles et profondes du cartilage articulaire (Fig. 4.8). Des grandes déformations dans la zone profonde à la jonction sous-chondral ont été prédites ( Fig. 4.8). Ces déformations sont liées au gradient de rigidité persistant dans cette zone (Radin and Rose, 1986). Cette jonction os-cartilage représente le site d’initiation de fractures horizontales qui se produit dans le cartilage articulaire durant les activités quotidiennes (Meachim and Bentley, 1978) ou sportives (Atkinson and Haut, 1995; Vener et al., 1992). Ces résultats sont en accord avec des études antérieures qui utilisent la méthode des éléments finis pour modéliser l’effet de OA sur la réponse biomécanique de joint du genou (Mononen et al., 2013a, b).

Lors des analyses de l’effet d’altération de cinématique et de cinétique du joint de genou au milieu de la phase d’appui, un changement dans la rotation de l'adduction de 1.5° a donné des effets importants sur la répartition de charge entre les deux plateaux qui constituent le joint tibiofemoral. Une grande rotation d'adduction a augmenté la charge sur le compartiment médial et a presque déchargé le compartiment latéral opposé. Une tendance inverse est observée avec une plus petite rotation d'adduction, où une force de contact énorme est calculée sur le plateau latéral qui entraîne une force de contact totale plus grande (+20 %), malgré la diminution de la force de contact sur le compartiment médial. Suite à l'augmentation de l’aire de contact et à la diminution de rotation d’adduction, la pression du contact maximale sur le cartilage articulaire a diminué de ~ 30 %. Ceci permet d’expliquer le décrochage du contact dans le plateau latéral rapporté antérieurement à la fin de la phase d’appui, malgré qu’il existe un moment d’abduction à cet instant (Adouni and Shirazi-Adl, 2013; Adouni and Shirazi‐Adl, 2014; Hurwitz et al., 1998). Mononen et al., (2013b) sont les seuls dans la littérature qui ont calculé une charge plus élevée

dans le compartiment latéral par rapport à celle de médial au cours de la phase d'appui. Ceci est dû à la rotation élevée d’abduction considérée.

Les résultats actuels montrent donc que la répartition relative des charges de contact entre les compartiments tibial est principalement influencée par les changements dans la rotation de l'adduction. Les effets de modification de 1.5° en rotation dépassent d’une manière remarquable les effets causés par le changement de 50% dans le moment d'adduction (Fig. 5.5). Dans l'ensemble et sur la base des résultats actuels, si une distribution plus uniforme des charges de contact entre les deux plateaux médial et latéral es recherchée, l'alignement de l'articulation doit être ajusté à un varus-valgus plus neutre avec des très petites rotations d’adduction-abduction. Tout écart par rapport à cette position, un chargement ou un déchargement d’un plateau par rapport à l'autre se produit. Une augmentation importante du rapport de force du contact médial par rapport au latéral a été calculée (de ~8.8 à 90) avec l’augmentation de rotation d’adduction de 1.5°. Alors qu'au contraire, une diminution de rotation d'adduction a donné une distribution plus uniforme (de ~8.8 à 1.6). En outre, si le but est de diminuer l'effort de contact médial, indépendamment de la charge latérale, la réduction de la rotation de l'adduction de 1.5° est beaucoup plus efficace. Cette modification a réduit la charge sur le plateau médial de 12%, par contre la réduction du moment d'adduction de 50% a légèrement diminué la charge médiale de ~4%. Les présents résultats soulignent également l'importance d’une acquisition précise de rotation adduction / abduction de l'articulation du genou dans diverses activités.