CHAPITRE 2 REVUE DE LA LITTÉRATURE
2.5 Les modèles musculo-squelettiques
Plusieurs modèles d'éléments finis (EF) avec différents degrés de précision et de raffinement ont été développés (Mohamed Z Bendjaballah, Shirazi-Adl, & Zukor, 1995; Halonen et al., 2016; Kazemi & Li, 2014; W. Mesfar & Shirazi-Adl, 2006b; Pena et al., 2006; Shim, Besier, Lloyd, Mithraratne, & Fernandez, 2016; N. Yang, Canavan, Nayeb-Hashemi, Najafi, & Vaziri, 2010a) pour mieux comprendre la biomécanique de l’articulation du genou. Également, plusieurs modèles musculo-squelettiques (MS) de l'extrémité inférieure (soit hybride avec un modèle détaillé en EF de genou ou non hybride avec un modèle simplifié de genou) ont été développés dans le but d’estimer les activités musculaires et de mieux comprendre la biomécanique fonctionnelle de l'articulation du genou dans des conditions normales et pathologiques et dans des conditions de charge et de mouvement physiologiques (M. Adouni, Shirazi-Adl, & Shirazi, 2012; M Adouni & Shirazi‐Adl, 2014a; Delp et al., 1990; Lerner, Haight, DeMers, Board, & Browning, 2014; Lloyd & Besier, 2003; Manal & Buchanan, 2013; H Marouane, Shirazi-Adl, & Adouni, 2016a, 2016b; H Marouane, Shirazi-Adl, & Hashemi, 2015b; N. H. Yang, Nayeb‐Hashemi, Canavan, & Vaziri, 2010b). Alors que les modèles d’EF fournissent des informations détaillées précieuses (c'est-à-dire les contraintes et les déformations des tissues) dans les matériaux constitutifs des joints, les modèles MS (non hybride) offrent des résultats cruciaux sur les modes d'activation musculaires et le mécanisme de chargement durant des activités physiologiques complexes comme la marche (Kim et al., 2009; Taylor, Heller, Bergmann, & Duda, 2004; C. R. Winby et al., 2009). En raison de la complexité, de nombreuses hypothèses sont souvent nécessaires pour tenter d'estimer les forces musculaires et les forces de contact dans les modèles MS.
Dans de nombreux modèles MS existants, le moment de flexion-extension est souvent le seul moment considéré au niveau de l'articulation du genou, ce qui entraîne une seule équation d'équilibre lors de l'estimation des forces musculaires (Delp et al., 1990; DeMers, Pal, & Delp, 2014; KB Shelburne & Pandy, 1998; Kevin B Shelburne, Pandy, Anderson, & Torry, 2004; K.B. Shelburne et al., 2006; Thelen, Anderson, & Delp, 2003). L'articulation de la hanche, d'autre part, est généralement modélisée comme une articulation sphérique avec trois rotations dans les plans anatomiques (Arnold, Ward, Lieber, & Delp, 2010; Delp et al., 2007; Delp et al., 1990; Horsman, Koopman, Veeger, & van der Helm, 2007) ou encore une seule rotation dans le plan sagittal (KB Shelburne & Pandy, 1998; Kevin B Shelburne & Pandy, 1997, 2002). Ces modèles négligent également le rôle important des structures passives articulaires du genou dans le soutien des charges externes et donc la réduction de l'activité des muscles tout en améliorant la marge de stabilité articulaire. Des études antérieures ont également démontré que la rigidité passive de l'articulation du genou augmente encore sous des forces de compression plus importantes qui existent dans la plupart des activités physiologiques comme la marche et la descente/monter d'escalier (H Marouane et al., 2015a).
Une autre distinction entre ces modèles MS est l'approche utilisée pour prédire les forces de contact TF. De nombreuses études utilisent l'algorithme de point de contact qui suppose que les forces de contact médiale et latérale agissent à un point unique prédéterminé dans une articulation intacte ou implantée. Ce point de contact était supposé être au milieu de chaque condyle (Gerus et al., 2013; C. R. Winby et al., 2009), 25% de la largeur tibiale (Manal & Buchanan, 2013), 25% de la largeur inter-condylienne (Kumar, Rudolph, & Manal, 2012), les points les plus proches entre les composantes fémorale et tibiale (Sandholm et al., 2011) ou encore basé sur d’autres hypothèses (Blagojevic, Jinks, Jeffery, & Jordan, 2010; Lerner, Board, & Browning, 2015b; Lerner, DeMers, Delp, & Browning, 2015; Guoan Li et al., 2005; Miller, Esterson, & Shim, 2015). Brièvement, les forces de contact sont déterminées en utilisant l'équilibre statique autour des points de contact médial et latéral dans le plan frontal tibial (Figure 2.22), où le moment varus / valgus externe (par dynamique inverse) déterminé à un point de contact sélectionné est équilibré par les moments musculaires relatifs à ce point de contact (c'est- à-dire le produit des forces musculaires et les bras de leviers par rapport à ce point de contact). Lerner et al (2015) indiquent que chaque déplacement de un millimètre dans la translation
médiale/latérale des points de contact du compartiment modifie le premier pic de la force de contact du compartiment médial par 41N.
Figure 2.22: Méthode utilisé par les modèles MS pour estimer les forces de contact (Gerus et al., 2013)
Avec l'avancement des outils d'imagerie pour la reconstruction géométrique du joint et avec la disponibilité des propriétés mécaniques des tissus mous (ligaments, cartilages, ménisques) plusieurs modèles d’EF ont été développés et améliorés. Passant par les modèles qui négligent la présence des ménisques (Atkinson, Atkinson, Huang, & Doane, 2000; Blankevoort & Huiskes, 1991c; Blankevoort, Kuiper, Huiskes, & Grootenboer, 1991a; Crowninshield, Pope, & Johnson, 1976; Grood & Hefzy, 1982), les modèles qui négligent l’anisotropie et l’inhomogénéité des cartilages (Mohamed Z Bendjaballah et al., 1995; G Li, Gil, Kanamori, & Woo, 1999; G. Li, Suggs, & Gill, 2002; Moglo & Shirazi-Adl, 2005; Pena et al., 2006), aux modèles qui touchent la réalité en tenant compte de la structure anisotrope et inhomogène des couches des cartilages et des ménisques et qui tient compte de tous les ligaments et les muscles qui entourent l’articulation du genou (M Adouni & Shirazi‐Adl, 2014a; R. Shirazi et al., 2008) (voir Annexe 1).
Pour valider les résultats d’une telle étude biomécanique, les forces musculaires sont généralement validées qualitativement en comparant le niveau d'activation des muscles avec les données EMG enregistrées durant la même activité (M Adouni & Shirazi-Adl, 2013; M Adouni & Shirazi‐Adl, 2014a; Kim et al., 2009) ou encore en comparant les forces de contact avec celles enregistrés chez un patient avec implant du genou (DeMers et al., 2014; Kim et al., 2009; Steele, DeMers, Schwartz, & Delp, 2012). Les prédictions ont été jugées sensibles à de nombreux facteurs, tels que les modèles d'activation musculaire, la pondération musculaire et les propriétés musculotendoniques (DeMers et al., 2014; Lerner et al., 2015; Steele et al., 2012). Les forces de contact provenant d’un sujet avec implant du genou ont été utilisées également pour calibrer les modèles MS (Gerus et al., 2013; Steele et al., 2012), en minimisant l’erreur entre les prédictions du modèle et les forces expérimentales. Du fait que les forces musculaires contribuent significativement aux forces du contact (K.B. Shelburne et al., 2006), des prédictions précises des charges de contact impliqueraient que les estimations des forces musculaires correspondantes sont également raisonnables. En simulant la marche avec différente vitesse (de 0.8m/s à 1.52m/s), Kim et al., (2009) ont rapporté un accord entre les prédictions du modèle en ce qui concerne les forces de contact et les résultats provenant d’un sujet avec implant. Le pic de la force de contact est d’environ deux fois le poids du corps et est généralement supporté par le plateau médial. Kutzner et al. (2010) ont mesuré les forces de contact et les moments agissant sur l’articulation de genou chez cinq sujets avec implant durant l’exercice de différentes activités quotidiennes. La force du contact sur le plateau tibial enregistré durant la marche est d’environ 261% BW (Body Weight).