Chapitre IV : Méthodologie générale IV.1 Introduction

___________________________________________________________________________________________________

Chapitre IV : Méthodologie générale IV.1 Introduction

Ce chapitre détaille la méthodologie générale employée pour l’ensemble des expérimentations réalisées dans le cadre de ce travail. Toutefois, selon le type d’étude réalisée, certaines précisions propres à chaque protocole expérimental seront apportées dans les chapitres suivants (Chapitres V, VI et VII).

IV.2 Matériel et Méthode

IV.2.1 Spécimens

Les membres inférieurs de cadavres humains non embaumés ont été conservés dans l’attente de leur utilisation dans une chambre de congélation à une température de -20° C.

Avant la préparation préalable à l’expérimentation, une décongélation à été entreprise à température ambiante pendant 24h. Chaque membre inférieur était muni de son hémi-bassin (Fig. IV.1A). Aucun spécimen n’avait subi de chirurgie des deux membres inférieurs.

IV.2.2 Préparation des spécimens

L’ensemble des tissus cutanés et adipeux situés au-dessus d’un plan transversal passant par la tubérosité tibiale antérieure a été réséqué. Le tendon distal des principaux muscles de la cuisse a été soigneusement disséqué et sectionné à sa jonction musculo-tendineuse. Les insertions distales de ces muscles ont été préservées. Les corps charnus des différents muscles étudiés ont été réséqués. Les muscles disséqués étaient : le rectus femoris (RF), le vastus lateralis (VL), le vastus intermedius (VI), le vastus medialis (VM), le biceps femoris (BF), le semitendinosus (ST), le semimembranosus (SM), le gracilis (Grac) et le tensor fascia latae (TFL).

Un soin particulier a été apporté afin de respecter l'intégrité de l’articulation de la hanche ainsi que la capsule et les ligaments du genou. Chaque tendon distal (Fig. IV. 1C) des muscles précités a été attaché à un fil de pêche (Surflon^®, Nylon coated, American Fishing Wire, 90 Lb., USA) par un chirurgien orthopédique qualifié en utilisant la méthode de Bull [Bull et al., 1998;

Amis et al., 2008]. Trois cerclages au fil métallique (Nylon coated wire trace 90 LBS 7 ply Arca®) placés autour de la rotule ont permis de simuler les insertions des muscles RF, VI, VM et VL et d’obtenir une mise en charge suffisante pour que l’extension de la jambe puisse se réaliser passivement sans action de l’observateur.

___________________________________________________________________________________________________

Fig. IV.1 : A - membre inférieur gauche après décongélation, B - après section des corps charnus des muscles de la cuisse, C - vue antéro-supérieure du membre inférieur après préparation complète avec placement de marqueurs techniques, D - vue médiale

IV.2.2.1 Placement des marqueurs techniques

Seize marqueurs techniques (MT - billes en aluminium ∅4 mm) ont été collés sur chaque membre inférieur [Van Sint Jan et al., 2002]. Avant le collage des MT, des demi-cupules de même diamètre ont été fraisées sur l’os de manière à ce que la moitié supérieure des MT ressorte du plan osseux. Ces différents MT ont été collés sur l’os par une colle de contact à base de cyanoacrylate (Fig. IV.2). Quatre MT ont été collés sur la diaphyse fémorale proximale (Fig. IV.2B), quatre MT sur la diaphyse fémorale distale, quatre MT sur la face antérieure de la rotule (Fig. IV.2A) et quatre MT au niveau du 1/3 supérieur sur la face antéro-médiale de la diaphyse tibiale (Fig. IV.2C). Ces différents MT permettront, grâce à l’utilisation de d’électrogoniomètres à 6DDL d’obtenir la cinématique articulaire du genou (voir § II.1.4) et d’évaluer la stabilité du système expérimental par la mesure de la dispersion moyenne de leur centroïdes.

___________________________________________________________________________________________________

Fig. IV.2 : Visualisation de certains marqueurs techniques. A - face antérieure de la rotule, B - 1/3 proximal de la diaphyse fémorale, C - face antéro-médiale du tibia, D - visualisation de deux billes fémorales distales à la face médiale du genou (les deux billes latérales ne sont pas visibles sur cette photo)

IV.2.2.2 Imagerie médicale et mesure de l’alignement du membre inférieur

L’acquisition d’images médicales a été réalisée dans la position neutre anatomique, spécimen disséqué et préparé, en utilisant la tomographie computérisée (CT, Siemens SOMATOM, mode hélicoïdal, épaisseur de coupe = 0,5 millimètres, espace inter-coupe = 1mm).

Les torsions des membres inférieurs de spécimens ont été ensuite mesurées à l’aide du logiciel Amira®. Différents repères anatomiques ont été localisés au niveau des coupes CT (Fig. IV.3 A et B). Quatre axes ont été définis [Goutallier et al., 1997]: deux liés au fémur et deux au tibia (Fig. IV.3C). Pris deux à deux, ils permettent la mesure des torsions fémorale et tibiale. L’axe fémoral supérieur a été évalué à partir de deux coupes, l’une passant par le centre de la tête fémorale et l’autre par le milieu de la base du col, et correspond à la droite

___________________________________________________________________________________________________

des deux condyles fémoraux au niveau où l’échancrure inter-condylienne a la forme d’une voûte romane. L’axe tibial supérieur correspond à la tangente au bord postérieur des plateaux tibiaux. L’axe tibial inférieur passe par le milieu des surfaces articulaires des malléoles latérale et médiale juste au-dessous de l’interligne tibio-astragalienne dès la disparition du rebord tibial postérieur [Goutallier et al., 1997] (Fig. IV.3C). La torsion fémorale correspond à l’angle formé par l’axe fémoral proximal et l’axe fémoral distal. La torsion tibiale correspond à l’angle formé par l’axe tibial proximal et l’axe bimalléolaire distal. L’index tibio-fémoral (Eq. I.1, Chapitre I) est la somme de la torsion tibiale positive et de la torsion fémorale négative [Lerat, 1982].

Fig. IV.3 : Représentation de la mesure des torsions du membre inférieur. A et B : niveau des coupes selon Goutallier et al. (1997) ; A - vue antérieure, B - vue postérieure, A1 et B1 – représentation des coupes sur le modèle osseux, A2-B2 – représentation des coupes sans modèle osseux, C - visualisation des différents points anatomiques repris pour la mesure des torsions osseuses, après superposition des coupes reprises en A et B : 1 et 2 - centre de la tête et du col fémoral, 3 et 4 – partie postérieure des condyles fémoraux médial et latéral, 5 et 6 – partie postérieure des plateaux tibiaux médial et latéral, 7- centre de la surface articulaire de la malléole tibiale (versant vertical), 8 – centre de la surface articulaire de la malléole fibulaire.

Une reconstruction 3D (Fig. IV.4) des pièces osseuses et des MT a été réalisée à l’aide du même logiciel (Amira^®). Cette reconstruction a permis de mesurer les angles fémoro-tibiaux mécaniques et anatomiques. La mesure des angles mécaniques et anatomiques a été réalisée en vue de face, rotule centrée entre les deux condyles. L’axe mécanique fémoral est défini par la droite joignant le centre de la tête fémorale et le point projeté du centre de l’échancrure intercondylienne. L’axe mécanique tibial est représenté par la droite joignant le centre des sommets des épines tibiales et le centre de la mortaise tibio-péronière. Nous avons également mesuré l’ensemble des angles du membre inférieur dans les plan frontal et sagittal [Paley, 2005; Strecker, 2008]. Ces différents angles dans le plan frontal sont l’angle cervico- diaphysaire (CCD), l’angle fémoral proximal médial anatomique (aMPFA), l’angle fémoral proximal latéral mécanique (mLPFA), l’angle fémoral distal latéral anotomique (aLDFA), l’angle fémoral distal latéral mécanique (mLDFA), l’angle tibial proximal médial (MPTA) et l’angle

___________________________________________________________________________________________________

tibial proximal distal latéral (LDTA). Dans le plan sagittal, ces angles correspondent à l’angle fémoral distal postérieur (mPDFA) et l’angle tibial proximal postérieur (PPTA) (Figure IV. 4 – voir aussi chapitre I page 31 et 35).

Fig. IV.4 : Mesures de l’alignement dans les plans frontal et sagittal sur modèle 3D. A- vue antérieure avec rotule B – sans rotule, C – visualisation des axes et angles dans le plan frontal D- angle fémoral distal postérieur E- angle tibial proximal postérieur.

La reconstruction 3D du membre inférieur et des MT permet de définir les coordonnées spatiales des différentes structures osseuses. Cette reconstruction 3D associée à la numérisation du centroïde des MT par un numériseur 3D Faro arm® (B06/Rev 18, Technologies, USA) (Fig.

IV.5A) dans l’environnement expérimental (Fig. IV.5B) permet, après un recalage de ces données sur les centroïdes des MT localisés dans l’environnement du CT (modèle osseux Amira), d’obtenir la cinématique articulaire par rapport aux données géométriques [Van Sint Jan et al., 2002; Van Sint Jan et al., 2003] (Fig. IV.6).

___________________________________________________________________________________________________

Fig. IV.5 : Numérisation 3D des billes métalliques collées sur l’os. A – bras Faro, B- numérisation des billes fémorales proximales.

Fig. IV.6 : Simulation 3D de la cinématique articulaire du genou (Van Sint Jan et al. 2002 et 2003). A - modèle osseux après reconstruction avec le logiciel Amira® à partir des images CT. Le référentiel des billes métalliques se situe dans le référentiel CT. B - représentation schématique du système expérimental avec le goniomètre ainsi que les billes qui seront digitalisées avec le Faro Arm®

dans le référentiel expérimental.

___________________________________________________________________________________________________

Fig. ΙV.6 (suite) : Simulation 3D de la cinématique articulaire du genou (Van Sint Jan et al. 2002 et 2003). C - recalage (superposition) des billes du référentiel expérimental dans le référentiel CT - le référentiel du goniomètre se retrouve dans le référentiel du CT. D - définition d’un référentiel anatomique sur le modèle osseux par l’utilisation de trois marqueurs anatomiques, D1 pour le fémur gauche et D2 pour le fémur droit. E - expression de la cinématique articulaire par rapport au référentiel anatomique nouvellement créé.

IV.2.2.3 Préparation des tunnels osseux

Avant de placer les spécimens sur le cadre expérimental, six tunnels osseux (∅ : 4,2 mm, L : 13 mm) ont été forés dans l'os spongieux, 10 millimètres au-dessous des surfaces cartilagineuses des plateaux tibiaux (Fig. IV. 7C). Avant le forage des tunnels, un cercle de tissus et de périoste a été récliné en regard des marqueurs anatomiques (Fig. IV. 7A). Ces tunnels osseux ont permis l’introduction de petits capteurs qui ont enregistré les variations des contraintes de l’os sous-glénoïdien lors des protocoles expérimentaux. La standardisation de la localisation des tunnels osseux a été obtenue en utilisant des définitions strictes décrivant des repères anatomiques identifiés sur les reconstructions 3D des modèles osseux de chaque spécimen (Fig. III. 18C - chapitre III). L'orientation des tunnels était parallèle à la surface cartilagineuse des plateaux tibiaux. Le diamètre des tunnels était légèrement plus petit que le diamètre des capteurs utilisés (∅ 4,7 mm) pour assurer un contact optimal entre les capteurs et l’os spongieux.

___________________________________________________________________________________________________

Fig. IV. 7 : Visualisation du décours de la réalisation d’un tunnel osseux A- le tissu cutané, sous-cutané, ainsi que le périoste ont été réclinés B et C- tunnel osseux réalisé.

IV.2.3 Placements des spécimens sur le cadre expérimental et mise en place des systèmes de mesure

Le bassin et le fémur ont été fixés fermement sur le statif expérimental dans la position anatomique (Fig. IV.8). Deux tiges filetées (∅ 10mm) ont été introduites perpendiculairement par rapport à l’axe du fémur (Fig. IV.8A, F1 et F2). La première était située au niveau du 1/3 proximal de la diaphyse fémorale, la seconde était placée distalement entre la moitié proximale et distale de la diaphyse fémorale. Au niveau de la 2^ème tige filetée, 2 écrous ont été ajoutés de manière à éviter tout mouvement de glissement latéral. Deux fixations iliaques ont également été réalisées (Fig. IV. 8B, I1 et I2). Deux broches de fixateurs externes (S40) ont été utilisées pour ‘arthrodéser’ l’articulation coxo-fémorale en position neutre et éviter tout mouvement parasite au sein de cette articulation (Fig. IV.8B et C). Les fils de pêche attachés aux tendons distaux des différents muscles étudiés passaient proximalement par des tunnels osseux préalablement forés au sein de l'os iliaque et au niveau des origines des muscles considérés (Fig. IV. 8C, a, b, c, d). Ce dispositif a permis de reproduire les lignes d'actions physiologiques des différents muscles et de les mettre en charge. La mise en charge totale était de 300 N (RF + VM = 80 N; VL et VI = 60 N chacun; BF, ST, SM, Grac, et TFL = 20 N chacun).

Fig. ΙV.8 : Placement d’un spécimen sur le statif expérimental A - visualisation des fixations fémorales (F1, 2) et des fixations iliaques (I1, 2) B – visualisation des broches S40 pour l’arthrodèse coxo-fémorale C – visualisation des canaux osseux permettant le passage des fils de pêche : a. pour le muscle tenseur du fascia lata b. pour le muscle rectus femoris C. pour les muscles ischio-jambiers (ST, SM, BF) d. pour le muscle gracile.

___________________________________________________________________________________________________

La mise en charge des muscles a été choisie de façon à approcher les forces que chaque muscle peut produire in vivo. Ces dernières ont été déterminées à partir du volume musculaire et de l'angle de pennation du muscle [Klein Horsman et al., 2007]. L’extrémité proximale des fils de pêche de certains muscles (RF, BF, ST, SM, Grac. et TFL) a été attachée à l'axe mobile de six LVDT (Linear Variable Displacement Transductors, Solartron Metrology^®, West Sussex, UK) pour mesurer l'excursion tendineuse lors des mouvements de flexion et d’extension du genou (Fig. IV. 11). Notons également que pendant toute la durée des mesures, l’articulation du genou ainsi que l’ensemble des muscles considérés ont été humidifiés par du sérum physiologique évitant de la sorte le desséchement des structures anatomiques étudiées et la perte de leurs caractéristiques élastiques.

IV.2.3.1 Instruments de mesure IV.2.3.1.1 L’électrogoniomètre

L’analyse tridimensionnelle de la cinématique fémoro-tibiale a été réalisée grâce à un électrogoniomètre à six degrés de liberté [Salvia et al., 2000; Sholukha et al., 2004] (Fig. IV.9).

Les données cinématiques sont indispensables à la méthode d’analyse des bras de levier et des contraintes osseuses.

L’électrogoniomètre est constitué de six potentiomètres reliés par sept liens rigides qui mesurent chacun une rotation dans le plan perpendiculaire à leur axe. Le produit de ces six rotations permet de connaître la position et l’orientation d’un solide dans l’espace par rapport à un système de référence préalablement défini. La fréquence d’acquisition est de 208Hz. La précision du goniomètre est de l’ordre de 0,1° et la justesse de 0,4°.

Fig. ΙV.9 : Visualisation schématique (A) et réelle (B) d’un goniomètre 3D. D’après Salvia et al. 2004.

IV.2.3.1.1.1 Mise en place du goniomètre fémoro-tibial

Combinant l’imagerie médicale et la goniométrie 3D, les électrogoniomètres ont été fixés à un cube en plexiglas muni de quatre cupules de 3 mm placées sur un plan perpendiculaire à l’axe du premier potentiomètre (Fig. IV.9B). L’électrogoniomètre doit rester solidaire du cube

___________________________________________________________________________________________________

pendant toute la durée des mesures. Ces cubes, hormis leur importance dans l’attache proximale du goniomètre, permettent la définition d’un système de référence local au sein du cube. Les deux cubes ont été fermement fixés au statif expérimental. Quelle que soit la latéralité du membre étudié, le goniomètre fémoro-tibial a été placé à la face médiale du genou. L’attache distale du goniomètre fémoro-tibial (Fig. IV.10C, G1) a été réalisée à l’aide d’une double fixation par deux broches de fixateur externe (S30) au niveau du tiers supérieur de la diaphyse tibiale.

Fig. ΙV.10 : Visualisation de la mise en place des goniomètres fémoro-tibial (G1) et fémoro-patellaire (G2) sur le statif

IV.2.3.1.2 Linear Variable Differential Transformer (LVDT)

Les modifications de longueur des muscles semi-tendineux, semi membraneux, biceps fémoral, rectus femoris, gracilis et tenseur du fascia lata ont été mesurées par six capteurs de

___________________________________________________________________________________________________

déplacement linéaire ou LVDT (Fig. IV.11). La justesse et la précision sont respectivement inférieures à 0,2mm et à 0,1mm.

Les bras de levier des muscles ont été évalués par la méthode des excursions tendineuses {Spoor, 1992 10 /id}. Cette méthode consiste en l’établissement expérimental de l’évolution de l’excursion tendineuse mesurée par les LVDT en fonction du mouvement articulaire mesuré par la goniométrie. La pente de cette équation (Eq II. 1 – Chapitre II) représente le bras de levier du tendon considéré.

IV.2.3.1.2.1 Mise en place des LVDT

Chaque LVDT a été fixé sur le statif postérieurement au spécimen testé. Ceux-ci étaient agencés sur deux niveaux : trois sur le niveau inférieur et trois sur le niveau supérieur. Les trois LVDT supérieurs ont permis la mesure de la variation de longueur des muscles TFL, RF et Grac. Les trois LVDT inférieurs ont permis la mesure des muscles ST, SM et BF. L’axe des LVDT a été positionné dans le prolongement des tunnels osseux prévus pour le passage des différents fils de pêche reproduisant la ligne d’action du muscle et réduisant les frottements.

___________________________________________________________________________________________________

IV.2.3.1.3 Capteur de mesure des contraintes osseuses

La mise au point de ce nouveau système de mesure a fait l’objet d’un chapitre spécifique (chapitre III). Néanmoins, les informations relatives à leur mise en place au sein de l’os seront spécifiées au point suivant.

IV.2.3.1.3.1 Mise en place des capteurs de mesure

La standardisation de la localisation (Fig. IV.12A et B) des capteurs de mesure a été décrite précédemment (chap. III). Des précisions sur la manière dont elles ont été enchâssées dans l’os sont apportées dans ce paragraphe. Avant leur introduction, un repère situé à 1 cm proximalement par rapport à la limite de la jauge d’extensiométrie a été ajouté sur le cylindre de résine. Ce repère indiquait la portion de capteur qui devait être introduite dans l’os spongieux.

Un enchâsseur a été élaboré (Fig. IV.12C) pour faciliter l’introduction des capteurs. C’est un cylindre creux de 5 cm de longueur et de 6 mm de diamètre. Il présente deux extrémités.

L’extrémité prévue pour le capteur présente une encoche pour le passage du fil. Le diamètre de l’enchâsseur est identique au diamètre de la bague métallique de la base du capteur et permet un contact optimum en vue de l’enchâssement (Fig. IV.12D). Ce dernier a été réalisé millimètre par millimètre en frappant sur son extrémité proximale à l’aide d’un marteau.

Fig. IV.12 : Placement des capteurs au sein de l’épiphyse proximale du tibia et visualisation de l’enchâsseur élaboré pour l’introduction des capteurs. A - vue antérieure de l’articulation du genou B - vue postérieure C - enchasseur et capteur D - capteur placé dans son enchâsseur avant l’introduction dans l’os spongieux.

___________________________________________________________________________________________________

IV.2.3.1.3.5 Amplificateurs

Un amplificateur (Service Ondes et Signaux, Faculté des Sciences Appliquées, ULB) comportant six modules a permis de recueillir les variations de contrainte des 6 jauges d’extensiométrie correspondant aux 6 capteurs mis en place. Ces différents modules sont constitués d’un pont de Wheatstone avec son alimentation et sa séparation galvanique, d’un filtre de pont ajustable éliminant les sources de tensions du 50 HZ, de filtres de type ‘lowpass’

coupant les fréquences supérieures à 50Hz, une carte de gain programmable (500, 1000, 2000, 3000, 4000, 5000) permettant d’augmenter la sensibilité des différentes jauges d’extensiométrie, un ‘buffer’ de sortie et un potentiomètre « polyturn » permettant la mise à zéro des différentes jauges. Les amplificateurs étaient reliés à une carte d’acquisition DAP 2OO3a (DAP, National Instruments). La fréquence d’acquisition était de 2O8Hz et le rapport signal brut est égal à 66 db.

IV.2.4 Collecte des données

Les données ont été collectées de la même manière pour chaque spécimen ainsi que pour chaque condition expérimentale. Notons toutefois que les conditions expérimentales (qui seront détaillées ultérieurement) ont été randomisées. Trois répétitions de deux cycles de mouvement de flexion-extension ont été effectuées. La mesure a débuté avec les genoux des spécimens en rectitude. La flexion du genou a été réalisée manuellement par le même observateur. La poussée a été appliquée au niveau de la partie distale de la face antérieure du segment jambier avec une main de l’opérateur ouverte, ce qui a permis la réalisation des mouvements couplés au sein de l’articulation du genou. Une fois la flexion du genou obtenue (+ de 90°), la pression manuelle a été relâchée pour permettre l’extension passive du segment jambier grâce à la mise en charge du groupe musculaire antérieur de la cuisse (200N). La mise en charge des muscles a été conservée pendant toute la session de mesure. Concernant les conditions expérimentales (voir chapitre V, VI et VII), une décharge préalable du système a été réalisée pour faciliter l’ostéotomie fémorale et les déviations apportées.

La collecte de données a inclu la cinématique fémoro-tibiale, l'excursion tendineuse des muscles de la cuisse ainsi que les contraintes de l’os sous-glénoïdien. La cinématique articulaire a été étudiée de 0° à 90° de flexion. Les données des bras de levier musculaires et des contraintes osseuses ont été normalisées suivant l’amplitude de flexion-extension de

___________________________________________________________________________________________________

flexion du deuxième cycle et l’extension du premier cycle de mouvement afin d’éviter le bruit expérimental (oscillations et vibration du système) habituellement observable au début et à la fin du cycle du mouvement. L’étude de reproductibilité (Chap. III) des contraintes osseuses a montré que les données exprimées observées lors du mouvement de flexion ne présentaient pas de différence significative avec les données observées lors du mouvement d’extension. Les données obtenues lors du mouvement de flexion seront présentées dans les chapitres suivants.

En effet, les données de la cinématique couplée ainsi que des bras de levier musculaires sont exprimés dans la littérature lors du mouvement de flexion.

IV.2.5 Système de désalignement du membre inférieur

Les systèmes mécaniques ayant permis la réalisation de nos différentes corrections expérimentales seront détaillés dans les chapitres suivants. Ces systèmes, au nombre de deux, ont été usinés au sein de notre laboratoire. Le premier a permis de simuler des troubles de torsions et le second de simuler des troubles dans le plan frontal et dans le plan sagittal. Les déviations angulaires maximum induites sont comprise entre + 18° à -18°.

IV.2.6 Définition d’un système de référence local et expression de la cinématique articulaire.

Afin d’exprimer la cinématique articulaire, nous avons localisé différents points permettant d’établir un référentiel au niveau du fémur et d’exprimer la cinématique du genou par une méthode de palpation virtuelle sur le modèle osseux reconstruit.

Neuf marqueurs anatomiques osseux ont été localisés sur le fémur (Fig. IV. 13). Les 7 premiers ont été placés sur le pourtour de la tête fémorale (TF) de manière à en déduire son centre. Les deux derniers ont été localisés sur le tubercule des épicondyles médial (EM) et latéral (EL). Après recalage des billes proximales dans le CT sur les données des billes expérimentales, ce référentiel a pu être lié au système du goniomètre et en exprimer la cinématique (Fig. IV. 6C).

Pour un genou droit, l’axe X est dirigé latéralement et passe par les deux épicondyles, l’axe Z est dirigé proximalement et passe par le centre de la tête fémorale (axe mécanique du fémur) ; Y se dirigé vers l’avant, orthogonalement aux axes X et Z (Fig. IV.13). L’extension, l’adduction et la rotation interne sont positives et exprimées respectivement selon les axes X, Y

___________________________________________________________________________________________________

et Z. Pour un genou gauche, une transposition de ce même système de référence est d’application mais l’axe X se dirige alors médialement. La méthode des angles d’Euler a été utilisée pour le calcul de la cinématique [Grood and Suntay, 1983].

Fig. IV. 13 : Représentation du système de coordonnées anatomiques défini sur le modèle osseux. TF : tête fémorale, EL : épicondyle latéral et EM : épicondyle médial

___________________________________________________________________________________________________

IV.3 Analyse statistique

Chaque donnée continue a été segmentée de manière à obtenir des statistiques descriptives pour chaque paramètre : moyenne, écart-type et maximum (pour les paramètres cinématiques). Ces différentes statistiques descriptives ont d’abord été calculées : 1° de 0° à 90° de flexion, 2° pour chaque portion du mouvement comprise de 0° à 30°, de 30° à 60° et de 60 à 90° de flexion du genou.

Nous avons appliqué un test de normalité (test de Kolmogorof-Smirnof) à chacune des variables pour s’assurer de la distribution normale de celles-ci. Le test de Levene a été appliqué pour s’assurer de l’homogénéité des variances (annexe V, VI et VI).

En fonction des résultats des tests précités, nous avons opté pour l’application des tests statistiques paramétriques et non-paramétriques suivant :

1°

- une ANOVA à une voie pour mesures répétées pour les comparaisons des paramètres moyens (0°-90°) entre les différentes conditions expérimentales.

- une ANOVA à deux voies pour mesures répétées pour les comparaisons des paramètres moyens des trois segments d’amplitude articulaire (0°-30°, 30°-60°, 60°-90°) par rapport aux différentes conditions expérimentales.

- Un test post-hoc (LSD – Fisher’s least significant difference) a été appliqué en fonction des résultats de l’ANOVA.

2°

- Une ANOVA non paramétrique pour mesure répétée à une voie (Test de Friedman) pour les comparaisons des paramètres moyens des segments d’amplitude articulaire (0°-90°, 0°-30°, 30°-60°, 60°-90°) par rapport aux différentes conditions expérimentales.

- Un test de Wilcoxon a été appliqué en fonction des résultats du test de Friedman.

L’ensemble des tests statistiques a été réalisé à l’aide du programme Statistica^®. L’intervalle de confiance pour ces différents tests était de 95%.

Il est à noter qu’une comparaison de type ‘Between groups’ a été réalisée pour les tests ANOVA.

___________________________________________________________________________________________________

IV.4 Bibliographie

Amis, A.A., Oguz, C., Bull, A.M., Senavongse, W., & Dejour, D. 2008. The effect of trochleoplasty on patellar stability and kinematics: a biomechanical study in vitro. J.Bone Joint Surg.Br., 90, (7) 864-869.

Bull, A.M., Berkshire, F.H., & Amis, A.A. 1998. Accuracy of an electromagnetic measurement device and application to the measurement and description of knee joint motion. Proc.Inst.Mech.Eng H., 212, (5) 347-355.

Goutallier, D., Garabedian, J.M., Allain, J., & Bernageau, J. 1997. Effect of osseous torsions of the lower limb on the development of lateral femorotibial knee arthrosis. Rev.Chir Orthop.Reparatrice Appar.Mot., 83, (7) 613-621.

Grood, E.S. & Suntay, W.J. 1983. A joint coordinate system for the clinical description of three- dimensional motions: application to the knee. J.Biomech.Eng, 105, (2) 136-144.

Klein Horsman, M.D., Koopman, H.F., van der Helm, F.C., Prose, L.P., & Veeger, H.E. 2007.

Morphological muscle and joint parameters for musculoskeletal modelling of the lower extremity.

Clin.Biomech.(Bristol., Avon.), 22, (2) 239-247.

Lerat, J.L. 1982. Indications for the correction of torsion disorders of the lower limbs in the adult.

Rev.Chir Orthop.Reparatrice Appar.Mot., 68, (1) 66-70.

Paley, D. 2005. Principles of deformity correction, 3rd, Springer-Verlag Berlin.

Salvia, P., Woestyn, L., David, J.H., Feipel, V., Van, S., Jan, S., Klein, P., & Rooze, M. 2000. Analysis of helical axes, pivot and envelope in active wrist circumduction. Clin.Biomech.(Bristol., Avon.), 15, (2) 103-111.

Sholukha, V., Salvia, P., Hilal, I., Feipel, V., Rooze, M., & Jan, S.V. 2004. Calibration and validation of 6 DOFs instrumented spatial linkage for biomechanical applications. A practical approach.

Med.Eng Phys., 26, (3) 251-260.

Strecker, W. 2008. Analyse et planification des déformations adjacentes au genou. Maitrise Orthopédique, 172.

Van Sint Jan, S., Hilal, I., Salvia, P., Sholukha, V., Poulet, P., Kirokoya, I., & Rooze, M. 2003. Data representation for joint kinematics simulation of the lower limb within an educational context.

Med.Eng Phys., 25, (3) 213-220.

Van Sint Jan, S., Salvia, P., Hilal, I., Sholukha, V., Rooze, M., & Clapworthy, G. 2002. Registration of 6-DOFs electrogoniometry and CT medical imaging for 3D joint modeling. J.Biomech., 35, (11) 1475-1484.