Mise au point d’un outil de mesure de la cinématique du genou en contexte clinique

Le genou est une articulation très complexe. Il fait l’objet d’études depuis de nombreuses années (Williams 1880). La flexion est le principal mouvement de cette articulation, mais des mobilités en varus-valgus et rotation interne-externe sont aussi présentes. On note aussi une translation antéro postérieure modérée sur un genou sain. Cette translation a été beaucoup étudiée car elle est associée à la rupture du ligament croisé antérieur (LCA). Très longtemps, le genou a été étudié in- vitro de manière passive. Le complexe ligamentaire du genou était apparenté à un système 4 barres croisées où seules la flexion et la translation antéro-postérieure étaient représentées (Kapandji 1970). De nos jours, il est devenu évident que l’étude du genou doit aussi être réalisée in-vivo et sur genou en charge. De plus, les rotations commencent à faire l’objet d’études car elles sont révélatrices de pathologies associées à la rupture du LCA (Lubowitz 2008; Malanga 2003) .

De nombreux systèmes existent en biomécanique pour étudier la cinématique du genou. Certains systèmes ont été adaptés à la mesure clinique comme le KT-1000 qui mesure les translations antéro-postérieures (Anderson 1989; Daniel 1985). Des systèmes existent aussi pour la mesure des rotations (Favre 2006; Fuentes 2011; Piriyaprasarth 2008). Pour des raisons de temps d’installation, l’évaluation des laxités est encore souvent effectuée manuellement par l’examinateur. L’appréciation des troubles de rotation du genou à l’aide du ressaut dynamique (Pivot Shift) (Lemaire 1967) est un bon indicateur de la laxité due à la rupture du LCA. Mais ce type de test est très opérateur dépendant et peu reproductible. Il ne permettra pas de quantifier, après une opération du LCA, les bienfaits d’un type de reconstruction par rapport à un autre (opération de K Jones ou DIDT à 2 faisceaux). Nous sommes pourtant persuadés que les systèmes de mesure objectifs peuvent apporter un plus indéniable à l’évaluation réalisée par le clinicien .

Pour vérifier cette hypothèse, une première partie de notre travail a consisté à comparer, in- vitro, l’évaluation du clinicien et la mesure objective des rotations lors d’un test de varus-valgus contraint du genou. Nous avons pour cela utilisé un système de mesure 3D par stéréophotogrammétrie faisant référence en biomécanique.

Ce type d’outil est fiable et reproductible. Néanmoins, il nécessite un long temps pour la préparation avant utilisation puis pour l’analyse des données acquises avant de pouvoir exploiter les résultats. C’est pourquoi nous avons développé, dans la seconde partie de notre travail, un système de mesure des rotations du genou. Cet outil devait prendre peu de place et nécessiter une calibration la plus simple possible afin d’être utilisable en clinique lors de l’examen du genou. De plus, il devait apporter en temps réel une mesure fiable et reproductible au clinicien. Une étude sur sujets sains lors d’un protocole de test de la rotation interne-externe du genou en charge a permis de vérifier la fiabilité du système.

Enfin, dans une dernière partie, nous présentons une application du système lors d’une étude sur la réparation des ruptures partielles du LCA. Actuellement, la question est posée de l’intérêt de la reconstruction d’un seul faisceau sur un LCA dont le second faisceau est sain. Est-ce que la reconstruction d’un faisceau rompu permet de redonner une rotation naturelle au genou opéré ? Est-ce que ce seul faisceau restant est suffisant pour garder un peu de proprioceptivité au genou ? La littérature n’est pas très riche de réponses dans le domaine de la proprioception. Nous ne pouvons donc qu’apporter un début de réponse en effectuant ces tests. Lors de l’examen clinique, l’outil développé a donc été utilisé afin de mesurer les rotations internes-externes en charge, ainsi que la proprioception du genou opéré par rapport au genou sain.

Le genou 

C’est l’articulation intermédiaire des deux os longs du membre inférieur, le fémur en haut et le tibia en bas. La patella (ou rotule) fait aussi partie de l’articulation du genou. On note plusieurs surfaces articulaires en contact. La patella est en contact avec le fémur au niveau de la trochlée et forme l’articulation fémoro-patellaire. Le tibia est en contact avec le fémur et forme l’articulation fémoro-tibiale. Sur le plan anatomique, il est habituel de considérer qu’il existe deux compartiments distincts sur l’articulation fémoro-tibiale, le compartiment médial et le compartiment latéral.

Le genou permet principalement la flexion-extension de la jambe par rapport à la cuisse. Lors de mouvements actifs, on retrouve une amplitude pouvant aller de 5° d’hyper extension à 135° de flexion. En passif, la mobilité est de 10° d’hyper extension à 145° de flexion (Rowe 2000). Du fait de la faible congruence des surfaces articulaires, le genou est aussi mobile dans les autres axes de rotation. En translation antéro-postérieure, le genou sain a une mobilité moyenne de 3,7mm (Balasch 1999). Plusieurs moyens d’union augmentent la congruence et la stabilité de l’articulation fémoro-tibiale : les ménisques, les ligaments, la capsule articulaire et les muscles. Du fait de la géométrie des surfaces en contact, on observe une rotation automatique du genou lors du passage de l’extension à la flexion .

Lors des descriptions qui suivent, les axes de référence du genou seront ceux décrits par Grood et Suntay (Grood 1983) pour un membre inférieur. Sur une personne en position neutre debout pour un segment osseux donné, Y est l’axe vertical vers le haut et Z est l’axe horizontal médio-latéral allant vers l’extérieur. L’axe X est l’axe antéro-postérieur horizontal et il complète la séquence d’axes XYZ de manière à créer un repère orthonormé direct. Pour un membre droit en position neutre, X est dirigé vers l’avant et pour un membre gauche, X est dirigé vers l’arrière. Lors de l’étude du genou, on étudie la position et l’orientation du repère tibial relativement au repère fémoral (Figure 1). De plus, au niveau du genou, lorsque l’on décrit un mouvement .

Depuis la fin du 19ème siècle, la structure et la forme des os longs ont été beaucoup étudiées (Hall 2005). Ils sont composés de deux extrémités (épiphyses) entrant souvent en en jeu au sein d’une articulation. Ces extrémités sont séparées par le corps de l’os (diaphyse). Si on sectionne l’os au niveau de la diaphyse, on observe qu’il est plus ou moins en forme de tube avec une partie externe très compacte (corticale) et une partie centrale composée de travées renforçant la structure de l’os et de moelle rouge (os spongieux). L’os est recouvert d’un tissu conjonctif (périoste) qui nourrit l’os et participe à sa réparation lors de fractures.

La résistance de l’os long a fait l’objet de nombreuses études répertoriées par Beaupied (Beaupied 2007) et par Meyrueis (Meyrueis 2004). Le système de mesures international (BIPM 2006) préconise d’utiliser pour les mesures de contraintes le Pascal (Pa) qui est la mesure de la force (en Newton) rapportée à la surface sur laquelle elle est appliquée (N/m²). Par extension, on utilise souvent le Méga Pascal (MPa) car il représente une force (N) rapportée à une surface en mm². On  trouve aussi d’anciennes publications utilisant le kgf et par extension le kgf/mm² à la place du Newton et du Méga Pascal. Un kgf est équivalent à la force exercée par un poids de 1kg soit 9,81 N mais est souvent arrondi à 10 N.

Les protocoles de test situent la contrainte limite de résistance à la traction des os autour de 100 MPa (Comtet 1967). Elle est équivalente à la résistance du chêne. Pour un fémur, en considérant que la surface portante de l’os est d’environ 2,3 cm² sur une coupe diaphisaire axiale, cela donne une charge à la rupture en traction de près de 2,3 tonnes dans l’axe de l’os. Pour la résistance en compression, on trouve des valeurs entre 125 et 245 MPa soit pour un fémur une charge à la rupture en compression d’environ 4 tonnes (si on prend 180 MPa pour le calcul). Mais cette situation idéale est rare et les forces sont souvent appliquées de manière excentrée, ce qui entraine des contraintes en flexion, torsion et cisaillement. Par exemple, lors d’un appui monopodal .

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Table des matières

Introduction générale
Le genou
Os
Surfaces articulaires
Fémur
Tibia
Patella
Les Moyens d’union
Les ménisques
L’appareil capsuloͲligamentaire
L’appareil musculaire
Notions d’analyse du mouvement
Matériels utilisés
Méthode de calcul des rotations
Etude 1 : Intérêt de la mesure assistée pour l’examen clinique du genou
Introduction
Matériel et méthodes
Population et méthode de prélèvement
Dispositif expérimental
Test de laxité en varusͲvalgus
Extraction des données d’analyse du mouvement
Analyse statistique
Résultats
Discussion
Conclusion
Etude 2 : Validation d’un système clinique de mesure des rotations actives du genou
Développement du Système
Choix matérielͲlogiciel
Phase d’initialisation
Principe d’installation des cibles et de calibration
Utilisation durant un test
Introduction de l’étude
Matériel et méthodes
Population testée
Système de mesure
Protocole de test
Position initiale en extension
Mouvements de rotation interneͲexterne en extension
Mouvements de rotation à 30° de flexion
Test de reproductibilité du système
Données obtenues
Analyse statistique
Résultats
Discussion
Conclusion
Application clinique
Rappels sur la proprioception
Introduction
Matériel et méthode
Population testée
Protocoles de mesure
Analyses statistiques
Résultats
Discussion
Conclusion
Conclusion générale

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