Mouvements du complexe de l’épaule

Mouvements du complexe de l’épaule

Algorithme de cinématique dépendante de la force:

L’algorithme de « cinématique dépendante de la force » du logiciel AnyBody permet d’estimer de petits déplacements à partir des forces estimées lors de l’optimisation musculaire du système AnyBody. Pour ces petits déplacements, la vitesse et l’accélération doivent être nulles. À chaque incrément de temps, l’algorithme estime une position d’équilibre de l’articulation en tenant compte des degrés de liberté pour lesquels les petits déplacements sont permis. Cet algorithme ne peut cependant pas être utilisé pour de grands déplacements impliquant une vitesse et accélération significative, tels que la translation de la tête humérale dans la direction tangentielle à la glène. À l’inverse, cet algorithme semble tout indiqué pour calculer un contact entre deux segments, tels que des os ou des composantes prothétiques. Dans ce cas, une des deux surfaces est simulée en disposant des points représentant des ressorts de compression. L’autre surface est simulée avec une sphère et la pénétration entre les points et la sphère est utilisée pour calculer la force de contact à chaque point. Il est ainsi possible de simuler un contact avec cet algorithme et même de simuler une force de friction, si le coefficient de friction est connu. Par contre, la simulation de ce contact reste élémentaire et beaucoup moins évoluée qu’avec un modèle par éléments finis.

Simulation des structures passives:

Les seules structures passives simulées dans AnyBody sont les ligaments. Au niveau de l’épaule, le ligament coraco-acromial et le ligament conoïde sont simulés. Tous les autres ligaments de l’épaule ne sont pas simulés, car la plupart d’entre eux ne sont étirés que lorsque la limite d’amplitude d’élévation (≈180°) ou de rotation axiale de l’humérus (± 90°) est atteinte (Rockwood, Matsen Iii et al. 2009).

Résumé:

Le modèle de l’épaule saine d’AnyBody n’est actuellement pas adapté à l’étude de pathologies telles que l’ARC, notamment parce qu’il ne considère pas de contact entre les surfaces osseuses. De plus, la force résultante est ponctuelle, c’est-à-dire qu’elle ne prend pas en considération la surface sur laquelle la charge est appliquée. Ainsi, aucune friction agissant entre deux surfaces n’est simulée. Pour sa part, la contrainte de stabilité de l’articulation glénohumérale est limitée à l’étude de l’épaule saine, car ni la translation de la tête humérale ni le contact entre l’humérus, le bord supérieur de la glène et l’acromion n’est simulé. Par contre, le modèle de l’épaule d’AnyBody possède les outils nécessaires à la simulation de l’ARC. En effet, à partir du modèle de l’épaule saine, la RMCR peut aisément être simulée en éliminant les muscles de la coiffe. De plus, l’algorithme de cinématique dépendante de la force susmentionné permet la simulation d’un certain contact élémentaire avec friction entre les surfaces.

HYPOTHÈSES ET OBJECTIFS:

À la lumière de cette revue de littérature, il a été possible de voir que l’arthropathie de rupture de coiffe (ARC) est une pathologie complexe impliquant une RMCR irréparable, une migration proximale de la tête humérale menant à un buttage avec l’acromion, ainsi qu’une dégénérescence du contact articulaire impliquant de la friction. Même si plusieurs types de prothèses existent sur le marché, l’idée d’une géométrie d’hémiprothèse améliorant la mécanique du deltoïde et la piètre fonction associée à l’ARC reste inexploitée. Chez certains patients atteints de RMCR, la fonction de l’épaule peut ne pas être affectée. Ces patients se présentent en clinique sans atteinte fonctionnelle importante et sont encore capables de fonctionner dans leurs activités de tous les jours. On ne connait actuellement pas tous les paramètres biomécaniques qui affectent la fonction de l’épaule atteinte de RMCR et d’ARC pouvant expliquer ce phénomène. La connaissance de tels paramètres pourrait permettre de mieux comprendre et traiter cette pathologie par l’arthroplastie. L’objectif général de la présente thèse consiste donc en l’analyse numérique des paramètres biomécaniques influençant la fonction de l’épaule atteinte d’ARC. Trois hypothèses et objectifs spécifiques ont été formulés dans le contexte de cet objectif général. Dans un premier temps, l’influence du déport médial de l’humérus proximal sur la fonction de l’épaule doit être évaluée. Afin de présenter le potentiel du logiciel AnyBody et de son modèle de l’épaule, cette évaluation sera réalisée en considérant le modèle initial de l’épaule saine. La première hypothèse est que la variation du déport médial de l’humérus proximal permet d’influencer la ligne d’action du deltoïde moyen et la mécanique d’élévation de l’épaule saine. Dans ce contexte, le premier objectif spécifique consiste en l’analyse numérique de l’influence de la variation du déport médial de l’humérus proximal sur les forces déstabilisatrices durant l’élévation de l’épaule saine dans le plan de la scapula. Cet objectif est couvert au chapitre 3 de la présente thèse.

ARTICLE 1. INFLUENCE OF THE MEDIAL OFFSET OF THE PROXIMAL HUMERUS ON THE GLENOHUMERAL DESTABILISING FORCES DURING ARM ELEVATION: A NUMERICAL SENSITIVITY STUDY :

Le premier objectif spécifique consiste en l’analyse numérique de l’influence de la variation du déport médial de l’humérus proximal sur les forces déstabilisatrices durant l’élévation de l’épaule saine dans le plan de la scapula. Dans cette étude, les forces déstabilisatrices des muscles et de la force résultante sont analysées pour trois déports médiaux différents représentant la valeur minimale (0 mm), moyenne (7 mm) et maximale (14 mm) de la littérature. Les forces déstabilisatrices, définies comme étant les forces agissant dans la direction tangentielle à la glène, sont divisées par la force de compression pour donner le ratio de stabilité. Ce premier objectif spécifique permet de constater que le déport médial minimum (0 mm) augmente les forces déstabilisatrices alors que le déport médial maximum (14 mm) les diminue. De plus, ces changements de déport médial ne semblent pas affecter l’action stabilisatrice de la coiffe des rotateurs. L’étude propose également que cette influence pourrait éventuellement être plus importante dans le contexte d’une épaule lésée (p. ex. RCMR et ARC). Ce travail permet aussi de se familiariser avec le modèle sain de l’épaule AnyBody et de constater que le modèle est sensible à la variation de paramètres morphologiques.

Materials and methods:

Description of the shoulder model:

The present study used the 3D shoulder model from the AnyBody Modeling System (ver. 4.0.2, AnyBody Technology A/S, Aalborg, Denmark), which is based on the data and modelling assumptions of the Delft shoulder group (Veeger, Van Der Helm et al. 1991; van der Helm, Veeger et al. 1992; van der Helm 1994; Damsgaard, Rasmussen et al. 2006). It contains a detailed representation of the shoulder with 118 muscle-tendon units (Figure 3.1) and its anthropometrical dimensions roughly correspond to a 50th percentile European male (Rasmussen, de Zee et al. 2007). Muscles are simulated with multiple fibres, including 12 fibres for the deltoid and six fibres for each rotator cuff muscle. The “muscle-tendon” simulation is based on the modified Hill model (Zajac 1989). Each muscle can produce a maximum isometric force, which depends of its optimum fibre length and its physiological cross-sectional area. No ligament is included in the shoulder model, except the coracoacromial and conoid ligaments.

CTA shoulder model :
To simulate the CTA condition, the intact shoulder model was modified by adding three conditions: a massive rotator cuff tear, a contact between the humeral head and acromion (in addition to the gleno-humeral contact) involving a static and stable proximal migration of the humeral head, and a modified muscular optimisation criterion. These different modifications are detailed below.

Simulation of the massive rotator cuff tear:
A postero-superior MRCT was simulated, considered as the most common MRCT pattern (Bedi, Dines et al. 2010). Based on the literature and clinical observations of the orthopaedic surgeon (co-author), the whole supraspinatus, the whole infraspinatus and the upper twothird of the subscapularis (four fibres out of six) were removed from the model.(Bedi, Dines et al. 2010). The teres-minor was not removed, since this muscle is not torn in more than 90% of rotator cuff tears (Melis, Defranco et al. 2011).

Adjustment of the muscular optimisation criterion:
The muscular optimisation criterion of the CTA model was slightly different from that of the intact model (quadratic criterion). Indeed, the CTA model used a pure min/max optimisation criterion, which maximised the muscle synergism of the system (Rasmussen, Damsgaard et al. 2001). In other words, the system was allowed to use all its muscular resources to overcome the CTA and elevate the arm as high as possible. Accordingly, the “maximum elevation angle” was chosen as the elevation position at which the activation in the most solicited muscle was greater than 100%, which indicated that the physiological limit of the simulated shoulder had been reached.

ARTICLE 3. INFLUENCE OF PROSTHETIC HUMERAL HEAD SIZE AND MEDIAL OFFSET ON SHOULDER MECHANICS IN THE CONTEXT OF CUFF TEAR ARTHROPATHY: A NUMERICAL STUDY:

Le troisième objectif spécifique consiste en l’analyse numérique de l’influence d’un déport médial élevé jumelé à une tête humérale prothétique surdimensionnée sur la mécanique de l’ARC. Cette étude met ainsi à contribution le modèle d’ARC proposé dans l’article 2 dans le contexte de l’hémiarthroplastie. Cette fois, une comparaison est réalisée entre le modèle d’ARC sans prothèse (coefficient de friction de 0.3) et trois géométries de tête humérale prothétique simulées dans le modèle (coefficient de friction de 0.15), soit une tête anatomique, une tête surdimensionnée et une tête surdimensionnée avec déport médial élevé. Ces différentes comparaisons permettent de distinguer l’influence de chaque paramètre (friction et géométrie) sur la fonction de l’épaule atteinte d’ARC. Les paramètres étudiés sont : le bras de levier, la force maximale (strength) et la force appliquée par le deltoïde moyen ; les forces de contact (glénohumérale et acromiohumérale) et l’élévation maximale. Cette étude suggère que le déport médial élevé jumelé à une tête humérale prothétique surdimensionnée diminue la force de contact acromiohumérale et augmente l’amplitude de mouvement de manière plus prononcée que la tête humérale prothétique surdimensionnée.

The present study used the CTA shoulder model presented in our previous study (Lemieux, Nuño et al. 2012). Annex 5.a also provides a description of this CTA model (i.e. modified contact surfaces, muscular optimisation criterion and condition of the rotator cuff), but also a description of the intact shoulder model from which the CTA model was created (origin of the anthropometric data, modelling assumptions, and definition of the musculotendinous model).

Study protocol:
In the present study, the CTA model with no simulation of prosthetic head geometry was used as a reference model. We simulated this scenario with a friction coefficient of 0.3. This value was chosen based on the results of our previous study (Lemieux, Nuño et al. 2012), which showed that higher friction coefficients (0.3 and 0.6) associated with CTA lead to a poor range of motion. Thereafter, three prosthetic head geometries were simulated using the CTA model but with a friction coefficient of 0.15, corresponding to the average coefficient among those reported for the instrumented hemiprosthesis (Bergmann, Graichen et al. 2011) (Figure 5.1). The sizes of the prosthetic geometries were validated by the surgeon (coauthor). The “anatomical” prosthetic head geometry was chosen to fit the “native” anatomy of the humeral head, which was determined with a three-dimensional computer-aided-design software (3D CAD) (Catia V5®, Dassault Systèmes, Vélizy-Villacoublay, FRANCE). Accordingly, a radius of curvature of 27 mm and a MO of 7 mm were used for the ‘‘anatomical’’ geometry. For the “oversized” prosthetic head geometry, the radius of curvature was increased by 20 % (32 mm) . This oversized head visually allowed a more stable articulation of the hemiprosthesis with the glenoid and acromion, similarly to the study of Field, Dines et al. (1997) (Figure 5.1 B & C). For the “oversized with large MO” prosthetic head geometry, the radius of curvature was also 32 mm and the MO was increased by 10 mm (17 mm) (Figure 5.1 C). This MO was approximated by the orthopaedic surgeon involved in the present study (co-author) to be the maximum allowable MO, being slightly higher than the maximum medial offset (14 mm) reported in the literature (Lemieux, Hagemeister et al. 2012). Glenohumeral passive structures such as ligaments, capsule, cartilage or labrum were not simulated.

Studied parameters:
Six parameters were studied: the moment arm, strength and force of the middle deltoid; the gleno-humeral contact force (GHCF), the acromio-humeral contact force (AHCF) and the maximum elevation angle. The moment arm of the middle deltoid was computed as the average moment arm among the four fibres originating from the acromion and was plotted in the results over the entire range of elevation. In the present study, the two components of the average activation of the deltoid (i.e. applied force and strength) were plotted on the same graph (Figure 5.3). This method allowed to assess the influence of the prosthetic geometries on the mechanics of the deltoid through the study of its strength, while the influence of other parameters such as friction were assessed through the study of the deltoid applied force. Moreover, the intersection of both the deltoid applied force and strength corresponded to a deltoid saturation (activity = 100%), which indicated the “maximum elevation angle” that the shoulder was physiologically able to reach (see section 1.2.2 of Annex II). The contact forces (GHCF, AHCF) were plotted up to the maximum elevation angle, since any value beyond this point has no physiological sense. We compared each configuration (CTA without prosthesis, “anatomical” head, “oversized” head, and “oversized with large MO” head) to assess the influence of each biomechanical change (friction and head geometry) on the mechanics of the shoulder .

Simulated movement:
In the present study, the joint coordinate systems and rotation sequences followed the recommendations of the International Society of Biomechanics (ISB) (Wu, van der Helm et al. 2005). Using the same terminology as the ISB, an “elevation in the plane of the scapula” was simulated up to 150° (thoraco-humeral angle). The wrist was constrained to stay in the scapular plane, which is formed by three landmarks on the scapula (angulus inferior, trigonum spinae and angulus acromialis). The arm was set in a position of neutral rotation and the forearm was in full pronation. Rotations of the clavicle and scapula (including scapulohumeral rhythm) were driven by first order regression coefficients of Groot and Brand (2001), which are based on the thoraco-humeral elevation plane and the thoracohumeral elevation. The inferior tip of the scapula was constrained to follow an ellipsoid used to approximate the shape of the thorax. This “intact” kinematics of the shoulder complex was used by the CTA model.

DISCUSSION GÉNÉRALE:

L’objectif général de la présente thèse était d’analyser de manière numérique les paramètres biomécaniques influençant la fonction de l’épaule atteinte d’arthropathie de rupture de coiffe (ARC). Cet objectif était divisé en trois objectifs spécifiques. Une synthèse des résultats des trois articles associés à ces objectifs est présentée dans le prochain paragraphe, suivi des limitations et recommandations et de la conclusion du présent travail.

CONCLUSION:

À titre de conclusion, il convient de mettre en valeur les grandes contributions du présent travail. La première contribution a été la création d’un modèle de l’épaule atteinte d’ARC. Dans un contexte où les simulations numériques sont de plus en plus populaires en ingénierie biomécanique et dans le domaine médical, un tel modèle pourrait s’avérer un outil intéressant aussi bien pour l’ingénieur que pour le chirurgien voulant étudier chaque variable pouvant affecter la biomécanique préopératoire et postopératoire d’un patient. Aucun autre modèle de ce genre n’a été proposé jusqu’à maintenant. Les travaux précédents avaient surtout mis l’emphase sur la caractérisation de la mécanique d’une RMCR (De Wilde, Audenaert et al. 2002; McCabe, Nicholas et al. 2005; Steenbrink, de Groot et al. 2006; Hansen, Otis et al. 2008). Le présent travail a donc permis de considérer l’ARC dans son ensemble et dans toute sa complexité et ce, pour la toute première fois.

Table des matières

INTRODUCTION 
CHAPITRE 1 REVUE DE LA LITTÉRATURE 
Épaule saine
Os et articulations
Mouvements du complexe de l’épaule
Rotation des os
Translation des os
Muscles gléno-huméraux
Muscle deltoïde
Coiffe des rotateurs
Structures passives
Morphologie de l’humérus et de la glène
Arthropathie de rupture de coiffe (ARC)
Rupture massive de la coiffe des rotateurs (RMCR) irréparable
Modification du contact articulaire et du degré d’instabilité
Paramètres biomécaniques influençant la fonction de l’épaule atteinte
d’ARC
Traitement de l’ARC par l’arthroplastie
Hémiprothèse humérale à tête anatomique
Prothèse humérale à tête surdimensionnée
Hémiprothèse humérale avec tête adaptée à l’ARC
Prothèse totale inversée
Résumé
Outils d’analyse de la biomécanique de l’épaule
Analyse expérimentale
Méthode in-vitro
Méthode in-vivo
Analyse numérique
Modélisation par éléments finis
Modélisation musculo-squelettique
Modèle musculo-squelettique de l’épaule AnyBody
Cinématique du complexe de l’épaule
Géométrie du deltoïde
Contrainte de stabilité gléno-humérale
Algorithme de cinématique dépendante de la force
Simulation des structures passives
Résumé
Choix du type d’analyse
CHAPITRE 2 HYPOTHÈSES ET OBJECTIFS 
CHAPITRE 3 ARTICLE 1. INFLUENCE OF THE MEDIAL OFFSET OF THE PROXIMAL HUMERUS ON THE GLENOHUMERAL DESTABILISING FORCES DURING ARM ELEVATION: A
NUMERICAL STUDY
Résumé
Abstract
Introduction
Materials and methods
Description of the shoulder model
Sensitivity study
Results
Discussion
CHAPITRE 4 ARTICLE 2. MECHANICAL ANALYSIS OF CUFF TEAR ARTHROPATHY DURING MULTIPLANAR ELEVATION WITH THE ANYBODY SHOULDER MODEL 
Résumé
Abstract
Introduction
Materials & methods
Intact shoulder model
CTA shoulder model
Simulation of the massive rotator cuff tear
Simulation of acromio-humeral and gleno-humeral contacts
Adjustment of the muscular optimisation criterion
Shoulder mechanics: intact vs. CTA (no friction)
Shoulder mechanics: effect of friction in the CTA model
Results
Shoulder mechanics: intact vs. CTA (no friction)
Shoulder mechanics: CTA with friction (μ = 0.15, 0.3, 0.6)
Discussion
CHAPITRE 5 ARTICLE 3. INFLUENCE OF PROSTHETIC HUMERAL HEAD SIZE AND MEDIAL OFFSET ON SHOULDER MECHANICS IN THE CONTEXT OF CUFF TEAR ARTHROPATHY: A NUMERICAL SENSITIVITY STUDY 
Résumé
Abstract
Introduction
Materials and methods
Study protocol
Studied parameters
Simulated movement
Results
Middle deltoid moment arm
Middle deltoid strength and force
Contact forces
Comparison between the models
Discussion 
CHAPITRE 6 DISCUSSION GÉNÉRALE 
Synthèse des articles
Limitations et recommandations
Simulation numérique de l’ARC
Mouvement simulé
Patron de rupture massive de coiffe
Rotation compensatoire de la scapula
Co-activation des muscles antagonistes
Modèle de l’épaule AnyBody
Modélisation musculaire
Cinématique du complexe de l’épaule
CONCLUSION

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