Biomechanica van het kniegewricht: een gedetailleerd eindig elementenmodel

Transcriptie

1 Biomechanica van het kniegewricht: een gedetailleerd eindig elementenmodel Isabelle Waterplas Promotoren: prof. dr. ir. Benedict Verhegghe, dr. ir. Matthieu De Beule Begeleiders: dr. ir. Sofie Van Cauter, ir. Wouter Devriendt Masterproef ingediend tot het behalen van de academische graad van Master in de ingenieurswetenschappen: biomedische ingenieurstechnieken Vakgroep Civiele Techniek Voorzitter: prof. dr. ir. Peter Troch Faculteit Ingenieurswetenschappen en Architectuur Academiejaar

2

3 Voorwoord Deze scriptie vormt het sluitstuk van mijn studies burgerlijk ingenieur. De voorbije jaren zijn, soms een moeilijke, maar vooral een heel leerrijke en verruimende ervaring geweest. Deze scriptie vormt daarbij het hoogtepunt waarbij ik de opgedane kennis van de voorbije jaren heb kunnen toepassen. Dit was echter niet mogelijk geweest zonder de steun en het vertrouwen van een aantal mensen, die ik hiervoor graag zou bedanken. Ten eerste zou ik graag mijn promotoren, Prof. Benedict Verhegghe en Prof. Matthieu De Beule, willen bedanken. Ook bedank ik Sofie Van Cauter en Jan Victor om deze thesis mogelijk te maken. In het bijzonder zou ik ook doctoraatsstudent Wouter Devriendt willen bedanken voor zijn begeleiding en steun, en voor het beantwoorden van mijn talloze vragen. Ten slotte wil ik ook mijn vriend, ouders en vrienden bedanken voor hun steun en de nodige ontspanning gedurende deze periode. "De auteur geeft de toelating deze masterproef voor consultatie beschikbaar te stellen en delen van de masterproef te kopiëren voor persoonlijk gebruik. Elk ander gebruik valt onder de beperkingen van het auteursrecht, in het bijzonder met betrekking tot de verplichting de bron uitdrukkelijk te vermelden bij het aanhalen van resultaten uit deze masterproef. Isabelle Waterplas, 3 juni 2013 v

4

5 Overzicht In deze scriptie wordt een volledig eindig elementenmodel van de knie opgesteld, vertrekkend van ruwe MR (Magnetic Resonance) beelden, met de bedoeling dit model te kunnen gebruiken in de klinische praktijk. Hiervoor wordt op het einde van de scriptie al een eerste stap in deze richting ondernomen, er wordt namelijk aan de hand van het model een vergelijkende studie gemaakt tussen de anteromediale portal (AM) en transtibiale (TT) voorste kruisband reconstructietechnieken. Deze scriptie bestaat uit drie grote delen: Terminologie, anatomie en voorste kruisband Een eerste hoofdstuk behandelt de anatomische terminologie. Een notie van deze termen is noodzakelijk om tot een goed begrip van de rest van deze scriptie te komen. De overige hoofdstukken van Deel 1 omvatten de literatuurstudie. Hierin worden de anatomie van de knie, de VKB (voorste kruisband ACL anterior cruciate ligament) en de verschillende aspecten van VKB letsels en reconstructies uitgebreid besproken. Eindig elementenmodel In het tweede deel van deze scriptie wordt het eindig elementen model van de knie stap voor stap opgebouwd. Een eerste hoofdstuk ervan gaat over het segmenteren en meshen in Mimics en 3-matic. Een zijsprong wordt gemaakt naar het meshen met hexaëder elementen in 3D Slicer. Hierna worden de gebruikte materiaalmodellen voor de verschillende onderdelen opgesteld en de belangrijkste stappen van het model in Abaqus overlopen. Er worden drie modellen opgebouwd: Model 1 is het model van de gezonde knie, bij Model 2 wordt de VKB vervangen door een transplantaat zoals dit zou gebeuren bij een AM-reconstructie operatie en Model 3 is het model van een TT-gereconstrueerde knie. Simulaties In het laatste deel worden enkele simulaties uitgevoerd. Ten eerste wordt er een sensitiviteitsanalyse uitgevoerd om het effect van de meshdensiteit op de resultaten te onderzoeken. Hierna worden de pivot-shift en Lachman test besproken en wordt er een vergelijking gemaakt tussen deze beweging opgelegd op een gezonde knie en opgelegd op een VKB gebrekkige knie. Ten slotte wordt aan de hand van deze bewegingen de vergelijking gemaakt tussen de AM- en de TT- techniek. Sleutelwoorden Kniegewricht, eindig elementenmodel, voorste kruisband (VKB), transtibiale- en anteromediale portal VKB reconstructie vii

6

7 Biomechanics of the knee: a detailed finite element model Isabelle Waterplas Supervisor(s): Benedict Verhegghe, Matthieu De Beule, Sofie Van Cauter and Wouter Devriendt This study describes a detailed three-dimensional finite element (FE) model of the human knee. The aim of the development of this model was comparing two different ACL reconstruction techniques, namely the anteromedial portal and the transtibial technique, since this is still a controversial topic in knee surgery. For this comparison, three models where created, one of the healthy knee and two as if a reconstruction was performed. The bones are modeled as rigid bodies, the cartilage and menisci as linear elastic material and the ligaments as transversely isotropic. The model was developed with the aim to use it for other applications in the future, like studying different ACL grafts and investigating meniscus scaffolds. Keywords- Human knee, finite element model, anterior cruciate ligament (ACL), ACL reconstruction, anteromedial portal (AM) technique, transtibial (TT) technique. because both tunnels may be drilled independently. This could result in a more anatomically correct placement of the tunnels. It s a safe and effective method, but has a learning curve. Another disadvantage is that the femoral tunnel should be drilled with the knee in hyperflexion, which is awkward and requires an extra assistant during this critical step. Although biomechanical tests show better results for the AM technique, this is not yet clinically proven [2]. The ideal tunnel placement remains a controversial topic so far. I. INTRODUCTION The knee is the most complex ligament of the human body. It serves as a hinge between the femur and the tibia. The knee is held together by four ligaments: two collateral ligaments (lateral and medial) and two cruciate ligaments (anterior and posterior). The ACL is one of the most frequently injured ligaments in the knee, this can range from a small tear to a completely torn ACL. In the US, the occurrence of ACL injury is estimated at annually, of which are treated surgically [1]. The most common reasons are a sudden stop, turn or change in direction. These kind of movements are common in certain sports, such as football, basketball and skiing, so people who practice these sports have a higher risk of an ACL injury. In some cases, an ACL reconstruction is necessary, where an auto-, or allograft replaces the natural ACL. With an ACL reconstruction, two tunnels should be drilled, one in the femur and one in the tibia. The drilling of these tunnels can be done by means of two common techniques: the transtibial technique or the anteromedial portal (anatomic) technique, shown in Figure 1. With the TT technique, the femoral tunnel is drilled through the tibial tunnel, with the consequence that the two tunnels are dependent from each other. This technique is easy, fast and the most familiar to many surgeons. With the anteromedial portal technique, as the name implies, the femoral tunnel is drilled through an anteromedial portal. This technique offers a greater degree of freedom to the surgeon Fig.1. A comparison of ACL graft tunnel orientation: AM (anatomic) versus TT [2] The objective of this study is to make a comparison between those two techniques based on a detailed FE model. II. METHODS The created model is based on MR (magnetic resonance) images of the right knee of a female cadaver. MR images are chosen because the visibility of the ligaments is much better compared to CT (computed tomography) images. Segmentation of the bones, cartilage, menisci and ligaments is done in Mimics v A disadvantage of the MR images is that the segmentation in Mimics has to be done more manually compared to CT, because no preset windows are available. Creating volume meshes is done in 3-matic v7.01 for tetrahedral and in 3DSlicer v3.6.3 for hexahedral elements. Afterwards, three models are created in Abaqus v6.10. Model 1 is the model of the healthy knee, Model 2 and Model 3 are an adaptation of Model 1 as if an ACL reconstruction operation with respectively the AM and TT technique were performed. To make the comparison, two movements were imposed: the pivot shift test and the Lachman test. These are tests used to detect a torn ACL. The pivot-shift movement, which is 30 degrees of flexion and 20 degrees of torsion, is imposed by applying two moments to the tibia and fixing the six degrees of freedom (DOF s) of

8 the femur. The Lachman test was imposed by flexing the femur 30 degrees, while fixing the DOF s of the tibia and subsequently applying an anterior displacement to the tibia, while fixing the DOF s of the femur en some DOF s of the tibia. III. MATERIALS The bones are modeled as rigid bodies. The cartilage and menisci as lineair elastic materials, with a Young s modulus of E=10MPa and E=59MPa respectively and a Poisson ratio of =0.46 and =0.49 respectively [3][4]. The ligaments as well as the grafts are modeled as transversely isotropic materials, since their fiber structure makes them much stronger in the longitudinal direction than in the transverse direction. In Abaqus this is defined by the engineering constants, which are described in Table 1 [5][6]. The material orientation is defined by one or more local coordinate systems. Table 1. Material constants for ligaments and graft Fig.2. Comparison of pivot-shift test imposed on Model 1 (ACL intact and ACL deficient), Model 2 and Model 3 The comparison between a linear and a quadratic geometric order of the ligaments results in minimal differences, except the smaller standard deviation with the quadratic geometric order. Because the hexahedral mesh should be investigated more thoroughly first, we decide to continue with the tetrahedral model with the coarsest mesh, since convergence has occurred. Model 1 ACL intact Model 1 ACL deficient ACL/PCL/M CL/LCL Patellar tendon graft E 1 (E p ) 34,5 MPa 22,5 MPa E 2 (E p ) 34,5 MPa 22,5 MPa E 3 (E t ) 345 MPa 225 MPa 12 ( p ) 0,22 0,27 13 ( pt ) 0,022 0, ( pt ) 0,022 0,027 G 12 (G p ) 14 MPa 8,9 MPa G 13 (G t ) 168 MPa 109,5 MPa G 23 (G t ) 168 MPa 109,5 MPa IV. RESULTS Model 2 AM Model 3 TT Model 1 of the healthy knee is used to perform a mesh sensitivity analysis. The element type (tetrahedral and hexahedral elements) as well as the mesh density and the geometric order (linear versus quadratic) are investigated. For the tetrahedral mesh the maximum triangle edge length (MTEL) is varied from 10 mm, 2 mm, 1.5 mm to 1 mm. The hexahedral mesh density is altered by varying the edge length from 1 mm to 0.7 mm, a finer mesh made the model instable. The average maximum principal stresses of the ACL with their standard deviations are compared, as well as the stability and the stress distribution visually. It can be concluded that the hexahedral mesh gives lower average maximal principal stresses, which can be caused by the oversmoothing that has been performed to obtain a working model. Fig.3. Comparison of Lachman test imposed on Model 1 (ACL intact and ACL deficient), Model 2 and Model 3 The pivot-shift as well as the Lachman test are much less hindered when the ACL deficient knee model is compared to the ACL intact model. This indicates that those two movements are adequate for investigating the influence of the graft (placement) with ACL reconstruction techniques.

9 The comparison between the healthy knee, the ACL deficient knee and the AM- and TTreconstructed knees shows that both grafts hinder the movements much less than an intact ACL, to the extent that the AM-reconstructed model has almost no difference compared to the ACL deficient knee. Figure 2 and 3 show the positions of the knee after respectively the pivot-shift and Lachman test were imposed on the healthy knee, the ACL deficient knee and the AM- and TTreconstructed knees. This can be caused by the small diameter of the graft or the insufficient material model. Since those uncertain parameters are the same with both reconstruction models, comparing only those two makes more sense. The AM graft hinders both movements less than the TT graft, especially with the pivot shift test, resulting in lower stresses in the graft but higher stresses in the other ligaments. V. DISCUSSION The result of this study is a working detailed finite element model that can be used in clinical practice to study different aspects of the human knee, although some more research in the future is recommended, especially when modeling the materials and the grafts. Since material investigations into human tissues are scarce, it was difficult to compose a validated material model for the ligaments and graft. We suggest that more research should be done or potentially performing new material tests when developing a FE model of the knee, to overcome this problem. A second recommendation is doing more research into the hexahedral mesh since literature suggest these elements are better in stress analyses. Due to the limited scope of this paper, this path was not studied thoroughly. At the moment there is a big tradeoff between virtual functionality and anatomic accuracy when modeling the grafts, since the virtual placement occurs much more straightforward than in reality, where it is patient-specific fitting. As a result, a simplification of reality was required in this study which made the modeling possible but the results less reliable. This makes the comparison of the reconstructed knees not yet very validated and more investigations are recommended. REFERENCES [1] AAOS. (2009, september). ACL Injury: Does it require surgery?, consulted April 2013, from OrthoInfo: [2] Potter, M. S., Werner, F. W., Sutton, L. G., & Schweizer, S. K. (2012, juli). A comparison of Anterior Cruciate Ligament graft tunnel orientation: Anatomic vs. transtibial. Clinical Biomechanics, 27(6), [3] Hart, A. N., Minns, R. J., Nabhani, F. N., & Muckle, D. S. (1999). An examination of the internal stresses in articular cartilage of the human patella. The Knee, 6(3), [4] Peña, E., Calvo, B., Martinez, M. A., Palanca, D., & Doblaré, M. (2005). Finite element analysis of the effect of meniscal tears and menisectomies on human knee biomechanics. Clinical Biomechanics, 20(5), [5] Wilson, T. W., Zafuta, M. P., & Zobitz, M. (1999). A Biomechanical Analysis of Matched Bone-Patellar Tendon-Bone and Double-Looped Semitendinosus and Gracilis Tendon Grafts. The American Journal Of Sports Medicine, 27(2), [6] Myer Kutz, & McGraw-Hill. (2003). Standard Handbook of Biomedical Engineering & Design. New York.

10

11 INHOUDSTAFEL Inhoudstafel Hoofdstuk 1 Inleiding... 1 Deel I Anatomie en VKB... 3 Hoofdstuk 2 Anatomische terminologie... 5 Hoofdstuk 3 De knie... 7 Hoofdstuk 4 De voorste kruisband Structuur en functies VKB letsels VKB onderzoeken Hoofdstuk 5 VKB reconstructie Enkele- versus dubbele-tunnel reconstructie Tunnelplaatsing: transtibiaal versus mediale portal techniek Initiële spanning Transplantaatmaterialen Biologische transplantaten Artificiële ligamenten Chirurgische fixatietechnieken In vivo falen Deel II Modelleren Hoofdstuk 6 Segmenteren en meshen Botten Kraakbeen en menisci Ligamenten Assembly Hexaëders met 3D Slicer Hoofdstuk 7 Materiaalmodellen Botten Kraakbeen en menisci Natuurlijke ligamenten xiii

12 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT 7.4 Transplantaat Hoofdstuk 8 Model in Abaqus Model 1: gezonde knie Model 1A: gezonde knie met tetraëder mesh Model 1B: gezonde knie met hexaëder mesh Model 2: knie na VKB operatie met AM-techniek Model 3: knie na VKB operatie met TT-techniek Deel III Simulaties Hoofdstuk 9 Mesh sensitiviteitsanalyse Hoofdstuk 10 Vergelijking AM- versus TT-techniek Pivot-shift test Lachman test Vergelijking AM- en TT- techniek Pivot-shift test Lachman test Conclusie Hoofdstuk 11 Conclusie Bijlage A: Analyse tunnels AM- en TT-techniek Bibliografie Lijst van figuren Lijst van tabellen xiv

13 TABEL VAN AFKORTINGEN EN SYMBOLEN Tabel van afkortingen en symbolen AKB AM AP BC cae file CT DB DOF E EEA EEM FK FL FS G Hex HU inp file LCL LM LTK MCL MM MR MTEL MTK odb file PL RF punt SB SS STD stl file STS Tet TT NTS VKB Achterste kruisband (ACL- anterior cruciate ligament) Anteromediaal portal Anterieur posterieur (anterior posterior) Boundary condition Complete Abaqus environment file Computed tomography Double bundle Degree of freedom Elasticiteitsmodulus Eindige elementen analyse (FEA- Finite element analysis) Eindige elementen methode (FEM Finite element method) Femurkraakbeen Ligament van de fibulakop Finite sliding Glijdingsmodulus Hexaëders Hounsfield unit Input file Lateraal collateraal ligament Laterale meniscus Lateraal tibiakraakbeen Mediaal collateraal ligament Mediale meniscus Magnetic resonance Maximum triangle edge length Mediaal tibiakraakbeen Output database file Posterolateraal Referentiepunt Single bundle Small sliding Standaarddeviatie Stereolithography file Surface to surface Tetraëders Transtibiaal Node to surface Voorste kruisband (PCL- posterior cruciate ligament) Poisson-factor xv

14

15 1. INLEIDING Hoofdstuk 1 Inleiding Het kniegewricht is het meest complexe gewricht van het menselijk lichaam. Het vormt het scharnier tussen het dijbeen (femur) en het scheenbeen (tibia), en moet zowel voor stabiliteit als beweging zorgen. De knie wordt samengehouden door vier ligamenten: twee collaterale ligamenten (lateraal en mediaal) en twee kruisbanden (voorste en achterste). De voorste kruisband (VKB) loopt van de achterzijde van het femur naar de voorzijde van de tibia, schuin door het midden van de knie. Hiermee voorkomt dit ligament dat de tibia te veel naar voor beweegt en voorziet het in rotationele stabiliteit. Figuur 1.1 Voorste kruisband scheur (AAOS, 2009) De VKB is één van de vaakst geblesseerde ligamenten in de knie. Een VKB blessure is een verstuiking waarbij het ligament gedeeltelijk of volledig gescheurd is, zie Figuur 1.1. In de Verenigde Staten wordt het aantal gevallen van een VKB blessure jaarlijks geschat op , waarvan er operatief behandeld worden. (AAOS, 2009) De vaakst voorkomende redenen zijn een plotse stop, draai of verandering in richting, extreme hyperextensie (=non contact mechanismen, in 70% van de gevallen) of direct contact (30%) van het kniegewricht. Deze bewegingen zijn veel voorkomend in bepaalde sporten, zoals voetbal, basketbal en skiën, waardoor mensen die deze sport beoefenen een hoger risico op VKB blessures lopen (AAOS, 2009). In sommige gevallen is een VKB reconstructie noodzakelijk. Bij een VKB reconstructie worden twee tunnels geboord: één in de tibia en één in het femur. Het boren van deze tunnels kan via twee veel voorkomende technieken gebeuren: de transtibiale techniek (TT) of de anteromediale portal (AM) techniek. Bij de transtibiale techniek wordt de femurtunnel door de tibiatunnel geboord, waardoor de twee tunnels niet onafhankelijk zijn van elkaar. Deze techniek is de meest vertrouwde voor vele chirurgen, de snelste en eenvoudigste. Bij de anteromediale portal techniek wordt, zoals de naam het aangeeft, de femurtunnel door een anteromediale portaal geboord. Deze techniek biedt een grotere mate van vrijheid aan de chirurg doordat beide tunnels onafhankelijk van elkaar kunnen worden geboord. Hierdoor zouden de tunnels anatomisch correcter kunnen worden geplaatst. Het is een veilige en effectieve techniek maar heeft een leercurve. Een ander nadeel is dat de femurtunnel geboord moet worden met de 1

16 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT knie in hyperflexie, wat onhandig is en een extra assistent vereist gedurende deze kritische stap. Figuur 1.2 geeft de tunnelposities van deze twee technieken weer. Figuur 1.2: Links: Transtibiale techniek (Arthrex). Midden: 3D model van de femorale tunnels (Potter, Werner, Sutton, & Schweizer, 2012) Rechts: Anteromediale portal techniek (Duong Nguyen) Hoewel biomechanische testen betere resultaten geven voor de AM- techniek, is dit nog niet klinisch bewezen. Eén van de hypothesen hiervoor is dat de anatomische reconstructie een asymmetrische belasting van het transplantaat veroorzaakt, maar ook dit is nog niet aangetoond. (Potter, Werner, Sutton, & Schweizer, 2012) De ideale plaatsing van de tunnels in een VKB reconstructie blijft tot op heden dus controversieel. In deze scriptie Biomechanica van het kniegewricht: een gedetailleerd eindig elementenmodel, wordt een gedetailleerd kniemodel ontwikkeld waarmee deze twee technieken met elkaar vergeleken worden. Biomechanica is de wetenschap die de natuurkundige mechanica toepast bij het bestuderen van bewegingen van de gewrichten, spieren en ledematen van mens en dier. De eindige elementen methode (EEM finite element method FEM) waarmee het model opgesteld is, is een numerieke techniek die een complex probleem discretiseert, dit wil zeggen opdeelt in een groot aantal eenvoudigere elementen, die kunnen opgelost worden in relatie tot elkaar, om zo tot een benaderende oplossing te komen. Er wordt gesproken van een gedetailleerd model omdat de echte geometrie en realistische materiaaleigenschappen van de ligamenten gemodelleerd worden, in tegenstelling tot veel andere modellen waar de ligamenten gesimplificeerd worden tot veer-elementen. Om dit model op te stellen wordt vertrokken van MR-beelden van de rechterknie van een vrouwelijk kadaver. Deze MR beelden hebben een snededikte van 0,5 mm en een pixel grootte van 0,469 mm. Er wordt gekozen voor MR beelden omdat de zichtbaarheid van de ligamenten hierop veel beter is. Een nadeel is dat MR beelden veel moeilijker zijn om te segmenteren in Mimics, aangezien hiervoor geen vooringestelde vensters beschikbaar zijn, zoals voor CT beelden. Hierdoor zal er veel meer handmatig moeten worden gesegmenteerd. In de toekomst kan het opgestelde model nog worden gebruikt voor tal van andere toepassingen, zoals het bestuderen van verschillende VKB transplantaten (grafts), het verder ontwikkelen van een kinematisch model om de krachten tijdens verschillende kniebewegingen te onderzoeken, het bestuderen van het algemene gedrag van de knie, het onderzoeken van meniscus scaffolds, etc. 2

17 Deel I Anatomie en VKB

18

19 2. ANATOMISCHE TERMINOLOGIE Hoofdstuk 2 Anatomische terminologie Omdat in deze scriptie heel wat anatomische termen voorkomen, wordt eerst een kort overzicht gegeven van de anatomische terminologie die nodig is om tot een goed begrip te komen van de verdere hoofdstukken. De anatomische stand is het referentiekader voor alle anatomische aanduidingen. Deze stand is een rechtopstaande mens met de voeten naar voren en de benen licht gespreid, de armen naast het lichaam en de handpalmen naar voren gericht. De anatomische vlakken onderscheiden vóór, achter, links, rechts, boven en onder van elkaar. Deze vlakken zijn weergegeven in Figuur 2.1, links. Het coronale of frontale vlak, dat verticaal staat en van links naar rechts loopt, verdeelt het lichaam in een ventraal en een dorsaal gedeelte, respectievelijk een voor- en achterkant. Het sagittale of paramediale vlak staat verticaal, loopt van voor naar achter en verdeelt het lichaam in een linker- en rechterdeel. Wanneer dit vlak precies in het midden van het lichaam loopt, spreken we van het mediaan of midsagittaal vlak. Het transversale of axiale vlak loopt horizontaal en verdeelt het lichaam in een boven- en ondergedeelte, respectievelijk een superieur en inferieur gedeelte. (LearningSupport) Figuur 2.1 Anatomische vlakken, assen en richtingsaanduidingen van het menselijk lichaam (LearningSupport) De doorsneden van deze vlakken bepalen de hoofdassen van het lichaam. De kruising van het coronale en het midsagittale vlak vormt de verticale of longitudinale as van het lichaam. Deze as is de lengte-as en staat bij de anatomische stand loodrecht op de grond. De kruising van het coronale en transversale vlak vormt de transversale of horizontale as. De transversale as loopt van links naar rechts en staat loodrecht op de verticale as. Ten slotte wordt de sagittale as gevormd door de kruising van het midsagittale en transversale vlak. Deze as loopt van achter naar voor en staat dus loodrecht op de verticale en transversale as. (LearningSupport) Deze assen zijn weergeven in Figuur 2.1, midden. 5

20 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Vervolgens worden nog enkele termen verduidelijkt die gebruikt worden voor richtingsaanduidingen. Deze zijn weergegeven in Figuur 2.1, rechts. Lichaamsonderdelen die naar de bovenzijde van het lichaam toe gelegen zijn, worden aangeduid met de term superieur (hoger gelegen superior). Het tegenovergestelde, plaatsaanduidingen voor delen die lager liggen, wordt inferieur (inferior) genoemd. Plaatsaanduidingen met betrekking tot het midden worden verduidelijkt met de termen mediaal en lateraal. Mediaal, wat midden betekent, duidt onderdelen aan die in het midden of naar het midden/de verticale as van het lichaam toe liggen. Lateraal betekent zijkant en duidt onderdelen aan die van het midden weg liggen. Proximaal (dichtbijgelegen) is een plaatsaanduiding voor een lichaamsonderdeel dat naar het centrum van het lichaam toe ligt, terwijl distaal de aanduiding is voor een lichaamsonderdeel dat weg van het centrum ligt. Posterieur (posterior) en anterieur (anterior) hebben betrekking op de voor- en achterkant van het lichaam. Posterieur wijst op een onderdeel dat naar achter gelegen is, terwijl anterieur duidt op een deel dat naar voren gelegen is. Dorsaal wijst op een lichaamsonderdeel aan de rugzijde en ventraal op een deel aan de buikzijde van het lichaam. Valgus geeft een standafwijking van de ledematen aan wanneer het distale deel van het ledemaat van de lichaamsas weg wijst. Een gevolg hiervan zijn X-benen (genua valga). Het tegenovergestelde is varus, wat een standafwijking naar de lichaamsas toe is. Het gevolg hiervan zijn O-benen (genum varum). (LearningSupport) Valgus- en varusstand worden verduidelijkt in Figuur 2.2. Wanneer er gesproken wordt over links en rechts, stelt de spreker zich in de plaats van de patiënt. Figuur 2.2 Valgus- en varusstand (LearningSupport) Wanneer men naar röntgen-, MR-, CT- of andere beelden in het coronale vlak kijkt, worden deze beoordeeld alsof men voor de patiënt staat en hem aankijkt. Scans in het transversale vlak worden in rugligging van onderen bekeken. Drie belangrijke bewegingsrichtingen die zullen voorkomen in deze scriptie zijn flexie, extensie en rotatie. Extensie is het strekken van de ledematen, terwijl flexie het buigen is. Interne rotatie, ook mediale rotatie genoemd, is het draaien van een ledemaat om de verticale as naar de middenlijn van het lichaam toe. Het tegenovergestelde, externe rotatie of laterale rotatie, is het draaien van een ledemaat om de verticale as, van de middenlijn van het lichaam weg. Bij externe rotatie van het been wijzen de tenen van het lichaam weg. 6

21 3. DE KNIE Hoofdstuk 3 De knie Het kniegewricht is een scharnier dat het femur (dijbeen) met de tibia (scheenbeen) en fibula (kuitbeen) verbindt. Het gewricht wordt langs de voorzijde beschermd door de patella (knieschijf). De onderkant van het femur bestaat uit twee bolvormige koppen (condyli). Deze koppen rusten op de vrijwel vlakke, horizontale bovenkant van de tibia. Het kniegewricht bestaat eigenlijk uit drie gewrichten: het femoropatellair gewricht (tussen het femur en de patella) en de twee tibiofemorale gewrichten (tussen de twee condyli van het femur en de meniscus die steunt op de tibia). De opbouw van het kniegewricht is weergegeven in Figuur 3.1. Figuur 3.1: De opbouw van het kniegewricht. (Eustice, 2012) Het tibiofemorale gewricht is een bicondylair gewricht. Flexie en extensie zijn mogelijk. Toch is er ook enige draaiing mogelijk wanneer het gewricht volledig of gedeeltelijk geplooid is. Wanneer het gewricht volledig gestrekt is, voorkomen de ligamenten en de menisci dat het kniegewricht nog kan roteren. Het femoropatellair gewricht is een vlak gewricht: bij plooien van de knie glijdt de patella langs de dijbeengroeve. Het kniegewricht heeft een specifiek vergrendelingsysteem, dat steun geeft bij het rechtstaan: wanneer men de knie strekt, rollen de twee condyli van het femur over de condyli van de tibia. De laterale femorale condylus stopt voor de mediale, waardoor het femur draait op de tibia, de ligamenten meedraaien en de menisci samengedrukt worden. De spanning in de ligamenten zorgt voor de stevigheid die enkel door de popliteus spier ontgrendeld kan worden. Kraakbeen, een dun en elastisch weefsel bedekt het femur, tibia en patella. Kraakbeen bestaat voornamelijk uit collageen, de structuurproteïne in het lichaam. Het geeft steun en flexibiliteit aan 7

22 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT de gewrichten. Bij een normaal, gezond gewricht is het kraakbeen enkele millimeters dik, glad en wit. Het kraakbeen waarborgt een soepel verloop van de bewegingen en voorkomt dat de botten zelf tegen elkaar wrijven. De menisci, een speciaal soort kraakbeen, namelijk fibrokraakbeen, fungeert als spacer tussen het femur en de tibia en verdeelt op deze manier de druk. De menisci zijn twee C-vormige delen en wordt vandaar ook semi-lunair kraakbeen genoemd. De twee delen zijn dikker aan de buitenzijde en worden dunner naar de binnenzijde toe. Ze zijn vlak aan de onderzijde en uitgehold aan de bovenzijde. Op deze manier past het bolvormige uiteinde van het femur beter op het vlakke uiteinde van de tibia. De menisci beschermen niet enkel het bot maar fungeren ook als schokdempers. Door hun elasticiteit kunnen ze schokken en stoten opvangen, ze kunnen naar buiten uitzetten wanneer ze een grote neerwaartse kracht moeten opvangen. Een andere rol is het beperken van AP translatie, vooral in een VKB gebrekkige knie. Een verandering in vorm, structuur of volume van het kraakbeen kan er voor zorgen dat druk op het gewricht pijnlijk wordt. Het synovium is het membraan dat het gewricht omringt en een beschermde zak vormt. Deze zak is gevuld met een viskeuze synoviale vloeistof. Buiten extra schokdemping zorgt deze vloeistof dat het kraakbeen wordt voorzien van de noodzakelijke voedingsstoffen. Het zorgt eveneens voor de smering, net als voor het verwijderen van metabolieten uit het gewricht. Daarnaast voorziet het ook van een gepaste omgeving voor de cellen die betrokken zijn bij de afweerprocessen, zoals het verwijderen van lichaamsvreemde materialen en organismen. De gewrichtsbanden of ligamenten zorgen voor de stevigheid van de knie. Het kniegewricht heeft een mediale en een laterale band (uitwendig), deze zorgen voor de zijdelingse stabiliteit. De kruisbanden (inwendig) zorgen voor stabiliteit in haakse richting: de voorste kruisband voorkomt mede hyperextensie en zorgt ervoor dat de tibia niet te ver naar voor kan bewegen, de sterkere achterste kruisband voorkomt dat de tibia naar achter kan bewegen of het femur naar voren. De knie wordt versterkt door verschillende spierpezen (Marieb & Hoehn, 2011). De kniebeweging is een complexe beweging. De flexie/extensie gaat immers gepaard met een kleine rotatie. Bij het plooien en strekken zal de tibia een beetje roteren, naar mediaal bij het plooien en naar lateraal bij het strekken. 8

23 4. DE VOORSTE KRUISBAND Hoofdstuk 4 De voorste kruisband 4.1 Structuur en functies Een ligament is een compacte band van collageen weefsel (vezels) dat een gewricht overspant en is aan weerszijden vastgemaakt aan het bot. Het verschil met pezen is dat ze krachten overbrengen van bot naar bot, terwijl pezen krachten overbrengen van spier naar bot. Ligamenten verschillen onderling in grootte, vorm, oriëntatie en locatie. De bevestiging aan het bot wordt de insertie (aanhechtpunt) genoemd. De knie heeft vier belangrijke ligamenten: de twee collaterale ligamenten (lateraal en mediaal) en de twee kruisbanden (voorste en achterste). Het zijn complexe structuren die zowel elastisch als sterk moeten zijn. De voorste kruisband (VKB - anterior cruciate ligament - ACL) biedt de voornaamste restrictie bij posterieure verplaatsing van het femur t.o.v. de tibia. Het dient ook als een belangrijke secundaire restrictie voor varus- valgus rotatie en interne-externe rotatie. De VKB is enerzijds bevestigd aan het femur, anderzijds aan de tibia. Tijdens extensie zijn de aanhechtingspunten verticaal ten opzichte van elkaar en de bundels parallel, tijdens 90 flexie zijn de aanhechtingspunten horizontaal en de bundels gekruist. Een natuurlijke VKB heeft een gemiddelde lengte van 38 mm (25 tot 41 mm), en een gemiddelde breedte van 10 mm (7 tot 12 mm). De dwarsdoorsnede van het ligament aan de aanhechtpunten is groter dan in het midden. De twee hoofddelen zijn de kleine anteromediale (AM) band en een grotere posterolaterale (PL) bundel, genoemd naar hun aanhechtpunten. Deze zijn respectievelijk strak tijdens flexie en strak tijdens extensie. Over de precieze functie van deze bundels bestaat nog steeds controverse. Sommige studies beweren dat de AM en de PL bundel even belangrijk zijn in de anteroposteriore translatie en rotatiestabiliteit van de knie, anderen concluderen dat de AM bundel een grotere rol zou spelen bij de translatie- en de PL bundel bij de rotatiestabiliteit door zijn meer lateraal femorale positie. Gabriel et al. constateren uit hun studie dat onder anterieure tibiale belasting met een knie bijna in extensie, de PL bundel meer belasting draagt dan de AM bundel (Gabriel et al., 2004). Wanneer de knie meer dan 30 geplooid is, zou de AM bundel een groter deel van de last dragen. Wanneer de knie onder een hoek van 30 opgelegd werd aan rotatiebelasting van valgus en interne tibiale draaimomenten, zouden de AM en de PL bundel een even groot aandeel hebben in het dragen van de belasting. Figuur 4.1 geeft de twee bundels van de VKB, hun aanhechtingsplaatsen en de invloed op de rotatiestabiliteit van de knie weer. 9

24 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Figuur 4.1: Links: schematische voorstelling van de 2 bundels van de VKB. Midden: de aanhechtingsplaatsen van de AM en PL bundel van de VKB (A) op het femur en (B) op de tibia. Rechts: PL bundel is verantwoordelijk voor rotatiestabiliteit, AM bundel voor translatiestabiliteit. (Behzadi, 2012) Ligamenten hebben, zowel als pezen, een belangrijke rol in de musculoskeletale biomechanica van de mens. De hiërarchische structuur, die ook bij pezen terug te vinden is, speelt hier een belangrijke factor. Een ligament of pees is opgebouwd uit bundels (fascicles), die moeilijk te scheiden zijn, wat aangeeft dat ze op een bepaalde manier verbonden zijn. Deze bundels bestaan uit collageen fibrillen uitgelijnd over de lange as en fibroblasten, omgeven door een matrix. De eigenschappen van deze fibrillen dragen bij tot de bekende non-lineaire spanning-rek relatie van ligamenten. Ze vertonen een onderliggende golving of krimp over de lengte, wat waarschijnlijk gerelateerd is met de belasting van de ligamenten. Wanneer de ligamenten belast worden ontkrimpen er enkele gebieden zodat het ligament kan verlengen en op deze manier wordt schade aan het ligament voorkomen. Deze hiërarchische structuur is weergegeven in Figuur 4.2. Biochemisch gezien zijn ligamenten twee derde water en één-derde vaste materie. Het water draagt vooral bij aan de celfuncties en het viscoelastisch gedrag, dat later besproken wordt. De vaste materie bestaat vooral uit collageen, waarvan 85% type I collageen. Figuur 4.2: Structuur van pezen en ligamenten (Kasterlic) Biomechanische eigenschappen De vezelstructuur zorgt voor een zeer complex mechanisch gedrag. Er ontstaat bijvoorbeeld een variabele spanning tussen de vezelbundels, een variabele modulus afhankelijk van de belasting, etc. Door het uitgelijnde type I collageen netwerk, dat hoge belastingen kan dragen met weinig vervorming, heeft de VKB een aanzienlijke sterkte en modulus. De maximum kracht die de VKB moet opvangen bij normale activiteiten loopt uiteen in de literatuur. De waarden liggen tussen de 10

25 4. DE VOORSTE KRUISBAND 150 en de 500N voor een gemiddelde volwassenen. De treksterkte is ten minste 38 MPa en de elasticiteitsmodulus rond de 300N/mm, de densiteit 1.2 g/cm³ en de Poisson ratio ongeveer Doordat ligamenten een vezelstructuur hebben zijn ze stijver in de langsrichting van het ligament dan loodrecht er op. De mechanische eigenschappen nemen toe tijdens de ontwikkeling en nemen nadien weer af met ouder worden. (Dunn, 1998) (Myer Kutz & McGraw-Hill, 2003) (Soni, Chawla, Mukherjee, & Malhotra, 2011) De belangrijkste mechanische functie van het ligament is het stabiliseren van het gewricht en het begeleiden doorheen het bewegingsbereik. Een belangrijke eigenschap hierbij is hun non-lineair, anisotroop mechanische gedrag. Wanneer de viscoelasticiteit verwaarloosd wordt, dan hebben ligamenten een typische spanning-rek curve, weergegeven in Figuur 4.3. Men kan drie regio s onderscheiden: de toe region, de linear region en de yield and failure region. Onder normale omstandigheden functioneren ligamenten in de eerste twee regio s, wat een non- lineaire spanning-rek curve is. In de toe-region vindt het bovenvermelde ontkrimpen van de collageen fibrillen plaats. In de tweede, bijna lineaire, regio wordt de collageen fibril ruggegraat uitgerekt. Omdat het ontkrimpen van de fibrillen natuurlijk gemakkelijker gebeurt dan het uitrekken van de ruggengraat, heeft deze eerste regio een lagere stijfheid. De derde regio wordt bereikt wanneer de individuele fibrillen energie blijven absorberen en beginnen te falen, de schade loopt op en de stijfheid wordt gereduceerd. Figuur 4.3: Drie hoofdregio s spanning-rek curve ligamenten (University of Michigan, 2011) Een tweede functie, het bieden van gewrichtshomeostase, heeft betrekking op het viscoelastisch gedrag. Dit impliceert tijds- en geschiedenisafhankelijk mechanisch gedrag, dat de complexe interacties tussen proteïnen (vb. type I, III, V collageen, elastin), grondsubstantie (vb. proteoglycanen en glycolipiden) en water reflecteert. Viscoelastische materialen hebben drie grote karakteristieken: kruip, relaxatie en hysteresis. Kruip wordt gedefinieerd als de deformatie (of verlenging) onder een constante, cyclische repetitieve belasting. De eigenschappen van kruip zijn weergegeven in Figuur 4.4, links. Kruip is een belangrijke factor voor reconstructieoperaties, omdat overtollige kruip in laksheid van het ligament kan resulteren. Een tweede gedrag is relaxatie: de spanning zal afnemen bij een aanhoudende vervorming. Dit wordt geïllustreerd in Figuur 4.4, rechts. Dit viscoelastisch gedrag speelt een belangrijke rol in de klinische praktijk door vermoeiingsbreuk te voorkomen. Wanneer men loopt bijvoorbeeld, treedt er cyclische spanningsrelaxatie op, waarbij de piekspanning in het weefsel afneemt met elke cyclus. 11

26 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Figuur 4.4: Links: kruip bij ligamenten. Rechts: relaxatie bij ligamenten (University of Michigan, 2011) De laatste karakteristiek, hysteresis, omvat dat een viscoelastisch materiaal bij belasting en bij het wegnemen van de belasting niet dezelfde curve gaat vertonen, een deel van de energie gaat verloren, zoals weergegeven in Figuur 4.5. Figuur 4.5: Hysteresis bij viscoelastische materialen (University of Michigan, 2011) Men kan opmerken dat bij toenemende belastingscycli het verschil in hysteresis alsmaar kleiner wordt. Men zou dus pseudo- elastische eigenschappen kunnen gebruiken om het spanning-rek gedrag van non- lineaire materialen zoals ligamenten te benaderen. Een derde functie van het ligament is zijn rol in gewrichtsproprioceptie 1 (University of Michigan, 2011). 4.2 VKB letsels VKB letsels zijn één van de meest voorkomende knieletsels in sport. Ze kunnen variëren van milde letsels, zoals een kleine scheur tot zware letsels waarbij het ligament volledig doorgescheurd is, zoals weergegeven in Figuur Proprioceptie: def. Een gespecialiseerde variatie van het tastgevoel met inbegrip van bewegings- (kinesthesie) en positiegevoel (Lephart, Pincivero, & Rozzi, 1998) 12

27 4. DE VOORSTE KRUISBAND Figuur 4.6: MR scan van een knie met een VKB scheur (Utukuri, Somayaji, Khanduja, Dowd, & Hunt, 2006) VKB blessures zijn vaker non-contact letsels dan letsels door direct contact. Een vaak voorkomende reden is een plotse vertraging en/ of verandering van richting van de knie. Ook hevige landingen, landingen met stijve benen of het draaien van de knie tijdens het landen kunnen een oorzaak zijn. Wanneer men recht op de hielen landt, worden de krachten rechtstreeks opgevangen door het kniegewricht. Wanneer hierbij de benen gestrekt zijn, staat de laterale femorale condylus rechtstreeks op het schuine tibiaplateau. Het resulterende voorwaartse glijden van de tibia moet volledig opgevangen worden door de VKB, wat een scheur tot gevolg kan hebben. VKB letsels komen het vaakst voor bij jonge atleten, specifiek bij hogeimpact sporten of sporten waarbij je scherpe bochten moet maken. Men heeft gemerkt dat vrouwen vaker een VKB scheur hebben dan mannen, dit kan te wijten zijn aan het verschil in anatomie tussen man en vrouw. Een andere risicogroep zijn oudere mensen die uitglijden of vallen. Het ligament zal bij deze groep sneller scheuren doordat dit al meer versleten is. De VKB dient voornamelijk voor de stabilisatie van de knie. Wanneer je spieren errond stevig genoeg zijn, is het voor sommige mensen mogelijk te functioneren zonder VKB. Vaak wordt echter gekozen voor een VKB reconstructieoperatie, zeker bij ernstige scheuren en/of wanneer men nog risicosporten wil beoefenen. Het doel van dergelijke operatie is om de functies van de oorspronkelijke VKB te reproduceren. Deze reconstructieoperatie wordt later in detail besproken. Verschillende andere mogelijkheden om de knie te herstellen naar zijn originele mobiliteit zijn mogelijk. Onder andere conservatief management. Deze techniek wordt vooral toegepast voor kleine scheurtjes. Hierbij moet de patiënt enkele maanden rehabiliteren, zodat de spieren rondom het gescheurde ligament kunnen aansterken. Verder bestaan nog biochemische modulatie, weefselkweek (tissue engineering), gentherapie etc. Hier wordt niet verder op ingegaan. Verder moet men ook onderzoeken op andere knieletsels, die vaak samengaan met een VKB blessure, zoals AKB scheuren, botkneuzingen, etc. Een ontbrekende of gescheurde VKB verhoogt ook het risico op andere knieblessures en wordt geassocieerd met een vroeg begin van osteoartrose 2. 2 Osteoartrose: def. Vorm van botreuma, een degeneratie waarbij zowel beenwoekering als kraakbeen destructie een rol spelen (VlaamseReumaligavzw, 2012). 13

28 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT 4.3 VKB onderzoeken Wanneer men vermoedt dat de VKB gescheurd is, kunnen verschillende tests uitgevoerd worden, waaronder de meest gekende pivot-shift test, Lachman test en anterior drawer test. Deze tests zijn allen gebaseerd op kniebewegingen waarbij de VKB maximaal geactiveerd wordt en dus een ander resultaat zullen geven wanneer deze beweging uitgevoerd wordt op een VKB intacte en een VKB gebrekkige knie. De VKB begrenst onder andere extreme voorwaartse beweging van de tibia ten opzichte van het femur. Bij een beweging van 30 graden flexie is het de VKB die de grootste bijdrage levert aan het voorkomen van die translatie. Wanneer de VKB gescheurd is, wordt dit dus vaak gekenmerkt door een abnormale anterieure translatie van de tibia. De VKB voorkomt eveneens abnormale rotatiebewegingen van het femur. De pivot-shift test en Lachman test, die verder besproken en toegepast zullen worden, zijn gebaseerd op bovenvermelde bewegingen waarbij de VKB maximaal belast wordt: 30 flexie, rotatie en anterieure translatie van de tibia. Figuur 4.7: Voorstelling van de pivot-shift, Lachman en anterior drawer test (Ebell, 2005) Bij de pivot-shift test wordt de knie tot ongeveer 30 graden gebogen en wordt het onderbeen naar binnen gedraaid (endorotatie) en in valguspositie gebracht. Wanneer de VKB gescheurd is, zal het onderbeen naar buiten toe uit het gewricht schuiven. Deze test reproduceert de beweging waarbij men door de knie zakt als gevolg van een scheur in de VKB en is weergegeven in Figuur 4.7, links. Mits modelleren beperkingen met zich meebrengt, wordt de beweging vereenvoudigd tot 30 graden flexie en 20 graden torsie. Zoals vermeld, kan ook de Lachman test gebruikt worden voor het controleren van de knie op een VKB scheur. Hierbij ligt de patiënt ontspannen in ruglig en wordt de knie 30 graden gebogen. De medicus neemt de distale femur met één hand en de proximale tibia met het andere hand, zoals weergegeven in Figuur 4.7, midden. Vervolgens duwt men de tibia naar voren. De test wordt beoordeeld op de grootte van de verschuiving van de tibia ten opzichte van het femur (waarbij eerst een AKB letsel uitgesloten moet worden) en het al dan niet duidelijk aanwezig zijn van een eindpunt. Volgens sommige bronnen moet de verschuiving van de tibia van de knie met de vermoedelijke VKB scheur vergeleken worden met verschuiving die voorkomt bij de gezonde, VKB intacte knie. Volgens Stedman s Medical Dictionary zou een verplaatsing van meer dan 4 mm sowieso duiden op een positieve test (Lippincott & Wilkins, 2006). 14

29 5. VKB RECONSTRUCTIE Hoofdstuk 5 VKB reconstructie De laatste jaren zijn intra-articulaire arthroscopische technieken met een biologische transplantaat de gouden standaard in VKB reconstructieoperaties. Hierop zal dan ook de focus liggen in dit hoofdstuk. Het al dan niet slagen van een VKB reconstructie wordt beïnvloed door de keuze van transplantaat, de plaatsing van de tunnels, initiële spanning, fixatiemethode, etc. Enkele van deze aspecten worden hier verder besproken. In paragraaf 5.1 wordt het onderscheid tussen enkeleen dubbele-tunnel reconstructie toegelicht. In 5.2 wordt de plaatsing van de tunnels besproken: anteromediaal portal en transtibiaal. Paragraaf 5.3 licht kort de invloed van de initiële spanning van het transplantaat toe. In paragraaf 5.4 en 5.5 gaan we verder in op de verschillende types transplantaten, waarvan de patellapees en hamstringspees de belangrijksten, en de verschillende fixatiemethoden. Paragraaf 0 ten slotte handelt over het in vivo falen. De praktische aspecten van de operaties worden buiten beschouwing gelaten. De besproken chirurgische technieken zijn arthroscopische intra-articulaire technieken, de extra articulaire en open technieken worden niet besproken omdat deze verouderd zijn en/ of in de praktijk niet (veel) meer gebruikt worden. 5.1 Enkele- versus dubbele-tunnel reconstructie Zoals eerder vermeld bestaat de VKB uit twee bundels, een anteromediale (AM - anteromedial) en een posterolaterale (PL - posterolateral) bundel, waarvan de AM de belangrijkste wordt geacht. Daarom focussen de traditionele enkele-bundel (SB - single bundle) technieken op het reconstrueren van deze AM bundel. Volgens verscheidene studies is deze enkele-bundel techniek echter ontoereikend om rotatiebelasting te beheersen en ervaren sommige patiënten na de reconstructie nog instabiliteit. Recentelijk werden ook dubbele bundel (DB - double bundle) reconstructies uitgevoerd, waarbij twee transplantaten worden gebruikt om zowel de AM als de PL bundel na te bootsen. Hierbij worden er twee femorale en twee tibiale tunnels geboord. Sommige studies zouden aantonen dat DB technieken effectiever zijn, met name op vlak van rotatie stabiliteit, het restaureren van anterieure tibiale translatie en het reduceren van AP laxiteit. Andere rapporteren dan weer geen verschillen tussen beide technieken. Deze techniek heeft natuurlijk meer chirurgische variabelen die het resultaat van de reconstructieoperatie kunnen beïnvloeden. Eén van deze is de krachtendistributie tussen de AM en de PL bundel en het mogelijks overbelasten van één van de twee. (Woo et al., 2006) Daarom wordt deze technisch complexere, duurdere en tijdrovendere techniek vaak in vraag gesteld. (Misonoo et al., 2012) De dubbele bundel techniek kan zowel een anatomische als niet-anatomische reconstructie zijn, afhankelijk van het aantal en plaatsing van de tunnels. Figuur 5.1 illustreert dit. 15

30 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Figuur 5.1: Links: non-anatomische dubbele- bundelreconstructie met 1 tibiale en 2 femorale bevestigingen. Rechts: Anatomische dubbele-bundelreconstructie met 2 tibiale en 2 femorale bevestigingen. (Yasuda, Kondo, Ichiyama, Tanabe, & Tohyama, 2006) De SB techniek reconstrueert maar één bundel en is dus minder anatomisch correct dan de dubbele- bundel reconstructie. De plaatsing van de tunnels kan ook op verschillende manieren, wat mee de mate van anatomische correctheid bepaalt, zie paragraaf 5.2 Tunnelplaatsing: transtibiaal versus mediale portal techniek. Het vervolg van deze scriptie handelt enkel over de enkele- bundel reconstructie. 5.2 Tunnelplaatsing: transtibiaal versus mediale portal techniek Een ander aspect dat even belangrijk of misschien wel belangrijker is dan het aantal tunnels, voor de stabiliteit van de knie, is de plaatsing van de tunnels. De cruciale tunnel hierbij is de tibiale tunnel. De volledige beschrijving van de complexe aanhechting van de VKB of transplantaat vereist drie dimensies. De meeste gekende informatie is echter gebaseerd op twee dimensionale data (van planaire röntgenfoto s). Lang is de sagittale positie van de transplantaten erkend als een belangrijke factor voor het restaureren van de stabiliteit. Recent heeft men echter ontdekt dat ook de coronale positie van de tunnels een grote invloed heeft op de stabiliteit. De arthroscopische enkele- bundel technieken kunnen ingedeeld worden in de enkele-incisie transtibiale techniek en de anteromediale portaal techniek, waarbij de positie van de tunnels in het coronale vlak verschilt, zie Figuur 5.2. Klinische resultaten hebben nog geen significante verschillen tussen beiden aangetoond. Figuur 5.2: Links: Transtibiale techniek (Arthrex). Midden: Femorale tunnelposities bij beide technieken (Potter, Werner, Sutton, & Schweizer, 2012) Rechts: Anteromediale portal techniek (Duong Nguyen) 16

31 5. VKB RECONSTRUCTIE Bij de transtibiale techniek wordt de femorale tunnel door de tibiale tunnel geboord, wat tot gevolg heeft dat de femorale tunnel niet onafhankelijk van de tibiale tunnel geboord kan worden en de posities van elkaar afhankelijk zijn. Wanneer de tibiatunnel dus misplaatst wordt, zal ook de femurtunnel niet op de juiste positie geboord worden. Nochtans zouden sommige onderzoeken aangetoond hebben dat een relatief onafhankelijke plaatsing van de femurtunnel mogelijk is, aan de hand van technische modificaties van de hoek en de startpositie. Studies zouden ook aangetoond hebben dat de oorspronkelijke VKB insertie te distaal op de laterale femorale condylus ligt om met de transtibiale techniek geboord te worden. De tibiale tunnel zou ook vaak te posterior geboord worden. Gevaar bestaat dat het VKB transplantaat te verticaal komt te staan, wat leidt tot rotatie-instabiliteit. De laatste jaren wordt erkend dat meer en meer falende transplantaten te wijten zijn aan dergelijk verticaal georiënteerde transplantaten. Deze techniek is voor de meeste chirurgen de meest vertrouwde. Het is een snelle en gemakkelijke methode en de knie moet niet verder dan 90 flexie geplooid worden tijdens het boren van de femorale tunnel. Sommige chirurgen beweren dat het herstellen van de anatomische femorale insertie onmogelijk blijft met de transtibiale techniek, zelfs met technische aanpassingen. Daarom werd een techniek ontwikkeld waarbij de tibiale en de femorale tunnel onafhankelijk van elkaar geboord worden: de (antero)mediale portal techniek. Bij de anteromediale portal techniek (anatomische techniek), maakt men gebruik van een anteromediaal portaal om de femorale tunnel te boren. Deze techniek verschaft de chirurg een grotere graad van vrijheid omdat de positie van de femorale tunnel niet afhankelijk is van de positie van de tibiale tunnel. Dit verschaft de mogelijkheid voor een meer anatomisch correcte plaatsing van het transplantaat en zo een verbeterde AP (anteroposteriore) laxiteit en reductie in interne rotatie zonder extra complexiteit. Een studie van Bedi et al. heeft aangetoond dat een grotere knieflexie bij de AM portaal techniek inderdaad toelaat de femorale tunnel schuiner te boren, maar dat er zo ook een groter risico voor te korte tunnels en voor posterior wall blowout ontstaat (Bedi, Raphael, Maderazo, Pavlov, & Riley, 2010). Deze techniek is veilig en effectief, maar heeft een leercurve. Een nadeel is dat de femurtunnel geboord moet worden met de knie in hyperflexie 3, wat onhandig is en een extra assistent vereist tijdens deze kritische stap (Brown, 2009). Biomechanische tests hebben de voordelen van anatomische technieken aangetoond, maar deze betere resultaten heeft men nog niet klinisch kunnen aantonen. Eén van de hypothesen voor het ontbreken van klinische bevestiging, is dat de schuiner geplaatste tunnels (in het frontale vlak), bij de anatomische reconstructies, asymmetrische belasting over het transplantaat veroorzaken. Potter et al. hebben in hun studie dit verschil echter niet kunnen staven. (Potter, Werner, Sutton, & Schweizer, 2012) De ideale plaatsing van de tunnels in een VKB reconstructie blijft tot op heden controversieel. Naast voorgaande arthroscopische technieken kan men ook een open techniek gebruiken. Een voorbeeld hiervan is een mini-arthrotomie 4. Voorstanders van deze techniek beweren dat dit de gemakkelijkste manier is om beide tunnels op de exact juiste plaats te boren en dat de arthroscopische technieken geen voordelen bieden ten opzichte van deze open techniek. 3 Hyperflexie: def. Mogelijkheid tot overmatige buiging in een gewricht, tot passieve uitvoering van bewegingen. 4 Arthrotomie: def. Operatie met open incisie in het gewricht 17

32 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT 5.3 Initiële spanning Ook over de invloed van de initiële spanning van het transplantaat op het klinische resultaat van de operatie, bestaat geen consensus. Sommige studies hebben aangetoond dat er geen significante verschillen zijn in post operationele knie kinematica bij hoge en lage initiële spanningen. Andere studies tonen dan weer wel een verschil aan. De literatuur is verwarrend en een eenduidig antwoord is nog niet gevonden. 5.4 Transplantaatmaterialen Zowel biologische als synthetische implantaten kunnen gebruikt worden voor het reconstrueren van de VKB. De biologische transplantaten kunnen opgedeeld worden in autografts, waar men een pees van het eigen lichaam gebruikt, en allografts, waarbij het transplantaat van een overleden donor komt. Synthetische implantaten werden ontwikkeld in een poging de nadelen van de biologische transplantaten op te vangen Biologische transplantaten Mogelijkheden voor autografts zijn: een deel van de patellapees (BPB, bot-patellapees-bot transplantaat), hamstringsautografts of quadricepspeesautografts. Waarvan de eerste twee de meest voorkomende zijn. Dit zijn allemaal intra-articular reconstructiemethoden. Naast deze technieken bestaan er ook extra-articular technieken waarbij men probeert de knie te stabiliseren van buiten het gewricht. Voor deze techniek wordt vaak de iliotibiale band gebruikt. Patellapees autograft Bij een patellapees autograft wordt het middelste derde van de patellapees, inclusief botblokje aan elke zijde, weggenomen. Deze techniek was eind jaren 80 de meest voorkomende keuze. De voordelen van deze methode zijn de lengte van de patellapees, die ongeveer dezelfde is als de VKB, en de stevigere en sneller helende bot-bot fixatie in vergelijking met het pees-bot complex bij de hamstrings autograft. Nadelen zijn anterieure kniepijn, grotere operatiewonden, patellaire stijfheid en bewegingsreductie, donor morbiditeit, verhoogd risico op tendinitis 5, verhoogde pijn bij knielen zelfs jaren na de operatie, etc. Figuur 5.3: Patellapees transplantaat (Gollogly, Smith, & West, 2011) 5 Tendinitis: def. Ontsteking van een pees 18

33 5. VKB RECONSTRUCTIE Een 10 mm brede BPB transplantaat heeft een gemiddelde doorsnede van 45 mm². Het heeft een stijfheid van 210 ± 65 N/mm en een ultieme belasting van 1784 ± 580 N, wat dicht aanleunt bij een jonge, gezonde, natuurlijke VKB (respectievelijk 242 ± 28 N/mm en 2160 ± 157 N (Woo et al. S. L., 1991) ). Het BPB transplantaat heeft een elasticiteitsmodulus van 225 MPa (+/- 129) (Wilson, Zafuta, & Zobitz, 1999) Hamstringautograft De hamstrings of achterdijbeenspieren bestaan uit drie posterieure dijbeenspieren, namelijk de semitendinosus, de semimembranosus en de biceps femoris. De autografts worden gemaakt met de semitendinosus, een secundaire hamstring, alleen, of vergezeld van de gracilis pees, een secundaire adductor, voor een sterker transplantaat. Een lang stuk van de semitendinosus en van de gracilis worden weggenomen, samengeweven en dubbel geplooid. Zo ontstaat er een viervoudige pees die de VKB kan vervangen, ook wel de doubled semitendinosus and gracilis (DSTG) tendon graft genoemd. Soms wordt de semitendinosus ook drie- of vierdubbel geplooid, om een sterker transplantaat te bekomen. Het transplantaat zou sterker en stijver zijn dan de patellapees en er is geen gevaar voor patellaire tendinitis. De meerdere bundels zouden de dubbele-bundel geometrie van een natuurlijke VKB beter reconstrueren. Het nadeel is echter dat de aanhechting aan het bot moeilijker verloopt dan een BPB transplantaat en dat deze langer nodig heeft om te helen. Figuur 5.4: Links: Donorplaats voor de hamstringpees transplantaat (Gollogly, Smith, & West, 2011) Rechts: Viervoudige hamstring autograft (Clinic) Het transplantaat heeft een gemiddelde ultieme belasting van 2422 N (+/- 538), een elasticiteitsmodulus van 145 MPa (+/- 58) en een gemiddelde doorsnede van 57 mm². (Wilson, Zafuta, & Zobitz, 1999) De hamstringpees zou zelf gedeeltelijk kunnen regenereren, maar niet even sterk meer worden als initieel. Quadricepspees autograft Een derde, minder voorkomende, mogelijkheid is het gebruik van de quadricepspees. Het is een brede, dikke pees waaruit een transplantaat van 8 tot 12 mm dik en tot 100 mm lang bekomen kan worden. Het transplantaat kan verkregen worden met of zonder botplug. Hoe dan ook kan men maar aan één kant een botplug nemen, omdat ze langs de andere kant aan de spier verbonden is. Een studie van Stobbly en Fulkerson zou aangetoond hebben dat dit type transplantaat even stabiele resultaten zou vertonen als een patellapees- of hamstringtransplantaat. Daarbij zou een groot voordeel een verminderde donor- morbiditeit zijn. 19

34 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Dit type transplantaat wordt vaak gebruikt voor revisieoperaties en meerdere-ligament reconstructies. Allografts Het gebruik van allografts is de laatste jaren toegankelijker omdat de veiligheid, door sterilisatie en donor screening, ervan recent enorm toegenomen is. Ze worden steriel weggenomen, bewaard door ze in te vriezen en gesteriliseerd door lage- dosis gamma straling. De interesse in allografts is toegenomen omdat het de operatietijd verminderd en er geen kans is voor donormorbiditeit. Het risico op infectie blijft natuurlijk hoger dan bij het gebruik van autografts. Enkele andere nadelen zijn een eventuele verzwakking van de pees door de bestraling, een oudere donor betekent een zwakker transplantaat en de hoge prijs. Als allograft wordt de patellapees, de iliotibial band, de anterieure tibialis pees of de Achillespees gebruikt. Tegenwoordig worden allografts, net als de quadricepspees, vooral gebruikt voor revisieoperaties en meerdere-ligament reconstructies Artificiële ligamenten De nadelen van biologische transplantaten, waaronder donor morbiditeit, hebben ervoor gezorgd dat eind jaren 70 de interesse voor artificiële ligamenten ontstond. Doorheen de jaren zijn verschillende materialen onderzocht voor het gebruik als prothese of transplantaat- augmentatie apparaat, waaronder polytetrafluorethyleen (Gore-Tex), polyethyleentereftalaat (Dacron; Stryker- Meadox and Leeds-Keio ligaments), koolstofvezels (Integraft), en gevlochten polypropyleen (Kennedy Ligament Augmentation Device). Om een materiaal als implantaat te gebruiken, dient dit verschillende eigenschappen te hebben waaronder bio compatibiliteit, mechanische sterkte, geen toxiciteit, gemakkelijke bewerking, laag kost/voordeel ratio en in het geval van scaffold apparaten de mogelijkheid om weefsel te induceren. De eerste generatie synthetische transplantaten hadden zeer geringe mechanische eigenschappen. Tegenwoordig is dit echter geen probleem meer, en hebben de permanente prothesen soms zelfs betere initiële mechanische eigenschappen in vergelijking met de biologische transplantaten. Het Gore-Tex ligament bijvoorbeeld heeft een breukbelasting van 4800 N. Dergelijke artificiële reconstructies werden in de jaren 80 sterk aanbevolen, omwille van hun bevredigende resultaten op korte termijn. Deze artificiële ligamenten boden immers een hele hoop voordelen: geen donor morbiditeit, overvloedig aanbod en significante sterkte, onmiddellijke belasting mogelijk en verminderde postoperatieve rehabilitatie. Lange tijd was echter weinig of niets geweten over hun prestaties op lange termijn. Enkele studies, waaronder Ventura et al. toetsen echter belangrijke nadelen op lange termijn aan; waaronder kruis-infecties, verminderd bewegingsbereik, femorale en tibiale fracturen, knie osteoartritis, tunnel- osteolyse 6 etc. Een knieligament moet zowel trek- als buigkrachten opvangen. Bij een natuurlijk ligament worden de trekkrachten opgevangen door de middelste vezelbundel en de buigkrachten door het kraakbeen aan de botinserties. Een artificieel ligament is sterk genoeg om de trekkrachten op te 6 Osteolyse: def. Verdwijnen van beenweefsel 20

35 5. VKB RECONSTRUCTIE vangen. De buigkrachten zijn een zwakker punt en het breken van het ligament aan de inserties blijft een probleempunt. De laatste jaren is er weer meer interesse naar deze artificiële ligamenten. Maar ondanks de vele onderzoeken en inspanningen is nog geen ideale prothese gevonden. Vermits verder onderzoek nodig is, worden artificiële ligamenten voorlopig nog afgeraden. Zoals eerder vermeld, bestaan er, naast de permanente prothesen ook transplantaataugmentatie apparaten. Deze werden ontwikkeld om de biologische transplantaten te ondersteunen. Ze worden verwacht als ligament te functioneren tot het moment dat biologisch weefsel geïnduceerd wordt, ligamentweefsel wordt, en de rol van het artificiële ligament overneemt. Een voordeel van deze augmentatie-apparaten ten opzichte van de prothesen is het opvangen van de buigkrachten. Dit zwakke punt bij prothesen wordt hier overkomen door de ingroei van kraakbeenweefsel. Ook deze zijn nog niet bewezen effectief te zijn. Hier wordt niet verder op ingegaan. (Dunn, 1998) Tabel 5-1: Ultieme trekbelasting en stijfheid van de intacte VKB en veelvoorkomende autografts (STG=semitendinosus en gracilis) 21

36 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT 5.5 Chirurgische fixatietechnieken Een belangrijke factor voor de stabiliteit, de initiële mechanische eigenschappen en het al dan niet falen van het bot-ligament-bot complex is de chirurgische fixatietechniek. Deze moet immers stevig genoeg zijn om faling door plotse overbelasting of repetitieve submaximale belasting te vermijden en stijf genoeg om de normale stabiliteit van de knie te herstellen, tunnelbeweging te minimaliseren en slippen te voorkomen, vooral in de eerste maanden wanneer de transformatie van mechanische naar biologische fixatie optreedt. Sterkte en stijfheid van het complex hangen immers niet alleen af van de inherente eigenschappen van het transplantaat, maar evenzeer van de fixatiemethode. Ook nadat de biologische fixatie heeft plaatsgevonden, blijft dit een zwakke plek in het complex. Faling treedt immers meestal op aan de bevestigingsplaatsen en niet in het midden van het transplantaat. De initiële breukbelasting van het complex is mogelijks maar 25% van de breukbelasting van het transplantaat. Ook de stijfheid en modulus kunnen gereduceerd worden door de fixatie. De vervorming van het complex zal ook groter zijn in vergelijking met de vervorming van het transplantaat op zich. Hiernaast moet de fixatie ook anatomisch, biocompatibel, veilig, reproduceerbaar en MRI-bestendig (Magnetic Resonance Imaging) zijn. Zoals vermeld in paragraaf 4.1, moet het transplantaat N kunnen opvangen. Dit geldt dus ook voor de fixatie. Hieronder volgt een kort overzicht van de verschillende fixatietechnieken. Het transplantaat kan aan het bot bevestigd worden met hechtingen, nietjes, schroeven, ringen of een combinatie van deze. Eenvoudige hechtingen of nietjes falen al bij zeer lage belastingen (minder dan 200N). Schroeven met sluitringen kunnen belastingen tot N weerstaan en nieuwere fixatietechnieken nog hogere belastingen. (Dunn, 1998) De verschillende fixatiemethoden kunnen ingedeeld worden naargelang het level. Enerzijds de - meer anatomische- opening-fixatietechnieken (aan de gewrichtslijn), anderzijds de extra corticale of niet-openingsfixatietechnieken (op een verder gelegen plaats). Bij openingsfixaties kan een korter transplantaat gebruikt worden, wat de stijfheid doet toenemen en synoviale vloeistof in het transplantaat voorkomt. Het nadeel van niet-openingsfixaties is het gevaar voor longitudinale beweging van het transplantaat in de tunnel, wat tunnelexpansie en loskomen of scheuren van het transplantaat kan veroorzaken. Openingsfixaties zijn dus te verkiezen. Een andere indeling die in de literatuur gemaakt wordt, is directe versus indirecte fixaties. Bij directe fixaties wordt het transplantaat direct vastgemaakt aan het bot, bij indirecte fixaties komt er een tussenstuk kijken. Een laatste indeling is naar type fixatie. Ook dit beïnvloedt de stijfheid. Zo zijn de nietopeningsfixaties Washerloc en Intrafix stijver dan de interferentieschroef, wat een openingsfixatie is. Er bestaan belangrijke verschillen tussen tibiale en femorale fixatie, waarbij de tibiale fixatie de meest problematische is, omdat krachten onderworpen worden aan het transplantaat in lijn met de tibiale tunnel en de botkwaliteit slechter is in de tibiale metaphysis in vergelijking met het femur. 22

37 5. VKB RECONSTRUCTIE 5.6 In vivo falen Zoals eerder vermeld, hangt het falen van het bot-ligament-bot complex van vele factoren af. Vooraleerst van technische aspecten zoals de positie van de tunnels, keuze van het type fixatie, initiële spanning, soort en kwaliteit van het transplantaat etc. Soms is het noodzakelijk dat er na dergelijk falen een revisieoperatie plaatsvind. We focussen hier op de mechanische aspecten en laten soort en kwaliteit van het transplantaat terzijde. Tunnelplaatsing Het is geweten dat een verkeerde plaatsing van de tunnels een van de hoofdredenen is van mislukte VKB reconstructies. In een studie van Bourke et al. onderzocht men het resultaat van VKB reconstructies na 15 jaar. Daaruit, en uit vorige studies, blijkt dat een niet-ideale plaatsing van de tunnels een negatief effect kan hebben op het resultaat van de reconstructie. In 79% van de gevallen waarbij er een breuk van het transplantaat optrad vond men een fout in de positie van het transplantaat, meestal de positie van de tibiale tunnel, die te posterior was. Niet isometrische positionering zal meestal een ongunstig effect hebben op het transplantaat als gevolg van abnormale krachten tijdens activiteit (Bourke & Gordon, 2012). Wat nu juist de correcte plaats is voor de plaatsing van de tunnels is nog steeds een onderwerp van discussie. Type fixatie Vroeger was één van de meest voorkomende problemen bij hamstrings autografts fixatie-slippen. Slippen is gedefinieerd als de verandering in positie van de initiële fixatiepositie bij een specifiek aantal submaximale belastingscycli. Wanneer de fixatie niet sterk en stijf genoeg is, kan het transplantaat wegslippen aan de fixatiezijde voordat er biologische fixatie heeft kunnen optreden. Wanneer het slippen meer dan 3 mm bedraagt, spreekt men van een mislukking. Zwakke fixatie kan er ook voor zorgen dat er microbewegingen ontstaan wat de inbouw in het bot kan vertragen. 23

38

39 Deel II Modelleren

40

41 6. SEGMENTEREN EN MESHEN Hoofdstuk 6 Segmenteren en meshen De ontwikkeling van het gedetailleerd kniemodel verloopt in verschillende stappen. Een eerste stap is het segmenteren van de verschillende onderdelen. Dit gebeurt met behulp van de Mimics v15.01 software (Materialise s Interactive Medical Image Control System). Nadien moet de mesh geoptimaliseerd worden, hiervoor gebruiken we de Mimics remesher, 3-matic v7.01. Zowel de CT- als MR-beelden van de knie die gemodelleerd zal worden zijn beschikbaar. Het grote verschil tussen een CT- en een MRI-scanner is dat een CT-scan gebruikt maakt van röntgenstraling om dwarsdoorsneden te creëren, terwijl MRI hiervoor een sterk magnetisch veld en radiogolven gebruikt. Het contrast in de verkregen CT-beelden wordt bepaald door de attenuatie coëfficiënten van de verschillende weefsels. De densiteitwaarden worden uitgedrukt in Hounsfield eenheden (Hounsfield units, HU) en variëren van tot HU. Het contrast in een MR-beeld wordt ook bepaald door de in het object aanwezige weefsels, maar ook door andere factoren, zoals de sequentie etc. Grofweg kan men stellen dat MRI vooral gebruikt wordt om zachte weefsels (hersenen, spieren, pezen en gewrichtsbanden etc) in beeld te brengen. Omdat de ligamenten een belangrijk deel uitmaken van het model, zal de segmentatie dus gebeuren aan de hand van de MR-beelden. Een nadeel hiervan is dat we de vooringestelde vensters van de maskers niet kunnen gebruiken. Deze zijn immers gebaseerd op de Hounsfield eenheden en dus enkel bruikbaar bij CTbeelden. Er zal dus veel manueel gesegmenteerd moeten worden. Figuur 6.1: Ruwe MR- beelden van de knie geïmporteerd in Mimics 27

42 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT 6.1 Botten Eerst worden de vier botten gesegmenteerd. Dit gebeurt door eerst een standaard CT-bot venster (1250 HU HU) in te stellen, waardoor de meeste weefsels op de MRI aangeduid worden, waaronder de botten, de spieren en het vetweefsel. Doordat het corticaal bot en het kraakbeen zwart kleurt op MRI, kunnen de botten vrij eenvoudig geïsoleerd worden. De maskers van de verschillende botten zijn weergegeven in Figuur 6.2. Nadien wordt een 3D model berekend in optimale kwaliteit. Omdat de maskers veel handmatig bijgewerkt moesten worden, is het verkregen 3D model vrij ruw. Figuur 6.2: Ruwe maskers (raw masks) van het femur (lichtblauw), tibia (lichtpaars), fibula (oranje) en patella (lichtgroen) in coronaal, axiaal, sagitaal en 3D zicht. Het remeshen gebeurt met behulp van de 3-matic software van Materialise. Omdat de spanningen en vervormingen in de botten niet interessant zijn voor deze scriptie, zullen we deze modelleren als starre lichamen. Hierdoor hoeven de botten dus geen volume mesh krijgen, maar is een oppervlakte mesh voldoende. Omdat het 3D model vrij ruw is voornamelijk door de nood aan het veel handmatig segmenteren doordat men met MR-beelden werkt zal het zowel gesmooth als gewrapt worden. Dit gebeurt om scherpe randen die kunnen optreden als ongewenste spanningspieken in de analyse te verwijderen. Vervolgens wordt de functie Autoremesh gebruikt om de mesh kwaliteit te verbeteren, de Fix Wizard doorlopen, waar telkens het advies wordt gevolgd totdat er geen fouten meer gevonden worden en de functie Quality Preserving Reduce Triangles gebruikt. Deze functie vermindert het aantal driehoeken om de rekensnelheid te verhogen tijdens de EEA (Eindige elementen analyse FEA Finite element analysis). Ten slotte wordt er een Inspection Page geopend van desbetreffend onderdeel. Als Shape measure wordt Equi-angle Skewness gekozen. De maximum waarde kan tussen de 0,3 en 0,8/0,9 gekozen worden, hoe lager deze waarde hoe slechter de kwaliteit van de mesh. Een algemene regel is dat de Maximum Geometrical Error maximum één achtste van de pixelgrootte (0,469 mm) mag zijn om de nauwkeurigheid tussen de scanner data en het model te behouden, wat hier dus ±0,06 mm is. Omdat de botten toch gekarakteriseerd zullen worden door één punt (het referentiepunt), kan de Maximum Geometrical Error hier vergroot worden naar 0,12 mm. De Shape Quality Treshold wordt even groot gekozen als de maximum waarde bij de Inspection Page, hier 0,5. De waarden van de overige parameters die gebruikt worden, zijn 28

43 6. SEGMENTEREN EN MESHEN weergegeven in Figuur 6.3 en Figuur 6.4. Figuur 6.5 geeft het femur weer na elke stap in deze procedure. Figuur 6.3: Smooth en wrap parameters Figuur 6.4: Auto Remesh en Quality Preserving Reduce Triangles parameters Figuur 6.5: V.l.n.r.v.b.n.o : ruw 3D model van het femur met positieaanduiding, ruw 3D model van het femur, femur na smoothen, femur na wrappen, femur na remeshen en femur na Quality preserving reduce triangles. De procedure wordt vervolgens ook toegepast voor de tibia en de fibula. Voor het vervolg van deze scriptie wordt de patella weggelaten, deze zal niet in het model opgenomen worden. Mits de gemodelleerde knie al afgesneden was toen de beelden genomen werden, is de patellapees dus ook doorgesneden en daardoor onbruikbaar op de beelden. Daarbij komt dat de patella langs de 29

44 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT bovenzijde vasthangt aan de quadricepspees (die overgaat in de quadricepsspier) en dit dus moeilijk te modelleren is. Voor de simulaties die in deze scriptie uitgevoerd zullen worden, is de patella niet zo van belang. De resultaten van de drie botten zijn weergegeven in Figuur 6.6. Figuur 6.6: Botten na het remeshen (anterieur en posterieur) 6.2 Kraakbeen en menisci Het segmenteren en meshen van het kraakbeen en de menisci gebeurt op ongeveer dezelfde manier. Eerst wordt per onderdeel een masker aangemaakt. Dit gebeurt vrijwel volledig handmatig. Vervolgens worden de maskers doorgetrokken in de aansluitende oppervlakken zodat deze later mooi zullen aansluiten. De verschillende maskers van het kraakbeen en de menisci zijn weergegeven in Figuur 6.7. Figuur 6.7: V.l.n.r.: omlijning van de botten, toevoeging van het femurkraakbeen (donkerpaars), tibiakraakbeen (bordeaux) en patellakraakbeen (lichtgrijs), toevoeging van menisci (grijsblauw). Ook hier wordt dan een 3D model in optimale kwaliteit berekend. Dit wordt vervolgens geremesht op dezelfde manier als de botten in 3-matic. Bij de functies Auto Remesh en Quality 30

45 6. SEGMENTEREN EN MESHEN Preserving Reduce Triangles wordt de Maximum Geometrical Error verlaagd tot 0.06 en de maximale lengte van de driehoekzijden naar 10 mm. Hierna wordt de oppervlakte mesh weer geïmporteerd in Mimics als stl-bestand. Hier worden van de verschillende onderdelen de aansluitende oppervlakken afgetrokken via een booleaanse operatie. Omwille van de nauwkeurigheid worden de geremeshte oppervlakken van elkaar af getrokken en niet de maskers. Door deze booleaanse operatie is de mesh aan de snijvlakken weer een beetje verstoord. Daarom worden de snijvlakken opnieuw geremesht in 3-matic. Dit zal zorgen voor een kleine vermindering in de aansluiting tussen de verschillende oppervlakken, maar een egalere mesh. Om foutmeldingen in Abaqus te voorkomen omdat er volume-elementen zijn die bijna 0 zijn, worden de slechte knooppunten gemarkeerd via de functie Mark Bad Nodes. In deze probleemregio s wordt de mesh handmatig verbeterd totdat er geen fouten meer aanwezig zijn. Dit kan gebeuren door lokaal te smoothen, lokaal te remeshen of de respectievelijke elementen te verwijderen en het bekomen gat op te vullen via de functie Fill Hole Normal. Als laatste stap wordt van al de onderdelen een volume mesh gemaakt in 3-matic via de functie Create Volume Mesh met de Init and Refine methode. Deze volume mesh wordt als inp-file naar Abaqus geïmporteerd. De verschillende stappen van deze procedure zijn verduidelijkt in Figuur 6.8, aan de hand van de mediale meniscus. De uiteindelijke modellen van het femur-, tibia- en patellakraakbeen en de twee menisci zijn weergegeven in Figuur 6.9. Figuur 6.8: Voorbeeld van de procedure aan de hand van de mediale meniscus. Boven,links: ruw 3D model. Boven, rechts: gesmooth model (voor de verschillende smooth-stappen zie Figuur 6.5). Onder, links: gesmooth model na booleaans operatie. Onder, rechts: na remeshen van de snijvlakken. Figuur 6.9: Femurkraakbeen, tibiakraakbeen en menisci na remeshen 31

46 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT 6.3 Ligamenten De vier belangrijkste ligamenten van het kniegewricht, die gemodelleerd zullen worden, zijn de voorste en achterste kruisband, en het mediaal collateraal en lateraal collateraal ligament (respectievelijk het tibiaal collateraal en fibulair collateraal ligament). Figuur 6.10: Knie ligamenten (Vizniak) Een vijfde ligament dat gemodelleerd wordt is het ligament dat de fibula met de tibia verbindt, namelijk het ligament van de fibulakop (ligamentum capitis fibulae, ligament of head of fibula), dat vanaf nu afgekort zal worden als FL. Dit ligament bestaat uit een voorste en een achterste ligament, waarbij het voorste ligament uit twee of drie platte banden bestaat en het achterste uit één dikke band. Omdat dit deel niet echt van belang is voor deze scriptie en de verschillende banden bijna niet te onderscheiden zijn op de MR-beelden, zal dit ligament vereenvoudigd worden tot één dikke band. Figuur 6.11: Maskers van de verschillende ligamenten. Links: contour van femur (lichtblauw) en tibia (lichtpaars) met maskers van de VKB (rood), AKB (roze) en MCL (donkergroen). Rechts: contour van fibula (oranje) met maskers van de LCL (geel) en FL (donkerblauw) Figuur 6.12: VKB, AKB, LCL, MCL en FL na remeshen (posterieur, lateraal en mediaal zicht) 32

47 6. SEGMENTEREN EN MESHEN 6.4 Assembly Figuur 6.13: Finaal model (boven: anterieur (met mesh) en onder,v.l.n.r: anterieur, posterieur, lateraal, mediaal (zonder mesh))- botten (grijs), ligamenten (blauw), kraakbeen (rood) en menisci (groen) 33

48 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Figuur 6.13 geeft het gemeshte finale model weer. Om te controleren of het smoothen en het meshen de oorspronkelijke geometrieën niet te veel beïnvloed hebben, worden de finale onderdelen weer in Mimics geïmporteerd en de contouren weergegeven op de MR beelden, zie Figuur Figuur 6.14: Controle door contouren aan te zetten in Mimics Dit model wordt ten slotte nog voorgelegd aan anatomie-expert doctor-assistent Tom Van Hoof van de vakgroep Medische Basiswetenschappen van de UGent ter controle op anatomische correctheid. 6.5 Hexaëders met 3D Slicer Zoals in Hoofdstuk 8 Model in Abaqus verder besproken zal worden, worden lineaire tetraëders vaak te stijf uitgerekend. Dit probleem kan overkomen worden door de lineaire tetraëders kwadratisch te maken. Hoewel deze elementen goede resultaten geven, zijn hexaëders stabieler en minder beïnvloedbaar door de mesh densiteit. Met het programma 3D Slicer v3.6.3, worden de vier ligamenten gemesht met hexaëders. De laatste versie van 3D Slicer is versie 4, maar deze versie ondersteunt de functies die wij nodig hebben niet. Eerst en vooral worden de finale tetraëder ligamenten nog eens gesmooth, zodat de scherpe randen die ontstaan waren na het aftrekken van de volumes verdwijnen. Deze zouden immers problemen geven bij het creëren van de hexaëder mesh. Vervolgens wordt het stlbestand (Stereolithography file) van het desbetreffend ligament geïmporteerd. Via de module IA_FEMesh worden verschillende blokken rond het ligament geplaatst die men zo goed mogelijk laat aansluiten bij de geometrie. Om een mooie aansluiting te krijgen worden blokken van ongeveer 5 mm lang genomen. Vervolgens worden de mesh seeds toegewezen, waarbij de lengte van de elementen als parameter wordt ingesteld. Figuur 6.15 geeft de ligamenten met hun blokken en de bekomen hexaëder mesh weer, waarbij gekozen is voor een element lengte van 1 mm. 34

49 6. SEGMENTEREN EN MESHEN Figuur 6.15 v.b.n.o.: VKB, AKB, LCL en MCL geïmporteerd in 3DSlicer met selectiekaders (links) en met hexaëder mesh (rechts) Ten slotte wordt de volume mesh, met één smoothing iteratie gecreëerd. Omdat de ligamentgeometrieën redelijk omslachtig zijn, wordt er, bij het opstellen van het Abaqus model (zie Hoofdstuk 8 Model in Abaqus ) af en toe de foutmelding The volume of x elements is zero, small, or negative. verkregen. Wanneer deze foutmelding verschijnt moet er lokaal nog verder gesmooth worden. Het nadeel van deze hexaëder mesh is dat de anatomisch correctheid vermindert doordat de scherpe hoeken uit de geometrie gehaald moeten worden en dus oversmoothing zal gebeuren. 35

50

51 7. MATERIAALMODELLEN Hoofdstuk 7 Materiaalmodellen Om een realistisch kniemodel te bekomen, moeten er materialeneigenschappen toegekend worden aan de verschillende onderdelen. Om een materiaalmodel te definiëren in Abaqus dient men verschillende constanten in te geven. Hier volgt een overzicht van de belangrijkste paramaters die worden gebruikt. Elasticiteitsmodulus (E, Young s modulus)[pa] De elasticiteitsmodulus geeft de verhouding tussen de uitgeoefende spanning en de specifieke vervorming. E = Met = spanning (stress) [Pa] = rek (strain) [dimensieloos] Glijdingsmodulus (G, shear modulus)[pa] De glijdingsmodulus of schuifmodulus beschrijft het effect van het aanbrengen van een afschuifspanning. G = τ = F/A x/l = Fl A x Met τ = F/A = afschuifspanning (shear stress) [Pa] F = kracht die inwerkt [N] A = oppervlakte waarop de kracht inwerkt [m²] = = tan = afschuifhoek (shear strain) [dimensieloos] x = transversale verplaatsing [m] l = initiële lengte [m] Poisson-factor ( Poisson s ratio) [dimensieloos] De Poisson-factor, Poisson ratio, factor van Poisson of dwarscontractiecoëfficiënt beschrijft de rek die ontstaat loodrecht op de richting van de belasting. Wanneer men het materiaal uitrekt of samendrukt in de axiale richting (x-richting), vinden we voor de Poisson-factor: = d = d = d d d d Met = transversale rek (negatief voor axiale trek, positief voor axiale compressie) [dimensieloos] = axiale rek (positief voor axiale trek, negatief voor axiale compressie) [dimensieloos] 37

52 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT 7.1 Botten Doordat er in de botten vrijwel geen vervormingen zullen optreden en we hier ook niet in geïnteresseerd zijn, zullen deze gemodelleerd worden als starre lichamen. Hier zullen dus verder geen materiaaleigenschappen ingegeven worden. 7.2 Kraakbeen en menisci Voor de eenvoud van ons model, worden het kraakbeen en de menisci gemodelleerd als isotrope lineair elastische materialen. Hiervoor wordt verwezen naar voorgaande masterthesis van Amélie Chevalier (Chevalier, ). Voor de materiaaleigenschappen van het gemodelleerde kraakbeen wordt een elasticiteitsmodulus van 10MPa genomen en een Poisson factor van 0,46 (Hart, Minns, Nabhani, & Muckle, 1999). De menisci worden gemodelleerd met volgende materiaaleigenschappen: E= 59MPa en = 0,49 (Peña, Calvo, Martinez, Palanca, & Doblaré, 2005). 7.3 Natuurlijke ligamenten Omdat de ligamenten een belangrijk onderdeel zijn van het model voor deze scriptie, worden deze gemodelleerd als lineair elastische, transversaal isotrope materialen. Hierbij heeft het materiaal dezelfde eigenschappen in één vlak en andere in de richting loodrecht op dit vlak. Zoals besproken in Hoofdstuk 4 De voorste kruisband, paragraaf 4.1 Structuur en functies hebben ligamenten een vezelstructuur waardoor de eigenschappen in de langsrichting van het ligament anders zijn dan loodrecht er op. Een transversaal isotroop materiaalmodel leunt dus veel dichter aan bij de realiteit dan een isotroop materiaalmodel, waarbij het materiaal identieke eigenschappen heeft in alle richtingen. Eerst wordt dieper ingegaan op de termen isotropie, anisotropie en orthotropie om uiteindelijk tot een beter begrip te komen van de term transversale isotropie. Een materiaal is anisotroop wanneer de eigenschappen richtingsafhankelijk zijn, in tegenstelling tot isotropie, wat identieke eigenschappen in alle richtingen impliceert. Orthotropie is een bijzondere vorm van anisotropie. Een orthotroop materiaal heeft verschillende materiaaleigenschappen in twee of drie loodrechte richtingen. Een orthotroop materiaal wordt in Abaqus meestal gedefinieerd door de technische constanten (engineering constants): de drie moduli E1, E2, E3; factoren van Poisson 12, 13, 23; en de glijdingsmoduli G12, G13 en G23, geassocieerd met de drie hoofdassen. De fysische interpretatie van ij is de Poisson ratio die de transversale rek in de j-richting karakteriseert, wanneer het materiaal in de i-richting wordt belast. ij is niet gelijk aan ji. Ze verhouden zich als volgt: =. Aan de hand van deze parameters kan onderstaande spanning-rek matrix berekend worden: 38

53 7. MATERIAALMODELLEN Een speciale klasse van orthotrope materialen zijn de transversale isotrope materialen. Deze materialen hebben dezelfde eigenschappen in één vlak, en andere eigenschappen in de richting loodrecht op dit vlak. Bij dergelijke materialen neemt de spanning-rek matrix volgende vorm aan: Met G = ( ) en E = E = E, = =, = = en G = G = G waarbij p voor in- plane staat en t voor transverse. De stabiliteitsvoorwaarden zijn voor transversaal isotrope materialen zijn de volgende: E, E, G, G > 0 < 1 < E E < E E > 0 Transversaal isotrope materialen kunnen dus volledig gedefinieerd worden aan de hand van vijf onafhankelijke elastisch constanten, in plaats van de negen bij volledig orthotrope materialen. Deze zijn: de elasticiteitsmodulus (Ep) en poisson ratio ( p ) in het 1-2 symmetrievlak, de elasticiteitsmodulus (Et), poisson ratio ( pt ) en glijdingsmodulus (Gt) in de 3-richting. (SIMULIA) Voor de elasticiteitsmodulus van de ligamenten in de longitudinale richting (E t ) wordt 345 MPa genomen en voor de Poisson ratio 0,22. (Soni, Chawla, Mukherjee, & Malhotra, 2011) Voor de transversale elasticiteitsmodulus wordt, bij benadering, één tiende van de longitudinale elasticiteitsmodulus aanvaard (afgeleid uit Figuur 7.1). Voor en wordt 0,022 genomen zodat en, als gevolg van de vergelijking =, 0,22 worden. Op deze manier wordt er voor gezorgd dat de Poisson ratio s niet te groot worden, dit zorgt immers voor foutmeldingen in Abaqus. Tabel 7-1 geeft de waarden weer van de constanten die gebruikt worden voor het ligament-materiaalmodel in Abaqus. 39

54 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Figuur 7.1: Typische ligament reactie op uniaxiale spanning langs de ligament as ("longitudinal") en transversaal op het ligament ("transverse") (Bischoff, Siggelkow, Sieber, Kersh, Ploeg, & Münchinger, 2008) Tabel 7-1: Materiaalmodel ligamenten Formule of VKB/AKB/MCL/LCL benadering E 1 (E p ) E t /10 34,5 MPa E 2 (E p ) = E 1 34,5 MPa E 3 (E t ) 345 MPa 12 ( p ) 0,22 13 ( pt ) p /10 0, ( pt ) = 13 0,022 G 12 (G p ) E p /2(1+ν p ) 14 MPa G 13 (G t ) E t /2(1+ν pt ) 168 MPa G 23 (G t ) =G MPa Om een orthotroop materiaalmodel te definiëren in Abaqus, moeten er lokale assenstelsels toegekend worden door middel van het commando Create Datum in de module Part. Eerst wordt een lokale as gedefinieerd door het aanduiden van twee knooppunten. Op deze manier wordt de richting van de longitudinale as gecontroleerd. Wanneer deze goed is, kan het lokaal assenstelsel gecreëerd worden, aan de hand van dezelfde twee knooppunten (zie Figuur 7.2). Vervolgens wordt de materiaal oriëntatie toegekend. Figuur 7.2: Links: voorbeeld lokaal assenstelsel (VKB). Rechts: overzicht van al de assenstelsels in het model. 40

55 7. MATERIAALMODELLEN Voordat het materiaalmodel toegepast wordt op het eindig elementen model, wordt het eerst getest op een vereenvoudigde geometrie van een ligament. Dit is weergegeven in Figuur 7.3. Hier kan men zien dat het isotroop materiaalmodel even stijf is in beide richtingen en het transversaal isotroop model tien keer minder stijf is in de transversale richting. Figuur 7.3: Testen van het materiaalmodel op een vereenvoudigde geometrie van een VKB. Links: isotroop materiaalmodel. Rechts: transversaal isotroop materiaalmodel 7.4 Transplantaat Zoals besproken in paragraaf 5.4 Transplantaatmaterialen, zijn twee van de meest gebruikte transplantaatmaterialen in een VKB reconstructie de hamstringpees (double-looped semitendinosus-gracilis) en één derde van de patellapees. Daarom wordt in deze scriptie ook gekozen het transplantaat als patellapees of hamstringpees te modelleren. Deze transplantaatmaterialen worden, net zoals de natuurlijke ligamenten, gemodelleerd als een lineair elastisch, transversaal isotroop materiaal. De materiaalconstanten die gebruikt worden zijn weergegeven in Tabel 7-2. Tabel 7-2: Materiaalmodel patellapees- en hamstringpees transplantaat Patellapees transplantaat Hamstringpees transplantaat E 1 (E p ) 22,5 MPa 14,5 MPa E 2 (E p ) 22,5 MPa 14,5 MPa E 3 (E t ) 225 MPa (1) 145 MPa (1) 12 ( p ) 0,27 (2) 0,27 (2) 13 ( pt ) 0,027 0, ( pt ) 0,027 0,027 G 12 (G p ) 8,9 MPa 5,7 MPa G 13 (G t ) 109,5 MPa 70,6 MPa G 23 (G t ) 109,5 MPa 70,6 MPa (1) (Wilson, Zafuta, & Zobitz, 1999) (2) (Myer Kutz & McGraw-Hill, 2003) 41

56 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Omdat het transplantaat bij beide technieken een hoek maakt, is het hier niet mogelijk om de orthotropie te definiëren aan de hand van één lokaal assenstelsel. Daarom worden hier drie elementsets en drie lokale assenstelsels gedefinieerd. Figuur 7.4 geeft deze drie elementsets weer, samen met de drie assen in de langsrichting van het transplantaat waarop de lokale assenstelsels gebaseerd zijn. Figuur 7.4: Drie sets en drie lokale assenstelsels bij het AM-transplantaat Vervolgens wordt voor elk van deze elementsets een sectie gedefinieerd waarbij een materiaal oriëntatie toegekend wordt, gebaseerd op de lokale assenstelsels. 42

57 8. MODEL IN ABAQUS Hoofdstuk 8 Model in Abaqus 8.1 Model 1: gezonde knie Model 1A: gezonde knie met tetraëder mesh Parts Het model wordt opgebouwd in Abaqus Standard v6.10. Het bestaat uit dertien verschillende componenten (parts), namelijk de drie botten (femur, tibia, fibula), vijf ligamenten (VKB, AKB, MCL, LCL, FL), femurkraakbeen, lateraal en mediaal tibia-kraakbeen en twee menisci. De oppervlakte mesh van de botten bestaat uit driehoekige 3-knooppuntsfacetten (R3D3- elementen) en de volume mesh van het kraakbeen, menisci en de ligamenten bestaat uit tetraëders. Standaard staat de Geometric Order in Abaqus op lineair ingesteld, dit houdt in dat de tetraëders 4-knoops tetraëder volume elementen zijn (C3D4, eerste-orde-elementen). Wanneer men de Geometric Order naar kwadratisch verandert, verkrijgt men tien-knoops tetraëders (C3D10, tweede-orde-elementen), zie Figuur 8.1. Tabel 8-1 tot Tabel 8-4 geven het aantal knooppunten en elementen weer voor de verschillende onderdelen. Het aantal knooppunten en elementen van de ligamenten zal nog gevarieerd worden in Hoofdstuk 9 Mesh sensitiviteitsanalyse. Figuur 8.1: Links: vier-knoops tetraëder (C3D4). Rechts: 10-knoops tetraëder (C3D10). Tabel 8-1: Aantal knooppunten en oppervlakte elementen per bot. Femur Tibia Fibula Aantal knooppunten Aantal oppervlakte- elementen Tabel 8-2: Aantal knooppunten en tetraëder volume-elementen van het femur- en tibiakraakbeen Femur- kraakbeen Lateraal tibiakraakbeen Mediaal tibiakraakbeen Aantal C3D4 knooppunten Aantal C3D10 knooppunten Aantal volume- elementen

58 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Tabel 8-3: Aantal knooppunten en tetraëder volume-elementen van beide menisci. Laterale meniscus Mediale meniscus Aantal C3D4 knooppunten Aantal C3D10 knooppunten Aantal volume- elementen Tabel 8-4: Aantal knooppunten en tetraëder volume-elementen per ligament. VKB AKB MCL LCL FL Aantal C3D4 knooppunten Aantal C3D10 knooppunten Aantal volume- elementen Interactions Opdat de verschillende componenten niet zouden overlappen tijdens de beweging, moet er contact gedefinieerd worden. Dit gebeurt door middel van de Interactions en Interaction Properties modules in Abaqus. Verschillende types interacties met verschillende parameters zijn mogelijk. Het type contact dat hier gebruikt wordt is Surface-to-surface contact. De discretisatie methode kan Surface to surface (STS) of Node to surface (NTS) zijn en de Sliding Formulation, Finite Sliding (FS) of Small Sliding (SS). Telkens moet er een Master- en een Slave-oppervlak gekozen worden. De NTS discretisatie laat niet toe dat knooppunten van het Slave-oppervlak in het Masteroppervlak penetreren, waardoor hier de kans op spanningspieken ontstaat. De knooppunten van het Master-oppervlak kunnen echter wel in het Slave-oppervlak penetreren. Daarom is het belangrijk dat het oppervlak met de fijnste mesh als Slave-oppervlak gekozen wordt. De STS discretisatie weerhoudt penetraties in een gemiddelde zin over het oppervlak, wat een afvlakkend effect heeft, in plaats van op discrete punten, zoals bij NTS discretisatie. Hierdoor zijn kleine penetraties mogelijk, maar zijn grotere lokale penetraties niet mogelijk. Hoe fijner de mesh, hoe kleiner het verschil tussen de twee benaderingen. In het algemeen levert STS discretisatie accuratere spanningsresultaten dan de NTS discretisatie methode en is de STS discretisatie minder gevoelig aan de keuze van Slave- en Master-oppervlak, maar er is geen eenduidige manier om te voorspellen welke methode het gunstigste resultaat zal hebben. Figuur 8.2 geeft een vergelijking weer van deze twee discretisatie methodes. (SIMULIA) 44

59 8. MODEL IN ABAQUS Figuur 8.2: Vergelijking van de surface-to-surface en de node-to-surface discretisatie methodes (SIMULIA) Finite-sliding contact is de meest algemene benadering. Hier is vrij glijden en roteren mogelijk. Small-sliding contact veronderstelt daarentegen dat er maar een kleine verschuivingen van de twee oppervlakten ten opzichte van elkaar zijn. Het is gebaseerd op benaderingen maar vereist minder rekenkracht en heeft extra robuustheid. (SIMULIA) Voor ons model wordt er gekeken welke oppervlakken effectief of bijna contact maken. Tussen deze oppervlakken worden de interacties gedefinieerd. Tabel 8-5 geeft een overzicht weer van de tien verschillende interacties die in het model gedefinieerd worden, samen met hun discretisatie methode en Sliding Formulation. Tabel 8-5: Interacties van de oppervlakte-paren Master-Surface Slave-Surface Discretization Method Sliding Formulation Fibula LCL STS FS Femur MCL STS FS Tibia MCL STS FS FK LM STS FS FK MM STS FS FK MTK STS FS MCL MTK NTS SS MM MCL NTS SS VKB AKB NTS SS FK LCL NTS SS Bij de Interaction Property moet een wrijvingscoëfficiënt ingevoerd worden. Mits de wrijvingscoëfficiënt van normale synoviale gewrichten relatief laag is, wordt deze voor de interactie tussen het femurkraakbeen en de menisci en tibiakraakbeen ingesteld op (Mansour) De overige interacties worden wrijvingsloos beschouwd. Constraints De drie botten worden gemodelleerd als starre lichamen, door een Rigid Body Constraint te creëren. Hiervoor moet telkens een referentiepunt aangeduid worden, dat gegenereerd kan worden via Tools, Reference Point. 45

60 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Door de verschillende volumes in Mimics van elkaar af te trekken zijn de meeste oppervlakken al automatisch gedefinieerd wanneer we de onderdelen importeren in Abaqus. Vervolgens worden deze via een Tie Constraint bevestigd aan de aangrenzende oppervlakken. Ook hier is, net zoals bij de interacties, een algemene regel om voor het Slave- oppervlak het oppervlak met de fijnste mesh te kiezen. Een voorbeeld van een Tie Constraint is weergegeven in Figuur 8.3. De vijftien master-slave oppervlakte sets zijn weergegeven in Tabel 8-6. Figuur 8.3: Voorbeeld: Oppervlakken van VKB en AKB die via een tie-constraint aan femur en tibia vastgemaakt worden. Tabel 8-6: Master-slave oppervlakte sets Master Surface Femur Tibia Femur Tibia Femur Tibia Femur Fibula Tibia Fibula Femur Tibia Tibia CTM CTL Slave Surface VKB VKB AKB AKB MCL MCL LCL LCL FL FL FK MTK LTK MM LM Loads en boundary conditions De belastingen en randvoorwaarden (Boundary Conditions -BC) die opgelegd worden zullen verder besproken worden in Deel III: Simulaties. Assembly Figuur 8.4 geeft het geassembleerde eindmodel weer met de dertien verschillende onderdelen, de referentiepunten van de botten nodig voor de Rigid Body Constraints, de lokale assenstelsel 46

61 8. MODEL IN ABAQUS nodig voor het definiëren van de orthotropie van de ligamenten (zie Hoofdstuk 7 Materiaalmodellen ), de flexie- en torsieas en horizontale en verticale staaf voor het controleren van de flexie- en torsiehoek (zie Hoofdstuk 10: Vergelijking AM- versus TT-techniek ). Figuur 8.4: Model van de gezonde knie met tetraëder mesh Model 1B: gezonde knie met hexaëder mesh Model 1B is het model van de gezonde knie, waarbij de tetraëder mesh ligamenten vervangen zijn door de hexaëder mesh elementen. Doordat het remeshen hier gebeurt na het aftrekken van de volumes, zijn de oppervlakken die nodig zijn voor het definiëren van de Tie Constraints en de interacties niet automatisch gedefinieerd en niet mooi afgelijnd. Dit moet dus nog handmatig gebeuren en zal als gevolg minder nauwkeurig zijn. Figuur 8.5 vergelijkt de gedefinieerde oppervlakken bij de tetraëder en hexaëder mesh van de VKB en de AKB. De overige parts, interacties en constraints blijven hetzelfde als bij model 1A. Figuur 8.5: vergelijking van de gedefinieerde oppervlakken bij de tetraëder (boven) en de hexaëder (onder) mesh van de VKB (links) en AKB (rechts) 47

62 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Tabel 8-7 geeft een overzicht van het aantal knooppunten en hexaëder volume-elementen van de vier ligamenten en Figuur 8.6 geeft met model van de gezonde knie met de hexaëder mesh ligamenten weer. Tabel 8-7: Aantal knooppunten en hexaëder volume-elementen per ligament. VKB AKB MCL LCL Aantal C3D8R knooppunten Aantal C3D20R knooppunten Aantal volume elementen Figuur 8.6: Model van de gezonde knie met hexaëder mesh ligamenten 8.2 Model 2: knie na VKB operatie met AM-techniek Om de vergelijking te kunnen maken tussen de AM- en de TT-techniek wordt het model van de gezonde knie aangepast om een knie na een VKB operatie te simuleren. In deze paragraaf wordt de knie gemodelleerd alsof er een AM- kruisbandreconstructie operatie uitgevoerd is. In de volgende paragraaf wordt een TT-gereconstrueerde knie gemodelleerd. Om de tunnelposities van de AM techniek te kunnen aanduiden op dit model, worden enkele FE modellen van AM gereconstrueerde knieën geanalyseerd. Van de 10 beschikbare AM gereconstrueerde modellen worden de 3 rechterknieën geanalyseerd (zie bijlage A). Aan de hand van deze analyse worden de tunnelposities voor dit model bepaald. Om de tunnels te kunnen modelleren moeten van zowel de femur- als de tibiatunnel twee coördinaten bepaald worden. Dit wordt gedaan aan de hand van een pyformex-script van 48

63 8. MODEL IN ABAQUS doctoraatsstudent Wouter Devriendt. Hierbij worden het femur en tibia gevisualiseerd en moet men de vier punten aanduiden, waarna deze coördinaten worden weggeschreven naar een txtbestand, zie Figuur 8.7. Figuur 8.7: Schermafdruk pyformex-script Wouter Devriendt voor het bepalen van de tunnelcoördinaten Aan de hand van deze coördinaten berekent Wouter Devriendt de tunnels en het transplantaat. De diameter van de meest gebruikte transplantaten varieert tussen de 6 en de 10 mm, zie paragraaf Biologische transplantaten. Voor ons model wordt de diameter dus ook gevarieerd tussen 6mm en 10mm en wordt gekeken bij welke diameter de minste overlap met andere onderdelen is, om een werkend model te kunnen verkrijgen. Uiteindelijk wordt gekozen voor een diameter van 6mm. Dit illustreert de afweging die altijd gemaakt zal moeten worden tussen anatomische correctheid en virtuele functionaliteit. Een onstabiel, perfect anatomisch correct model is nutteloos. Zo geldt ook voor de plaatsing van het transplantaat, die virtueel veel rechtlijniger gebeurt dan in de realiteit, waar het patiënt specifiek paswerk is. Hierdoor is een simplificatie van de werkelijkheid nodig die het modelleren mogelijk maakt, maar waardoor de resultaten minder betrouwbaar worden. Het resultaat van het transplantaat is weergegeven in Figuur 8.8. Het ligament heeft een hexaëder mesh met een lineaire geometrische orde en hybrid formulation. Figuur 8.8: AM-transplantaat Vervolgens wordt de VKB van Model 1A vervangen door het transplantaat en wordt er een nieuw orthotroop materiaalmodel gedefinieerd, zie Hoofdstuk 7 Materiaalmodellen, paragraaf 7.4 Transplantaat. De tunnels worden gemodelleerd als starre lichamen. De interacties blijven hetzelfde als bij Model 1, behalve de interactie VKB-AKB die vervangen wordt door de interactie transplantaat-akb. Ook tussen de binnenzijde van de tunnels en de transplantaten worden twee nieuwe interacties gedefinieerd. De Constraints blijven eveneens grotendeels hetzelfde als in Model 1. De tunnels en de eindplaatjes worden, net zoals de botten, gedefinieerd als Rigid Bodies. Verder worden de eindplaatjes vastgemaakt aan de uiteinden van het translantaat en eveneens 49

64 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT aan de tunnels en de buitenzijden van de tunnels aan de respectievelijke botten, alle drie met een Tie Constraint. De Loads en BC blijven hetzelfde als bij Model 1. Figuur 8.9 geeft de positie van het transplantaat weer in Model 2. Figuur 8.9: Model 2: knie na VKB operatie met AM techniek 8.3 Model 3: knie na VKB operatie met TT-techniek Het opstellen van het model na een TT-reconstructie operatie gebeurt op een gelijkaardige manier als het opstellen van het AM- gereconstrueerde model. Ook hier worden de coördinaten vastgesteld en de tunnels berekend. Het resultaat van het transplantaat is weergegeven in Figuur 8.10 en de positie van het transplantaat in Model 3 in Figuur Figuur 8.10: TT-tranplantaat Figuur 8.11: Model 3: knie na VKB operatie met TT techniek 50

65 Deel III Simulaties

66

67 9. MESH SENSITIVITEITSANALYSE Hoofdstuk 9 Mesh sensitiviteitsanalyse Om de invloed van de meshdensiteit te onderzoeken wordt een mesh sensitiviteitsanalyse uitgevoerd. Hiervoor wordt de grootte van de mesh gevarieerd en wordt er gekeken naar de invloed op de resultaten. Voor het uitvoeren van deze analyse gebruiken we het model van de gezonde knie (zie Model 1: gezonde knie), zowel met de tetraëder mesh als met de hexaëder mesh. Voor het model met de tetraëder mesh, worden verschillende mesh densiteiten bekomen door de Maximum Triangle Edge Length te laten variëren bij het remeshen in 3-matic. Er worden vier modellen opgesteld, waarbij de vier ligamenten een MTEL van 10 mm, 2 mm, 1,2 mm en 1 mm hebben. Tabel 9-1 geeft het aantal volume elementen weer per ligament voor de verschillende modellen. We simuleren de modellen telkens één maal met de ligamenten in lineaire geometrische orde en één maal met de ligamenten in een kwadratische geometrische orde. Om een relevante vergelijking te kunnen maken, blijven de andere onderdelen ongewijzigd (MTEL van 10mm voor kraakbeen en menisci, MTEL van 20mm voor botten) en met een kwadratische geometrische orde. In de literatuur vinden we dat eerste-orde-elementen (lineaire geometrische orde) zeer slechte elementen zijn in sterkte-analyses, waardoor je een fijne mesh nodig hebt om accurate spanningsresultaten te bekomen en dat ze doorgaans te stijf worden uitgerekend. Vervolgens worden deze acht simulaties vergeleken met Model 1B, waarbij de ligamenten een hexaëder mesh hebben. Hier wordt een tweede model met een fijnere meshdensiteit (0,7mm) bekomen door in 3D Slicer de element lengte kleiner te maken. Een derde model, met de fijnste mesh, wordt bekomen door in pyformex elk element in 8 op te delen. Ook hier wordt telkens zowel een model met een lineaire geometrische orde als met een kwadratische geometrische orde gesimuleerd. Figuur 9.1 en Figuur 9.2 geven een idee van de meshdensiteit van de VKB en de AKB bij deze modellen. Tabel 9-2 geeft een overzicht van de Abaqus cae (complete Abaqus environment) bestanden van de modellen die gebruikt werden voor deze sensitiviteitsanalyse. Tabel 9-1: Aantal volume-elementen van de verschillende ligamenten voor de mesh-sensitiviteitsanalyse VKB AKB MCL LCL Tet 10mm Tet 2mm Tet 1.5 mm Tet 1mm Hex 1mm Hex 0.7 mm Hex 0.5 mm

68 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Helaas bleek het model met de 0.5 mm hexaëder niet stabiel, waardoor dit model uitgesloten wordt van de analyse. Figuur 9.1: Ligamenten met tetraëder mesh en MTEL van 10mm, 2mm, 1,5mm en 1mm Figuur 9.2: Ligamenten met hexaëder mesh met grove, gemiddelde en fijne mesh densiteit (resp. edge length van ongeveer 1mm, 0.7mm en 0.5mm) Tabel 9-2: Overzicht Abaqus cae bestanden Abaqus cae bestand Element type MTEL (tet)/ edge Geometrische orde length (hex) Kneemodel_tet_100_Q Tetraëders 10 Kwadratisch Kneemodel_tet_100_L Tetraëders 10 Lineair Kneemodel_tet_20_Q Tetraëders 2 Kwadratisch Kneemodel_tet_20_L Tetraëders 2 Lineair Kneemodel_tet_15_Q Tetraëders 1.2 Kwadratisch Kneemodel_tet_15_L Tetraëders 1.2 Lineair Kneemodel_tet_10_Q Tetraëders 1 Kwadratisch Kneemodel_tet_10_L Tetraëders 1 Lineair Kneemodel_hex_10_Q Hexaëders ± 1 Kwadratisch Kneemodel_hex_10_L Hexaëders ± 1 Lineair Kneemodel_hex_7_Q Hexaëders ± 0,7 Kwadratisch Kneemodel_hex_7_L Hexaëders ± 0,7 Lineair Voor deze analyse wordt een combinatie van een flexie- en een torsiebeweging opgelegd. Er wordt een moment van 5000 Nmm opgelegd rond een flexieas en een moment van Nmm rond een torsieas, wat de basis is van de pivot-shift beweging. Deze zal verder verfijnd worden in 54

69 9. MESH SENSITIVITEITSANALYSE paragraaf 10.1 Pivot-shift test. Na afloop van de simulaties worden de resultaten vergeleken op tijdsstap 0,85, om zoveel mogelijk simulaties in de vergelijking te kunnen omvatten, zie Tabel 9-3. In het odb (output database) bestand worden alle onderdelen behalve de VKB op inactief gezet en vervolgens worden de Maximal Principal Stresses geëxporteerd naar Microsoft Excel Hier wordt de gemiddelde maximale hoofdspanning en de standaarddeviatie berekend aan de hand van respectievelijk formule (9.1) en (9.2), waarbij de hoogste 1% van de spanningen telkens buiten beschouwing wordt gelaten omdat deze te wijten zijn aan modelleringsfoutjes. μ = (9.1) s = ( )² ( ) (9.2) In deze formules is x de Maximal Principal Stress en N het totaal aantal punten waarover de spanning berekend wordt. De berekende gemiddelden en standaardeviaties zijn weergegeven in Tabel 9-3. Tabel 9-3: Gemiddelde spanningen en standaarddeviaties voor de VKB Abaqus model Gemiddelde Standaard-deviatie Finale tijdsstap spanning (MPa) (MPa) Kneemodel_tet_100_Q 9,319 0,032 1 Kneemodel_tet_100_L 9,174 0,048 1 Kneemodel_tet_20_Q 9,285 0,029 1 Kneemodel_tet_20_L 9,208 0,043 1 Kneemodel_tet_15_Q 9,133 0, Kneemodel_tet_15_L 9,045 0,033 1 Kneemodel_tet_10_Q 9,079 0, Kneemodel_tet_10_L 8,986 0,019 1 Kneemodel_hex_10_Q 8,118 0,034 1 Kneemodel_hex_10_L 8,201 0,052 1 Kneemodel_hex_7_Q 8,195 0,023 1 Kneemodel_hex_7_L 8,225 0,035 1 In Figuur 9.3, worden de gemiddelde maximum spanningen en hun respectievelijke standaarddeviatie uitgezet in functie van het aantal volume-elementen van de VKB. 55

70 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT 10 Mesh Sensitiviteitsanalyse (MPa) Gemiddelde Maximum Principal Stresses over VKB (MPa) Aantal volume elementen (-) ACL-tet-Q ACL tet-l ACL hex-q ACL hex-l Figuur 9.3: Gemiddelde Maximum Principal Stresses in functie van het aantal volume-elementen van de VKB De gemiddelde spanning ligt voor de hexaëder mesh duidelijk lager. Dit kan te wijten zijn aan het overmatig smoothen dat is gebeurd om een werkend model te bekomen. De verschillen tussen de lineaire en de kwadratische geometrische orde zijn minimaal. Het is wel zo dat kwadratische elementen een veel kleinere standaarddeviatie hebben, wat impliceert dat de spreiding rond het gemiddelde kleiner is en er dus minder piekspanningen zijn. Om de stabiliteit van de simulaties te vergelijken, wordt gekeken naar de finale tijdsstap. De modellen met een MTEL van 1 mm en 1,5 mm, waarbij de ligamenten een kwadratische geometrische orde hebben, zijn het minst stabiel. Ten slotte wordt de spanningsverdeling ook puur visueel vergeleken in Figuur 9.4, waar de maximum spanning op 50MPa en de minimum spanning op 0MPa staat ingesteld. Men merkt op dat bij de kwadratische geometrische orde het gebied met een spanning groter dan 50MPa telkens wat groter is dan bij de lineaire geometrische orde. De verschillen in spanningsverdeling bij de verschillende tetraëder mesh densiteiten is relatief klein. Het verschil tussen de verdeling bij de twee hexaëder modellen is significant wat impliceert dat de grofste mesh toch nog wat te grof zou zijn. Om een besluit te trekken uit de hexaëder studie, zijn meer modellen met verschillende mesh densiteiten nodig. Er wordt besloten dat er meer onderzoek nodig is om een correcte hexaëder mesh te verkrijgen, zonder overmatig te moeten smoothen. Momenteel verschillen de geometrieën tussen de tetraëder en hexaëder mesh te veel om een gegronde vergelijking te kunnen maken, daarom wordt er gekozen verder te werken met het anatomisch meest correcte model, namelijk het tetraëder model. Gezien de spanningen bij het tetraëder model niet significant wijzigen over de verschillende modellen, wordt er gekozen voor het model met de grofste meshdensiteit. 56

71 9. MESH SENSITIVITEITSANALYSE Tet_100_L Tet_20_L Tet_15_L Tet_10_L Hex_10_L Hex_7_L Tet_100_Q Tet_20_Q Tet_15_Q Tet_10_Q Hex_10_Q Hex_7_Q Figuur 9.4: Visuele spanningsvergelijking bij de hexaëder mesh 57

72

73 10. VERGELIJKING AM- VERSUS TT-TECHNIEK Hoofdstuk 10 Vergelijking AM- versus TT-techniek Het vergelijken van de AM-techniek met de TT-techniek zal gebeuren aan de hand van de twee VKB-onderzoeken die besproken zijn in paragraaf 4.3 VKB onderzoeken. De eerste twee paragrafen zullen de implementatie van deze bewegingen in Abaqus bespreken, alsook de vergelijking van deze bewegingen op een gezonde knie en een VKB gebrekkige knie. De VKB gebrekkige knie wordt opgesteld door bij Model 1 van de gezonde knie de VKB te verwijderen. De derde paragraaf zal de vergelijking maken tussen de gezonde en de AM- en TT- gereconstrueerde knie, respectievelijk Model 1, Model 2 en Model 3 uit Hoofdstuk 8 Model in Abaqus. Door technische beperkingen van het model zal de vergelijking gebeuren met de mesh van alle onderdelen van de drie modellen in lineaire geometrische orde. Er werd immers ondervonden dat de AM- techniek enkel stabiel is met de mesh met een lineaire geometrische orde. Om een relevante vergelijking te kunnen maken, moet het mesh type bij de andere twee modellen dus gelijk zijn. In de toekomst kan verder onderzocht worden hoe het AM-model stabiel kan worden gemaakt met een kwadratisch geometrische orde, maar dit valt buiten het tijdsbestek van deze scriptie Pivot-shift test Om de pivot-shift beweging aan het kniemodel te kunnen opleggen moet de flexieas en de torsieas bepaald worden. Figuur 10.1: Flexie- en torsieas (respectievelijk horizontale en verticale as) 59

74 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT De flexieas wordt bepaald door Dr. ir. Sofie Van Cauter: voor haar doctoraat heeft zij een pyformex-script geschreven waarbij er twee cilinders door de femur condyli gepast worden, de as door het middelpunt van deze cilinders is de rotatie-as van de knie, zoals weergegeven in Figuur De coördinaten van deze as voor ons model zijn {[16.198, , 5.871; , , 3.715]}, waarbij het eerste coördinaat het centrum van de laterale condylus en het tweede het centrum van de mediale condylus is. De torsie-as is een as door het midden van het mediale plateau van de tibia. Deze kan gedefinieerd worden door middel van de coördinaten {[ , , ; , , ]}. Deze assen zijn gevisualiseerd in Figuur Figuur 10.2: Schermafdruk pyformex-script Sofie Van Cauter voor het bepalen van de flexieas van een kniemodel Zes Boundary Conditions (BCs) van het type Displacement/Rotation worden opgelegd op het referentiepunt (RF punt) van het femur. Dit gebeurt om de zes Degrees Of Freedom (DOF s) te fixeren, door U1, U2, U3, UR1, UR2 en UR3 gelijk te stellen aan nul. Vervolgens wordt de beweging opgelegd op het referentiepunt van de tibia, aan de hand van de Loads en Amplitudes modules. Twee momenten worden opgelegd in de module Load, één waarbij CM1=7000 Nmm, om de flexiebeweging te simuleren en een tweede waarbij CM3=18000 Nmm, die de torsiebeweging simuleert. Deze waarden worden bepaald door middel van Trialand-error zodat een flexiehoek van ongeveer 30 en een torsiehoek van ongeveer 20 wordt bereikt. Om de grootte van de hoeken te kunnen controleren, worden er twee starre staven in de tibia gemodelleerd, één verticale en één horizontale. Deze worden via een Tie Constraint aan de tibia vastgehecht. Zo kan men de hoek meten wanneer men de onvervormde en vervormde staat over elkaar weergeeft. 60

75 10. VERGELIJKING AM- VERSUS TT-TECHNIEK Figuur 10.3: Pivot-shift beweging Deze pivot-shift beweging, zoals hierboven beschreven, wordt ook opgelegd op een knie waarbij de VKB afwezig is, en waarvan het resultaat wordt vergeleken met de gezonde knie, zoals weergeven in Figuur Men kan opmerken dat de VKB deze beweging, zoals verwacht, sterk hindert: bij de VKB gebrekkige knie is het femur veel verder van de tibia geschoven. De weergegeven toestand van de VKB gebrekkige knie werd bereikt met maar 45% van de momenten die opgelegd worden op de gezonde knie om de pivot-shift te simuleren, verder werd het model instabiel. De VKB speelt duidelijk een belangrijke rol bij het stabiliseren van de knie bij deze beweging, wat deze beweging dus geschikt maakt om de invloed van (de plaatsing van) het transplantaat bij verschillende VKB reconstructies te vergelijken. Flexie: 7000 Nmm Torsie: Nmm Flexie: 3200 Nmm Torsie: 8200 Nmm Figuur 10.4: Vergelijking pivot-shift beweging bij een gezonde knie (links) en een VKB gebrekkige knie (rechts) zonder weergave spanningen 61

76 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT 10.2 Lachman test Voor het opleggen van deze beweging wordt een extra stap aangemaakt. Het femur zal bewegen bij de flexiebeweging in stap één en de tibia bij de anterieure tibiale verplaatsing in stap twee. In stap één worden de DOF s van de tibia gefixeerd door U1, U2, U3, UR1, UR2 en UR3 gelijk te stellen aan nul in de module BCs. Tegelijkertijd wordt een moment, CM1= Nmm, opgelegd op het RF punt van het femur om de flexiebeweging te simuleren. In stap twee wordt het RF punt van het femur gefixeerd op de huidige positie. De BC s van de tibia van stap één worden vervangen door een BC waar het RP punt gefixeerd wordt enkel in de U1, U3, UR1, UR2 en UR3 richting, zodat het vrij kan bewegen in de U2 richting en zo een anterieure verplaatsing mogelijk is. Een uniform geconcentreerde kracht, CF2=-1500 N, wordt opgelegd op het RF punt van de tibia, waardoor de anterieure verplaatsing van de tibia plaatsvindt. 3mm Figuur 10.5: Lachman beweging De Lachman test wordt, net zoals de pivot-shift test, ook opgelegd op een VKB gebrekkige knie. Deze resultaten worden met elkaar vergeleken in Figuur 10.6 en Figuur Figuur 10.6 vergelijkt de resultaten na de eerste stap van de Lachman beweging, de flexiebeweging. De weergegeven fase van de VKB gebrekkige knie is bereikt met een ongeveer half zo groot moment als bij de VKB intacte knie werd opgelegd, hierna werd het model instabiel. Er is duidelijk te zien dat deze beweging al veel minder wordt gehinderd bij de VKB gebrekkige knie. Figuur 10.7 maakt een vergelijking tussen de twee simulaties na de tweede fase, de anterieure translatie van de tibia. Ook deze beweging wordt veel minder verhinderd bij de VKB gebrekkige knie. De weergegeven verplaatsing van de VKB gebrekkige knie werd bereikt met een moment dat 70% kleiner is dan het 62

77 10. VERGELIJKING AM- VERSUS TT-TECHNIEK moment dat opgelegd werd bij de gezonde knie. Ook hier werd het model instabiel bij grotere krachten. De ultieme anterieure translatie bedraagt 3 mm bij de VKB intacte knie, terwijl dit 6 mm is bij de VKB gebrekkige knie, wat volgens Lippincott en Wilkins correct zou wijzen op een VKB scheur (Lippincott & Wilkins, 2006). Dit toont aan dat de VKB ook bij deze beweging een belangrijke stabilisator is. Flexie: Nmm Flexie: Nmm Figuur 10.6: Vergelijking Lachman test na stap 1 (flexie) bij een gezonde knie (links) en een VKB gebrekkige knie (rechts)- zonder weergave spanningen Kracht: N Kracht: -460 N Figuur 10.7: Vergelijking Lachman test na stap 1 (anterieure translatie van de tibia) bij een gezonde knie (links) en een VKB gebrekkige knie (rechts)- zonder weergave spanningen 10.3 Vergelijking AM- en TT- techniek In deze paragraaf worden de Lachman en pivot-shift beweging opgelegd op de twee gereconstrueerde modellen (zie paragraaf 8.2 Model 2: knie na VKB operatie met AM-techniek en paragraaf 8.3 Model 3: knie na VKB operatie met TT-techniek ) en worden de resultaten vergeleken met het resultaat van dezelfde beweging opgelegd op de gezonde knie (zie paragraaf 10.1 Pivot-shift test en paragraaf 10.2 Lachman test ) en een ACL gebrekkige knie. 63

78 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Pivot-shift test Ten eerste wordt de pivot-shift beweging opgelegd op zowel de gezonde (Model 1), de AMgereconstrueerde (Model 2) en de TT-gereconstrueerde (Model 3) knie. In Figuur 10.8 worden de resultaten van deze simulaties vergeleken op dezelfde tijdsstap (m.a.w de opgelegde momenten zijn gelijk in deze tijdsstap, namelijk 4000Nmm voor de flexiebeweging en 8000Nmm voor de torsiebeweging). Tabel 10-1 geeft een overzicht van de bereikte flexie- en torsiehoek op deze tijdsstap. Model 1 VKB intact Model 1 VKB gebrekkig Model 2 AM Model 3 TT Figuur 10.8: Vergelijking van de pivot-shift test, toegepast op de VKB gebrekkige en VKB intacte knie (Model 1), op de AM-gereconstrueerde knie (Model 2) en op de TT-gereconstrueerde knie (Model 3) zonder weergave spanningen Tabel 10-1: Bereikte flexie- en torsiehoek van de vier modellen na de pivot-shift test op dezelfde tijdsstap Model 1 VKB intact Model 1 VKB gebrekkig Model 2 AM Model 3 TT Flexiehoek ( ) Torsiehoek ( )

79 10. VERGELIJKING AM- VERSUS TT-TECHNIEK Model 1: VKB intact Model 1: VKB gebrekkig Model 2 AM-gereconstrueerd Model 3 TT-gereconstrueerd Figuur 10.9: Vergelijking van de spanningen in de vier ligamenten bij de vier modellen na de pivot-shift test Figuur 10.9 vergelijkt de spanningen in de verschillende ligamenten bij de drie modellen op diezelfde tijdsstap. Aan de hand van formules (9.1) en (9.2) uit Hoofdstuk 9 Mesh sensitiviteitsanalyse worden de gemiddelde Maximal Principal Stresses en hun standaarddeviatie (STD) berekend, waarbij ook hier de hoogste 1% buiten beschouwing wordt gelaten. Deze zijn weergegeven in Tabel

80 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Tabel 10-2: Gemiddelde Maximal Principal Stresses (MPa) met hun standaardeviatie (MPa) over de vier verschillende ligamenten bij de drie modellen na de pivot-shift test Gemiddelde Maximal Principal Stresses (MPa) ± STD (MPa) Model 1 VKB intact Model 1 VKB gebrekkig Model 2 AM Model 3 TT VKB/ transplantaat 8,394 ± 0,044 x 3,038 ± 0,005 4,438 ± 0,004 AKB 4,984 ± 0,025 3,756 ± 0,024 5,252 ± 0,031 4,601 ± 0,026 MCL 10,124 ± 0,059 20,967 ± 0,111 20,673 ± 0,111 17,012 ± 0,093 LCL 1,126 ± 0,008 5,440 ± 0,032 4,633 ± 0,028 3,980 ± 0, Lachman test Een tweede beweging die opgelegd wordt op het gezonde model, het VKB gebrekkige model en de twee gereconstrueerde modellen, is de Lachman test. Ook deze resultaten worden vergeleken op de verste tijdsstap waarop alle modellen nog stabiel zijn. De opgelegde momenten zijn in deze tijdsstap dus gelijk, namelijk CM1=-5000 Nmm voor de flexiebeweging en CF2=-900 N voor de tibiale anterieure verplaatsing. Dit is weergegeven in Figuur en Tabel Figuur vergelijkt de spanningen in de verschillende ligamenten bij de vier modellen op diezelfde tijdsstap. De gemiddelde Maximal Principal Stresses en hun standaarddeviatie (STD) worden opnieuw berekend, waarbij ook hier de hoogste 1% weg buiten beschouwing worden gelaten. Deze zijn weergegeven in Tabel

81 10. VERGELIJKING AM- VERSUS TT-TECHNIEK Model 1: VKB intact Model 1: VKB gebrekkig 1,7 mm 4,5 mm Model 2: AM-gereconstrueerd Model 2: TT-gereconstrueerd 3,2 mm 3,1 mm Figuur 10.10: Vergelijking van de Lachman test, toegepast op de VKB gebrekkige en VKB intacte knie (Model 1), op de AM-gereconstrueerde knie (Model 2) en op de TT-gereconstrueerde knie (Model 3) zonder weergave spanningen 67

82 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Tabel 10-3: Bereikte flexiehoek en anterieure translatie van de vier modellen na de Lachman test op dezelfde tijdsstap Model 1 VKB intact Model 1 VKB gebrekkig Model 2 AM Model 3 TT Flexiehoek ( ) Anterieure verplaatsing (mm) 1,7 4,5 3,2 3,1 Model 1: VKB intact Model 1: VKB gebrekkig Model 2: AM gereconstrueerd Model 3: TT gereconstrueerd Figuur 10.11: Vergelijking van de spanningen bij de vier modellen na de Lachman test 68

83 10. VERGELIJKING AM- VERSUS TT-TECHNIEK Tabel 10-4: Gemiddelde Maximal Principal Stresses (MPa) met hun standaardeviatie (MPa) over de vier verschillende ligamenten bij de drie modellen na de Lachman test Gemiddelde Maximal Principal Stresses (MPa) ± STD (MPa) Model 1 VKB intact Model 1 VKB gebrekkig Model 2 AM Model 3 TT VKB/ transplantaat 13,310 ± 0,050 x 4,710 ± 0,004 4,740 ± 0,004 AKB 0,905 ± 0,007 2,760 ± 0,027 2,009 ± 0,019 1,840 ± 0,018 MCL 4,000 ± 0,028 6,793 ± 0,048 6,437 ± 0,045 5,614 ± 0,040 LCL 0,704 ± 0,006 2,194 ± 0,016 1,580 ± 0,011 1,167 ± 0, Conclusie Uit zowel Figuur 10.8, Figuur 10.9, Tabel 10-1 als Tabel 10-2 kan men afleiden dat beide transplantaten de knie nauwelijks stabiliseren bij de pivot-shift test, in vergelijking met de natuurlijke VKB. Dit kan te wijten zijn aan het feit dat het gekozen transplantaat een (te) kleine diameter heeft waardoor het transplantaat flexibeler is. Een andere mogelijkheid is dat het materiaalmodel dat opgelegd wordt, niet toereikend is. In Figuur 10.8 kan men duidelijk zien dat de gereconstrueerde modellen de beweging veel minder hinderen. Bij Model 2 schuift het femur bijna even ver van de tibia als bij het model zonder VKB. Hierdoor zijn de spanningen in de transplantaten veel lager dan in de natuurlijke VKB, zoals te zien is in Figuur Tabel 10-2 toont aan dat de andere ligamenten, voornamelijk de MCL, hierdoor veel hoger belast worden. Bij de VKB gebrekkige knie worden de krachten maar verdeeld over drie ligamenten, waardoor deze hogere spanningen hebben. De lage STD s bij de transplantaten zijn te wijten aan de gladde geometrie. Mits het materiaalmodel en de diameter bij beide gereconstrueerde modellen gelijk is, is het zinvoller enkel deze twee te vergelijken. Men kan opmerken dat de beweging het minst gehinderd wordt bij Model 2 (AM-gereconstrueerde knie). De bereikte flexie- en torsiehoek zijn respectievelijk dubbel zo groot en een kwart groter dan bij Model 1, terwijl deze bij Model 3 (TTgereconstrueerde knie) respectievelijk anderhalf en een kwart groter zijn dan bij Model 1. Bij de vergelijking van de Lachman beweging ziet men gelijkaardige resultaten. Het AM- en TTtransplantaat hinderen de beweging ook hier amper, in vergelijking met de natuurlijke VKB. Figuur 1.1 en Tabel 10-3 vergelijken in hoeverre de VKB/transplantaat de beweging hindert. Hoewel zowel de flexiehoek als de translatiebeweging iets kleiner zijn in vergelijking met de VKB gebrekkige knie, is het verschil met de VKB intacte knie hier ook groot. Net zoals bij de pivot-shift test, blijkt het AM-transplantaat de knie het minst te stabiliseren. Figuur en Tabel 10-4 vergelijken de spanningen die optreden bij de verschillende ligamenten in de verschillende modellen. Zoals verwacht ziet men hier ook lagere spanningen in de transplantaten in vergelijking met de natuurlijke VKB, hogere spanningen in de andere ligamenten bij de gereconstrueerde knieën en de hoogste spanningen in de AKB, MCL en LCL bij de VKB gebrekkige knie. Om een gevalideerde vergelijking te kunnen maken tussen de twee reconstructietechnieken, dient het modelleren van het transplantaat en het materiaalmodel eerst grondiger onderzocht te worden. Een dikker transplantaat, waarbij meer rekening wordt gehouden met de vorm zodat er geen overlap plaatsvindt zou een eerste stap in deze richting zijn. Bij het vergroten van het 69

84 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT huidige transplantaat zou er wel overlap zijn, waardoor we geen werkend model zouden verkrijgen. 70

85 11. CONCLUSIE Hoofdstuk 11 Conclusie Een laatste hoofdstuk in deze scriptie zal gewijd worden aan een aantal conclusies en aanbevelingen voor de toekomst. Uit de literatuurstudie is gebleken dat materiaalonderzoeken naar menselijke weefsels schaars zijn. De informatie over de materiaalparameters die ter beschikking is, is dan ook nog eens zeer uiteenlopend, wat het moeilijk maakt een onderbouwd materiaalmodel op te stellen, zowel voor de natuurlijke ligamenten als voor het transplantaat. Zo zijn de grootste waarden die men in de literatuur kan vinden voor de elasticiteitsmodulus van een pees-transplantaat een tienvoud van de kleinste waarden die men terugvindt. Er wordt aangeraden meer onderzoek te verrichten om een gevalideerder materiaalmodel op te stellen of eventueel nieuwe materiaaltesten uit te voeren om dit probleem te overkomen. Aangezien het segmenteren met de Mimics software van Materialise gebeurt, werd gekozen om het model te meshen in de aanvullende software 3-matic, dat enkel tetraëders ondersteunt. Uit de mesh sensitiviteitsanalyse werd besloten verder te werken met het model met de grofste mesh omdat hier al convergentie optreedt, de gemiddelde Maximum principal stresses wijzigen niet significant meer wanneer het aantal volume-elementen wordt vergroot. Er werd in deze scriptie al een kleine zijsprong gemaakt naar een hexaëder mesh voor de ligamenten, wat beter zou zijn in spanningsanalysen, met behulp van de software 3Dslicer. Een grondigere uitwerking viel echter buiten het kader van deze scriptie. Deze zijsprong zou in de toekomst verder kunnen worden onderzocht. Het zou interessant zijn om een model op te bouwen waarbij alle onderdelen uit een hexaëder mesh bestaan, zonder dat er overmatig gesmooth moet worden, om zo een meer gevalideerde vergelijking te kunnen maken tussen de verschillende mesh types op dezelfde geometrie. Bij het opstellen van het model werd al snel duidelijk dat er altijd een afweging zal moeten gebeuren tussen de anatomische correctheid en de virtuele functionaliteit. Een voorbeeld hiervan is het modelleren van de gereconstrueerde modellen. De virtuele plaatsing van het transplantaat gebeurt veel rechtlijniger dan in de realiteit, waar dit patiënt-specifiek paswerk is. Hierdoor is een simplificatie van de werkelijkheid nodig die het modelleren mogelijk maakt, maar waardoor de resultaten minder betrouwbaar worden. De vergelijking van het model met de intacte VKB en het model met de gebrekkige VKB demonstreert duidelijk de belangrijke rol van de VKB bij zowel de pivot-shift test als de Lachman test. Uit de vergelijking van het gezonde kniemodel met de gereconstrueerde kniemodellen kan men besluiten dat beide transplantaten de knie nauwelijks stabiliseren in vergelijking met de intacte VKB. Dit kan onder andere te wijten zijn aan de (te) kleine diameter van het transplantaat die werd gekozen of aan een ontoereikend materiaalmodel. Hierdoor zijn de spanningen in het 71

86 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT transplantaat veel lager dan in de natuurlijke VKB en worden de andere ligamenten meer belast. Mits de onzekere parameters bij beide gereconstrueerde modellen gelijk zijn, is het zinvoller om enkel deze twee te vergelijken. Men merkt op dat bij de AM-gereconstrueerde knie de bewegingen het minst gehinderd worden, amper meer dan bij een VKB gebrekkige knie. De plaatsing van de tunnels volgens de AM-reconstructietechniek zou volgens onze vergelijking op dit vlak dus minder efficiënt zijn. Het resultaat van deze scriptie is uiteindelijk een gedetailleerd eindig elementen model dat gebruikt kan worden in de klinische praktijk voor het onderzoeken van verscheidene aspecten. Om hiermee een onderbouwde vergelijking te kunnen maken tussen de VKB reconstructietechnieken dient in de toekomst verder onderzoek te gebeuren naar het modelleren van de materialen en de transplantaten. 72

87 BIJLAGEN Bijlage A: Analyse tunnels AM- en TTtechniek Analyse van de tunnelposities van de FE modellen van drie rechterknieën na een AM reconstructieoperatie

88 BIOMECHANICA VAN HET KNIEGEWRICHT Analyse van de tunnelposities van de FE modellen van zes rechterknieën na een AM reconstructieoperatie