Numerieke studie van de invloed van een enkelosteotomie op de krachtswerking in de achtervoet

1 bottom

Universiteit Gent Faculteit Ingenieurswetenschappen Vakgroep Mechanische Constructie en Productie Voorzitter: Prof. dr. ir. Joris Degrieck

Academiejaar 2007-2008

Numerieke studie van de invloed van een enkelosteotomie op de krachtswerking in de achtervoet

Annemie De Paepe

Promotoren: Prof. dr. ir. Benedict Verhegghe & Prof. dr. ir. Rudy Van Impe Scriptiebegeleiders: Ir. Matthieu De Beule & Dr. Stefan Desmyter

Scriptie ingediend tot het behalen van de academische graad van Burgerlijk Bouwkundig Ingenieur

Universiteit Gent Faculteit Ingenieurswetenschappen Vakgroep Mechanische Constructie en Productie Voorzitter: Prof. dr. ir. Joris Degrieck

Academiejaar 2007-2008

Numerieke studie van de invloed van een enkelosteotomie op de krachtswerking in de achtervoet

Annemie De Paepe

Promotoren: Prof. dr. ir. Benedict Verhegghe & Prof. dr. ir. Rudy Van Impe Scriptiebegeleiders: Ir. Matthieu De Beule & Dr. Stefan Desmyter

Scriptie ingediend tot het behalen van de academische graad van Burgerlijk Bouwkundig Ingenieur

De auteur geeft de toelating deze scriptie voor consultatie beschikbaar te stellen en delen ervan te kopiëren voor persoonlijk gebruik. Elk ander gebruik valt onder de beperkingen van het auteursrecht, in het bijzonder met betrekking tot de verplichting uitdrukkelijk de bron te vermelden bij het aanhalen van resultaten uit deze scriptie. Gent, Juni 2008 Annemie De Paepe

ii

Overzicht Algemene Gegevens Numerieke studie van de invloed van een enkelosteotomie op de krachtswerking in de achtervoet door Annemie De Paepe Scriptie ingediend tot het behalen van de academische graad van burgerlijk bouwkundig ingenieur Academiejaar 2007-2008 Promotoren: Prof. Dr. Ir. Benedict Verhegghe en Prof. Dr. Ir. Rudy Van Impe Scriptiebegeleiders: Ir. Matthieu De Beule en Dr. Stefan Desmyter Vakgroep Mechanische Constructie en Productie Voorzitter: Prof. Joris Degrieck Faculteit Ingenieurswetenschappen Universiteit Gent

Trefwoorden: voet-enkel, biomechanica, osteotomie, eindig elementenmodel, Mimics, pyFormex, Abaqus Keywords: foot-ankle, biomechanics, osteotomy, finite element modelling, Mimics, pyFormex, Abaqus

Samenvatting Het doel van dit onderzoek was om een het eindig-elementenmodel van de voet, waarvoor tijdens het vorige academiejaar reeds de basis gelegd was, verder te ontwikkelen. Een eerste probleem waaraan het hoofd moest geboden worden, was het optimaliseren van de methode om kraakbeen te genereren. In een latere fase van het onderzoek vond een koerswijzing plaats en werd het doel om de invloed van een enkelosteotomie op de spanningsverdeling in het kraakbeen van de achtervoet te onderzoeken. Eerst werd opnieuw vertrokken van de CT-beelden waaruit de botten gesegmenteerd werden. Later is men overgeschakeld naar botten die men ter beschikking gekregen had van het Europese VAKHUM project. Deze botten werden vervolgens bewerkt met Mimics, Magics en pyFormex om hun mesh te optimaliseren. Vervolgens werd in pyFormex een methode ontwikkeld om het kraakbeen aan te maken op basis van een offset script. Dit alles werd uitgewerkt voor het tibia-talaire gewricht. De botten en het kraakbeen werden ge¨ımporteerd in Abaqus en daar werden dan de belastingen, randvoorwaarden, en dergelijke opgelegd aan het model, alvorens de eigenlijke eindige-elementenanalyse van start ging. Vervolgens werd overgegaan tot de studie van de enkelosteotomie. Hiertoe moest men eerst een grondige studie van de beschikbare literatuur omtrent enkelosteotomieën en arthrose uitvoeren. Daarna kon worden overgegaan tot de ontwikkeling van een methode om een osteotomie te kunnen modelleren. Deze methode werd gevonden in pyFormex. Daar voerde men een aantal snedes en rotaties uit op de botten. Vervolgens kon alles opnieuw ge¨ımporteerd worden in Abaqus, waar kon worden overgegaan tot een eindige-elementenanalyse. Tot slot werden de resulaten die men bekomen had voor de situatie na de enkelosteotomie vergeleken met de uitgangssituatie. Er kon worden besloten dat de hoogste spanningen ten gevolge van de osteotomie verschoven waren naar mediaal, en dat de zone waar deze optreden betrekkelijk kleiner is dan voor de normale situatie. Hopelijk in de toekomst op basis van dit werk nog verder onderzoek gebeuren naar het modelleren van een volledig voet-enkelcomplex en naar het effect van enkelosteotomieën. iii

Summary The purpose of this study was to refine an existing finite element model of the foot, which was developed last year. The first issue was to optimise the method to generate cartilage. Later on there has been some changes, so that the purpose was no longer to refine the existing model, but to investigate the influence of a distal tibial osteotomy on the stresses in the cartilage of the hindfoot. First, the 3D model of the bones was built out of CT-images. Because the available bones were too short to simulate a distal tibial osteotomy, there was a switch to bones fro the European VAKHUM project. The meshes of these bones were optimised in Mimics, Magics and pyFormex. Then, a method has been developed to create a layer of cartilage using an offset script. This was applied to the tibia-talar joint. The bones and the cartilage were then imported in Abaqus. Once this was done, the loads, boundary conditions, etc. were determined and a finite element analysis was performed. Also an extensive study of the ankle osteotomy was made. First there has been a detailed literature study about distal tibial osteotomies and osteoarthrosis. Also there was a method developed to model an osteotomy. This method was based on pyFormex, where cuttings and rotations were executed on the bones. These bones and cartilages were again imported in Abaqus, where a finite element analysis took place. Finally the results of the initial situation of the tibia-talar joint was compared tot the results of the osteotomy model. There was concluded that the highest stresses moved to medial due to the osteotomy. Moreover the zone where the higest stresses occured was smaller in case of the osteotomy than for a normal situation. This entire work should be used in the future to further development of the entire 3D model of the foot-ankle complex and for further investigation on the effect of osteotomies.

iv

Numerical study of the influence of a low tibial osteotomy on the stresses in the hindfoot Annemie De Paepe Supervisor(s): ir. M. De Beule, prof. dr. ir. B. Verhegghe, prof. dr. ir. R. Van Impe and dr. Stefan Desmyter Abstract— The foot is a very important part of the body. It cares the entire body weight, it takes care of the stability and it absorbs the impact during walking. There have been several studies on numerical modelling of the foot. This study describes the development of a stable method to model cartilage and to integrate it in a finite element model, more specific in a model of the tibia-talar joint. Furtermore it describes a method to model an ankle osteotomy. With this model it should be possible to get some insight in the effect of an distal tibia osteotomy on the internal stresses and strains in the tibia-talar joint. Keywords—foot, ankle, biomechanics, osteoarthritis, osteotomy, finite element model, pyFormex, Mimics, Abaqus

I. I NTRODUCTION Thanks to recent developments the biomechanics of the foot are better understood. The last few years there have been several finite element studies on 3D finite element (FE) models of the foot. Last year some collegues had started a project to create a whole finite element model of the human foot-ankle complex [1]. There were still some issues concerning the modelling of cartilage. Therefor it was needed to investigate the modelling of the cartilage more properly. There are two possible ways to model the cartilage. First of all the cartilage can be seen as a fixed volume [2]. In this way, it is only possible to use the model of the cartilage in case of static experiments. Secondly the cartilage can be modelled as two layers between which relative movement is possible [3]. In this way, the same method of modelling can be used in static and dynamic FE analysis. The second objective of this study is to investigate the influence of an osteotomy on the hindfoot. Earlier there wasn’t a lot of interest in this type of surgery, but recently it gained attention. Therefor it is usefull to develop a method to model an osteotomy. Afterwards this model can be loaded into a FE program, where the analysis of the stresses and strains can be performed. In both methods of modelling it is very important to keep some basic criteria in mind. These criteria were based on earlier developed 2D and 3D FE models of the foot [2] [4] [5] [3]. These criteria are the following: first of all the model has to be anatomically correct, a relative movement of the joints should be possible, the mechanical properties of the materials should be implemented in the best possible way, based on available literature. Because the objective is a very simple model, which can serve as a base for future research, ligaments, muscles, tendons and soft tissue are not taken into account.

II. M ETHODOLOGY A. Modelling of cartilage The bones on which the modelling was based, were obtained from the European VAKHUM project [6]. These bones already had a mesh. Since there had been developed an offset script, this was used to obtain two layers of cartilage. This script lets the user select the region in which cartilage was needed. The triangle elements of this region was then extended over a distance equal to the thickness of one cartilage layer. These extended elements got the height equal to this thickness. Several articles were read. Out of thes articles it was found that the mean thickness of the cartilage in a tibia-talar joint is 1,3mm [7]. The creation of the cartilage layer of the tibia is illustrated in figure 1.

Fig. 1. Creation of the cartilage layer of the tibia

After these layers of cartilage were created, the two bones (tibia and talus) and their cartilage layers were exported to Abaqus. In Abaqus a material was dedicated to each part of the model, the assembly was generated and the loads and boundary conditions were applied. Now the 3D FE analysis can take place. The results for the cartilage layer of the talus (left) and of the tibia (right) are found in figure 2.

Fig. 2. Results for the von mises stresses in the cartilage of the talus (left) and the tibia (right)

TABLE I M ATERIAL PROPERTIES cortical bone [4] trabecular bone [4] cartilage [5]

Material conduct isotrope linear elastic isotrope linear elastic isotrope linear elastic

B. Modelling of the osteotomy The second aim was to develop a model for an osteotomy of the distal tibia. Again, the bones were obtained from the VAKHUM project and imported in pyFormex. In pyFormex there were several operations executed on the tibia, such as a cut at a height of 3cm above the distal surface of the tibia. There a wedge of 5 was removed. Afterwards the lower part of the tibia has to be rotated over an angle of 5 to connect again with the upper part. Then everything is again exported to Abaqus where the FE Analysis is done. Figure 3 shows the assembly, and the stresses in the cartilage of the talus and the tibia.

Fig. 3. Left: assembly; Right: Results for the von mises stresses in the cartilage of the talus (left) and the tibia (right) after a tibial osteotomy

Note that there’s actually an reverse method used. For the modelling of the osteotomy there was started from a normal, healthy ankle joint. When an closed wedge osteotomy is applied, this examins actually the effect of open wedge osteotomy where the initial normal joint should be seen as the result after the osteotomy, while the case after the osteotomy corresponds with the case before the open wedge osteotomy. C. Material properties To be able to generate an accurate 3D FE model for the cartilage layers or for the case of an osteotomy, one has to do an extensive literature study. This resulted in a wide range of values, especially for the Young’s modulus of cartilage. In the model that has been developed, there was assumed that the bone and the cartilage had a linear elastic behaviour. This is a strong simplification, but it’s good for a first analysis. The material properties are described in Table I. III. R ESULTS AND D ISCUSSION The first tests were held small on purpose. It was more the objective to search for a modelling method than to establish very complicated 3D FE analyses. The methods are satisfactory. There has been a lot of research on how to model the cartilage. The developed method is one that is accurate, guaranties a perfect contact with the mother bone, and is easy to reproduce. The results that were obtained with the tibia-talar joint were more or less the expected. The method to apply a tibial osteotomy

ρ [kg/m3 ] 1900 0, 45HU + 1000 1100

E [M P a] 19000 4249.10−9 ρ3 10

ν [−] 0.3 0.4 0.4

is also reproducable and precise. Moreover there still has to be done a lot of research about the relative position of the bones after the osteotomy. This relative position strongly affects the stress distribution in the cartilage of the tibia-talar joint. When the results for the tibia-talar joint with and without osteotomy are compared, there is found that the highest stresses underwent a small translation to the medial side of the lower limb. Also the zone in which those higer stresses occure is smaller than without osteotomy. IV. C ONCLUSIONS The aim of this research was to design a modelling method for the cartilage layers of the tibia-talar joint and to evaluate the effect of an ankle osteotomy on the stresses in the hindfoot. There has been a very simple, accurate and reproducable method developed to generate cartilage layers in a FE model. Also there has been searched for a way to model an osteotomy in the human ankle. The developed method is rather satisfactory as the results of the model correspond with the expectations. With the development of these two modelling methods, there has been again created two more pieces of the enormous puzzle of the modelling of a complete foot-ankle complex, but there is still a lot of research to do. R EFERENCES [1] S. Oosterlinck and Pille, “Ontwikkeling van een biomechanisch model van het voet-enkel complex,” Afstudeerwerk, Universiteit Gent, Faculteit Ingenieurswetenschappen, Vakgroep Mechanische Constructie, 2007. [2] P.J. Antunes, G.R. Dias, A.T. Coelho, F. Rebelo, and T. Pereira, “Non-linear finite element modelling of anatomically detailed 3d foot model,” www.materialise.com, 2006, http://www.materialise.com/materialise/download/en/807411/file. [3] J.T.M Cheung, M. Zhang, A.K.L. Leung, and Y.B. Fan, “Three-dimensional finite element analysis of het foot during standing - a material sensitivity study,” Journal of Biomechanics, vol. 38, pp. 1045–1054, 2005. [4] F.A. Bandak, R.E. Tannous, and T. Toridis, “On the development of an osseo-ligamentous finite element model of the human ankle joint,” International Journal of Solids an Structures, vol. 38, pp. 1681–1697, 2001. [5] W.-P. Chen, F.-T. Tang, and C.-W. Ju, “Stress distribution of the foot during mid-stance to push-off in barefoot gait: a 3-d finite element analysis,” Clinical Biomechanics, vol. 16, pp. 614–620, 2001. [6] “Virtual animation of the kinematics of het human for industrial, educational and research purposes,” http://www.ulb.ac./project/vakhum. [7] D.E.T. Shepherd and B.B. Seedhom, “Thickness of human articular cartilage in joints of the lower limb,” Annals of the Rheumatic Diseases, vol. 58(5), pp. 27–34, 1999.

Dankwoord Alvorens echt van start te gaan is het belangrijk om eerst enkele mensen te bedanken voor hun hulp en aanmmoedigingen tijdens de verwezenlijking van dit eindwerk. Eerst en vooral wens ik mijn promotoren, prof. Verhegghe en prof. Van Impe, te bedanken. Prof. Verhegghe stond steeds klaar indien er problemen waren met de Mecaflix server of de BuMPer cluster, wat enorm geapprecieerd werd. Uiteraard gaat ook een woordje van dank naar mijn scriptiebegeleider ir. Matthieu De Beule. Hij heeft me warm gemaakt voor dit onderwerp, heeft mijn vorderingen opgevolgd en tips gegeven waar nodig. Ook dr. Stefan Desmyter, die het onderzoek mee gestuurd heeft in de richting van de enkelosteotomieën en mij heeft bijgestaan bij de eerste stappen in de anatomie, verdient mijn dank. Uiteraard wil ik ook de andere mensen van IbiTech bedanken, in het bijzonder ir. Sofie Van Cauter, die me met raad en daad bij stond bij de problemen die optraden tijdens het modelleren, en ir. Peter Mortier voor het schrijven van het offset-script. Verder wordt ook dr. Annelies Van Erck bedankt, aan haar mocht ik steeds hulp vragen wanneer ik een anatomisch of fysiologisch probleem had. Tot slot wens ik ook nog een bijzonder woordje van dank te richten tot prof. Verdonck, die me met zijn kennis en enthousiasme warm gemaakt heeft voor de biomedische ingenieurstechnieken.

vii

Ervaring en Doelstelling Het oorspronkelijke doel van deze thesis was om het eindige elementen model van het voetenkel complex, waarvoor tijdens de scriptie van het vorige academiejaar reeds de basis werd gelegd, verder uit te breiden. Bovendien diende er een techniek te worden ontwikkeld om op een efficiënte, correcte en nauwkeurige manier kraakbeen te genereren dat dan in dit model kon opgenomen worden, aangezien men bij de vorige techniek nog met een aantal problemen af te rekenen had. In een latere fase van het onderzoek werd beslist dat het doel niet langer het verfijnen en uitbreiden van het reeds bestaande model was, maar dat men een model wou opstellen van een enkelosteotomie. Hier komt uiteraard vrij veel bij kijken. Enerzijds mag men op geen enkel moment vergeten dat men niet te veel mag vereenvoudigen, want dat het allemaal zoveel mogelijk anatomisch correct moet zijn. Anderzijds is het op ingeniertechnisch vlak vaak net wel de bedoeling om een probleem zoveel mogelijk te vereenvoudigen en vervolgens op te lossen. Er zal dus continu een afweging nodig zijn tussen beiden. Uiteindelijk behandelt dit onderzoeken vrij veel uiteenlopende onderwerpen. Men moet zich verdiepen in de anatomie en in de biomechanica. Bovendien moest onderzoek verricht worden naar de techniek die bij een enkelosteotomie toegepast wordt en bij welke patiënten deze behandeling gehanteerd wordt. Tot slot kan men ook niet om het modelleren heen, dus ook op dit vlak was onderzoek nodig. Om dit modelleren mogelijk te maken, moest men uiteraard ook met diverse programma’s leren werken, wat niet altijd even evident was. Hopelijk kan er tijdens de volgende jaren nog worden voortgebouwd op de bevindingen, ontwikkelde methodes en resultaten uit deze scriptie.

viii

Inhoudsopgave 1 Inleiding

1

I

6

Literatuurstudie

2 Anatomie

7

2.1

Inleiding Anatomie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

7

2.2

Inleidende begrippen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

9

2.2.1

De anatomische referentiepositie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

9

2.2.2

Bewegingen van de voet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

10

Het voetskelet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

13

2.3.1

Het onderbeen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

13

2.3.2

De achtervoet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

14

2.3.3

De middenvoet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

17

2.3.4

De voorvoet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

18

2.3.5

Morfologie en functie van het voetskelet . . . . . . . . . . . . . . . . .

18

De gewrichten . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

20

2.4.1

Het gewrichtskapsel . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

20

2.4.2

De gewrichtsspleet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

21

2.4.3

Bijzondere gewrichtsonderdelen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

21

2.4.4

Contactonderhoud . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

22

2.4.5

Indeling van de gewrichten . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

22

2.4.6

De voetgewrichten . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

24

2.5

De spieren en pezen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

30

2.6

Vormen van de voet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

32

2.6.1

Welving en functie van de voet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

32

2.6.2

Afwijkingen van de voet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

34

2.3

2.4

ix

Inhoudsopgave

x

3 Biomechanica 3.1

3.2

37

Biomechanica van het bot . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

37

3.1.1

Samenstelling en structuur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

38

3.1.2

Biomechanische eigenschappen van het bot . . . . . . . . . . . . . . .

40

3.1.3

Botadaptatie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

43

Biomechanica van het gewrichtskraakbeen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

47

3.2.1

Samenstelling en structuur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

48

3.2.2

Biomechanische eigenschappen van het gewrichtskraakbeen . . . . . .

51

4 Arthrose 4.1

63

Definitie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

65

4.1.1

Beschermingsmechanismen van de gewrichten . . . . . . . . . . . . . .

65

4.2

Rol van kraakbeen bij gewrichtsschade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

66

4.3

Risicofactoren . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

66

4.3.1

Systemische risicofactoren . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

67

4.3.2

Risicofactoren in de omgeving van het gewricht . . . . . . . . . . . . .

68

4.3.3

Belastingsfactoren . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

69

4.3.4

Bronnen van pijn . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

71

Behandeling . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

71

4.4

5 Osteotomie

II

74

5.1

Enkelosteotomie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

75

5.2

Indicaties en contra-indicaties . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

76

5.3

Pre-operatieve planning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

76

5.4

Techniek . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

78

5.5

Effecten . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

79

Onderzoek

81

6 Modellering kraakbeen

82

6.1

Inleiding . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

82

6.2

Onderzoek 2006-2007 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

82

6.3

Vast volume kraakbeen

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

88

6.3.1

Model van Antunes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

88

6.3.2

Model met behulp van Mimics . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

89

Twee aparte zones kraakbeen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

91

6.4

Inhoudsopgave

xi

7 Model tibia-talair gewricht 7.1

7.2

7.3

VAKHUM . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

97

7.1.1

Morfologische data . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

98

7.1.2

Kinematische data . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

98

Model botten en kraakbeen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

99

7.2.1

Botten . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

99

7.2.2

Kraakbeen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 103

Eindig elementenmodel in Abaqus . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104 7.3.1

Importeren botten en kraakbeen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104

7.3.2

Materialen toekennen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 105

7.3.3

Aanmaken assembly . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 105

7.3.4

Definitie tijdsstap

7.3.5

Contactdefinities . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 107

7.3.6

Belastingen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 109

7.3.7

Randvoorwaarden . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 109

7.3.8

Job

7.3.9

Resultaten

8.2

8.3

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 106

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 110 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 110

8 Model enkelosteotomie 8.1

96

113

Simulatie osteotomie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 114 8.1.1

Mimics . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 114

8.1.2

pyFormex . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 116

Model in Abaqus . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 118 8.2.1

Assembly . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 118

8.2.2

Tijdsstap . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 119

8.2.3

Contactdefinitie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 119

8.2.4

Belastingen en randvoorwaarden . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 120

8.2.5

Job

8.2.6

Resultaten

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 120 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 120

Vergelijking resultaten met en zonder enkelosteotomie . . . . . . . . . . . . . 122

9 Conclusies en perspectieven

123

Bibliografie

128

Hoofdstuk 1

Inleiding Het voet-enkel complex is een zeer belangrijk onderdeel van het menselijk lichaam. Enerzijds heeft de voet een functie als schokdemper en stabilisator, anderzijds speelt hij uiteraard ook een zeer belangrijke rol in de voortbeweging van de mens. Het is mede dankzij het ingewikkelde voet-enkel complex dat de mens één van de weinige zoogdieren is die rechtop kan lopen. De menselijke voet is opgebouwd uit 26 afzonderlijke botten, 33 gewrichten, 107 ligamenten en 19 spieren en pezen waarmee de bijzonder ingewikkelde bewegingen worden gemaakt om te kunnen lopen. Op zich zijn deze cijfers niet zo belangrijk, ze tonen enkel aan hoe complex de structuur van de voet is. Voetmodel 2006-2007 Tijdens het vorige academiejaar (2006-2007) [28] werd reeds een eerste stap gezet in de ontwikkeling van een 3D-eindig elementenmodel van de voet . Hierbij werd gebruik gemaakt van de methode die weergegeven wordt in de onderstaande flowchart (fig. 1.1). Men is vertrokken van de CT-scans van een normale kadavervoet. Hieruit heeft men dan vervolgens door middel van Mimics (Materialise, Leuven) de verschillende afzonderlijke botten gesegmenteerd. Nadat deze segmentatie is volbracht, dient er een mesh te worden toegekend aan deze botten. Vervolgens zal men deze mesh zoveel mogelijk trachten te optimaliseren aan de hand van Mimics Remesher (Materialise Leuven). Vervolgens zal men een middel moeten zoeken om het kraakbeen te modelleren. Vorig jaar gebeurde dit door twee afzonderlijke laagjes te creëren met behulp van extensie en boolean operaties toe te passen op de botten. Het zachte weefsel zal men vervolgens modelleren door de segmentatie van de volledige voet, en hiervan met behulp van boolean operaties de verschillende botten en het kraakbeen af te trekken. Op die manier bekomt men een zacht weefsel dat perfect zal aansluiten aan de 1

Hoofdstuk 1. Inleiding

2

botten en het kraakbeen, zodat er geen lege ruimte in het voetmodel raakt. Dit zou immers voor problemen kunnen zorgen bij de effectieve berekeningen. Eens deze verschillende onderdelen van de voet gesegmenteerd zijn en voorzien zijn van een mesh, kan men de verschillende botten, de kraakbeenzones, het zachte weefsel, en eventueel de belangrijkste spieren en gewrichten, exporteren naar een eindig elementen programma, meerbepaald Abaqus. Met behulp van dit programma zal men vervolgens materiaaleigenschappen, contactdefinities, belastingen, randvoorwaarden, ... en dergelijke toekennen. Hierna kan pas begonnen worden met de eigenlijke simulatie.

Figuur 1.1: overzicht werkwijze voetmodel 2006-2007 [28]

Het model van het vorige academiejaar was echter nog niet volledig en vertoonde nog een aantal onvolkomenheden. Zo stond onder andere de modellering van de kraakbeenlaagjes nog niet volledig op punt. In deze scriptie was een eerste belangrijke doel dan ook om deze kraakbeenmodellering grondig te bestuderen en de methode te verfijnen of een nieuwe methode te zoeken. In een latere fase zou dan worden gekeken naar de uitbreiding van het model van de achtervoet van het vorige academiejaar naar een volledig voet-enkel complex. In het tweede semester is er echter een behoorlijke koerswijziging geweest. De ontwikkeling van een stabiele methode voor het modelleren van kraakbeen bleef een topprioriteit. Het


3

was echter niet langer de bedoeling om het model van de achtervoet uit te breiden naar het volledige voet-enkel complex, maar men zou zich beperken tot de modellering van het tibia-talaire gewricht. Vertrekkende daarvan moest dan een model ontwikkeld worden om het effect van een enkelosteotomie op het tibia-talaire gewricht te bepalen. Doel eindig elementenmodel voet-enkel complex Uit verschillende studies ([21], [16]) is gebleken dat er voor wat betreft de morfologie van de botten met articulerende oppervlakken en ligamenten, en de passieve mechanische karakteristieken van het voet-enkel, een sterke variatie optreedt van persoon tot persoon. Hierdoor is een standaard behandeling voor een bepaald probleem niet steeds de juiste oplossing voor elke patiënt. Men zal dus in de toekomst meer en meer aandacht moeten besteden aan patiëntspecifieke behandelingsprocedures voor wat betreft enkelaandoeningen. De ontwikkeling van een methode om snel over te gaan van bijvoorbeeld CT-beelden van een patiënt naar een patiëntspecifiek 3D-model zal ertoe bijdragen dat het in de toekomst meer en meer mogelijk wordt om een individueel behandelingsplan op te stellen voor elke patiënt. Met behulp van een biomechanisch model zou men immers in staat zijn om enerzijds gerichter de oorzaak van bepaalde problemen te onderzoeken en anderzijds om virtueel naar de beste oplossing op zoek te gaan. Men kan dan virtuele ingrepen uitvoeren en het effect ervan beschouwen, zonder dat de patiënt hier hinder van ondervindt. Anatomie Aangezien het doel van deze studie is om een gedetailleerd, anatomisch correct model van het voet-enkel complex op te stellen, is het noodzakelijk dat men wat kennis vergaart over de ligging en de functie van de verschillende botten, pezen, spieren en gewrichten in de voet en de enkel. Deze kennis kan worden vergaard aan de hand van anatomische atlassen. Aangezien men hier voornamelijk ge¨ınteresseerd was in het opstellen van een eenvoudig model waarbij men voorlopig niet al te veel aandacht wenste te besteden aan het zachte weefsel, de spieren, de pezen en de ligamenten, zullen voornamelijk de botten en de gewrichten aan bod komen. Biomechanica Uiteraard zullen ook de materiaal- en contacteigenschappen van de anatomische entiteiten van primordiaal belang zijn in bij het opstellen van een biomechanisch model van het voet-enkel complex. Hierover vindt men in de literatuur de meest uiteenlopende stellingen terug, terwijl precieze experimentele resultaten helemaal onvindbaar zijn. Om een degelijk en correct model op te stellen, zal er ook op het vlak van materiaaleigenschappen nog baanbrekend onderzoek


4

moeten worden verricht. Arthrose Arthrose is een vaak voorkomende gewrichtsaandoening, die vooral optreedt bij ouderen. Ten gevolge van de hogere levensverwachting en het toenemende aantal mensen met obesitas, wat een belangrijke risicofactor is, treedt arthrose frequenter op. Arthrose treedt op ten gevolge van slijtage aan het gewricht. Op basis van kadaverstudies heeft men vastgesteld dat arthrose bijna universeel is bij oudere mensen. In bepaalde gevallen kan een enkelosteotomie worden toegepast als behandeling. Osteotomie Een osteotomie is een operatie waarbij men een stuk bot wegneemt of toevoegt om de stand van een ledemaat te corrigeren. Bij een open-wig osteotomie voegt men een wig toe aan het bot, terwijl men bij een gesloten-wig osteotomie een wig weg haalt. Een osteotomie wordt vaak toegepast in geval van arthrose ten gevolge van een trauma. Aangezien het één van de doelstellingen van dit werk was om de invloed van een enkelosteotomie op de krachtwerking in de achtervoet te analyseren, zal men genoodzaakt zijn om zich iets grondigere te verdiepen in deze ingreep om op die manier tot een correcter model te komen. Modellering kraakbeen Zoals hierboven reeds vermeld werd, zal er extra aandacht worden besteed aan de modellering van de kraakbeenzones. Hierbij zullen verschillende mogelijke pistes onderzocht worden en hun verschillende voor-en nadelen worden ten opzichte van elkaar afgewogen. Belangrijk hierbij is echter wel dat de geometrie van de gecreëerde kraakbeenzones zo goed mogelijk de anatomische geometrie ervan benadert. Model tibia-talair gewricht Eerst en vooral zal een model worden opgesteld van één van de belangrijkste gewrichten van de voet, namelijk het gewricht tussen de tibia en de talus. Hierbij worden de verschillende stappen besproken die nodig zijn voor de simulatie aan de hand van een eindig elementenmodel in Abaqus. Hierbij zal belang gehecht worden aan de materiaal- en contactdefinities, aan de belastingen, de randvoorwaarden, ... Eens dit model min of meer op punt staat, zal het vlotter gaan om het model uit te breiden naar een volledig voet-enkel complex.


5

Model enkelosteotomie In een volgende fase van het onderzoek wordt een model opgesteld van een tibia-talair gewricht waarop een enkelosteotomie is uitgevoerd. Hierbij dient extra aandacht te worden besteed aan de simulatie van de osteotomie. Eerst werd gedacht aan een modellering door middel van de specifieke wizard in Mimics om osteotomieën uit te voeren. Omdat deze methode behoorlijk grafisch, gebruikersafhankelijk en moeilijk reproduceerbaar was, werd overgestapt op een methode met behulp van pyFormex. Verder verloopt de modellering analoog als voor het normale tibia-talaire gewricht. Validatie Eigenlijk mag men nooit zomaar vertrouwen op een eindige elementensimulatie zonder dat er een validatie werd uitgevoerd. Op zich is het immers niet zo moeilijk om resultaten te halen uit een programma als Abaqus. Jammer genoeg zijn deze resultaten niet steeds klinisch relevant omdat men vaak zo veel aannames doet. De resultaten zullen dus zo veel mogelijk moeten vergeleken worden met experimentele data en met waarden uit de literatuur. Aangezien er echter nog maar weinig bekend is over de inwendige spanningsverdeling in de voet, is het voorlopig nagenoeg onmogelijk om onze bevindingen te valideren.

Deel I

Literatuurstudie

6

Hoofdstuk 2

Anatomie 2.1

Inleiding Anatomie

Het is onmogelijk om een correct eindig-elementenmodel op te stellen van de voet, zonder zich te verdiepen in de anatomie ervan. Men dient de achtergrond van de respectieve functies en eigenschappen van de verschillende voetentiteiten te kennen, alvorens men kan overgaan tot het opstellen van een anatomisch correct model. De mens beschikt over een grote diversiteit en fijnheid van beweging in vergelijking met de andere zoogdieren. Dit zal uiteraard ook weerspiegeld worden in de anatomische opbouw van de voet, aangezien de fijne motoriek van de mens niet enkel te danken is aan zijn grote herseninhoud en de fijne zenuwbedrading van de vele skeletspieren, maar ook aan de vele gewrichten die het been en de voet een vrij grote vrijheid in beweging toelaat.

Figuur 2.1: anatomische entiteiten in voet en onderbeen [32]

Het voet-enkel complex kan worden opgesplitst in 3 welafgebakende delen: het voetskelet (Paragraaf 2.3), de gewrichten (Paragraaf 2.4) en de spieren en pezen (Paragraaf 2.5). Uiter7

Hoofdstuk 2. Anatomie

8

aard draagt ook het zachte weefsel bij tot de voortbeweging. Het beperkt zich echter tot het absorberen van schokken en het verdelen van de spanningen. In wat volgt zullen dan ook respectievelijk de botten, de gewrichten en de spieren en pezen specifiek voor het voet-enkel complex toegelicht worden.


2.2

9

Inleidende begrippen

Om de ligging en het verloop van de anatomische structuren eenduidig te kunnen beschrijven, is het noodzakelijk dat men verwijst naar een geijkte toestand die bij conventie vastligt, de zogenaamde anatomische referentiepositie [18]. Deze positie verwijst naar een rechtopstaande persoon, waarvan de armen neer hangen langs de romp en de handpalm naar voren gericht is, zoals weergegeven in de onderstaande figuur 2.2.

Figuur 2.2: referentievlakken van het lichaam [42]

2.2.1

De anatomische referentiepositie

De bewegingen van het menselijk lichaam, dus ook van de voet, kunnen gedefinieerd worden ten opzichte van drie referentievlakken. In Figuur 2.2 onderscheiden we het frontale, transversale en sagittale vlak. Het frontale vlak wordt gedefinieerd als het vlak evenwijdig met de lengte-as van het lichaam en met het voorhoofd. Het loopt dus verticaal en verdeelt het lichaam in een voor- en achterkant. Het sagittale vlak is het vlak evenwijdig met de lengte-as van het lichaam en loodrecht


10

op het frontale vlak. Het scheidt met andere woorden de linkerkant van het lichaam van de rechterkant. Indien het vlak door het midden van het lichaam loopt en het aldus in twee uitwendig symmetrische helften verdeelt, spreekt men van een mediaan (of mediosagittaal) vlak. Een vlak parallel met, maar naast het mediaan vlak wordt een parasagittaal vlak genoemd. Het transversale vlak is een horizontaal vlak loodrecht op de lengte-as van het lichaam. Op basis van deze referentievlakken kunnen ook enkele assen gedefinieerd worden. De sagittale as (X-as) staat loodrecht op het frontale vlak, de longitudinale as (Y-as) loodrecht op het transversale vlak en de transversale as (Z-as) loodrecht op het sagittale vlak. Verder worden ook nog de termen mediaal en lateraal vaak gebruikt. Mediaal wijst op de binnenzijde, terwijl lateraal de buitenzijde aanduidt. Voor de rechtervoet is de mediale kant dus de linkerkant en de laterale kant de rechterkant. Ook proximaal, distaal, plantair en dorsaal zijn vaak voorkomende begrippen. Proximaal betekent naar de romp toe, distaal van de romp weg, plantair betekent de zoolzijde en dorsaal de rugzijde. In de tekst betekent dorsaal het zicht van bovenaf en plantair dit van onderaan.

2.2.2

Bewegingen van de voet

De voet kan rond verschillende assen roteren. Hieronder zullen de mogelijke bewegingen in de verschillende referentievlakken kort toegelicht worden. Dit is een samenvatting van wat mijn voorgangers reeds beschreven hadden op basis van de beelden van de site van de vakgroep Bewegings-en Sportwetenschappen van de Universiteit Gent1 . Dorsaalflexie en plantarflexie Bij dorsaalflexie en plantarflexie bekijkt men het lichaam sagittaal, volgens de transversale as. Dorsaalflexie is het naar boven heffen van de tenen. Plantarflexie is het naar onder duwen van de tenen (Figuur 2.3).

Figuur 2.3: dorsaalflexie DF en plantairflexie PF (rechtervoet) [42] 1

http://users.ugent.be/ pcleven/Lab-software/pro-supinatie.html


11

Abductie en adductie Bij abductie en adductie bekijkt men het lichaam transversaal, volgens de lengte-as. Abductie is het naar buiten draaien van de voet, terwijl adductie het naar binnen draaien is. Dit wordt ge¨ıllustreerd in de onderstaande figuur (Figuur 2.4).

Figuur 2.4: abductie en adductie (rechtervoet) [42]

Inversie en eversie Indien men het lichaam frontaal volgens de sagittale as beschouwt, dan is inversie het opheffen van de binnenkant (de mediale kant) van de voet. Eversie is het opheffen van de buitenkant. Deze beiden kunnen teweeggebracht worden door een reactie van de voet met de ondergrond, maar kunnen eveneens veroorzaakt worden door de stand van het onderbeen ten opzichte van de voet (Figuur 2.5).

Figuur 2.5: inversie en eversie (rechtervoet) [42]

Pronatie en supinatie Pronatie en supinatie zijn eigenlijk combinaties van de hoger vermelde bewegingen. Pronatie is een samenstelling van eversie, abductie en dorsaalflexie waarbij de enkel te veel naar binnen kantelt. Mensen die overproneren, steunen te veel op de mediale zijde van de voetzool. Supinatie is het tegengestelde van pronatie en is een samenstelling van inversie, adductie en plantairflexie. Mensen die oversupineren lopen op de buitenkant van de voetzool.


12

Figuur 2.6: pronatie en supinatie (rechtervoet) [42]

Pronatie van de voet speelt een belangrijke rol bij uiteenlopende situaties. Pronatie is noodzakelijk om het contact tussen de voet en de grond aan te kunnen passen aan oneven terreinen en hellingen. Verder helpt pronatie bij het absorberen van de schokken ten gevolge van de impactkracht bij het wandelen, lopen, ... Tot slot neemt pronatie ook rotaties van het onderbeen op. Supinatie van de voet is dan weer noodzakelijk voor het creëren van een stabiele steunbasis voor het lichaamsgewicht. Maximale Bewegingen Tabel 2.1 geeft de maximale uitwijkingen die de voet kan ondergaan. Tabel 2.1: maximale bewegingen [26]

maximale uitwijking t.o.v. normale stand dorsaalflexie

20°

plantairflexie

30°

inversie

30°

eversie

20°


2.3

13

Het voetskelet

De bouw van de voet is aangepast aan twee belangrijke functies: hij draagt het gewicht van het lichaam en werkt mee als hefboom om te gaan/lopen. Het voetskelet is op te splitsen in drie grote onderdelen: [22] [31]. voetwortel of achtervoet (tarsus): deze bestaat uit 7 voetwortelbeentjes (ossa tarsi)

die samen de enkel en de hiel vormen. Ze vervullen een dragende functie en geven het lichaamsgewicht over aan de grond. Vooral dit onderdeel zal belangrijk zijn voor dit werk. middenvoet (metatarsus): De middenvoet bestaat uit 5 lange middenvoetsbeentjes die

samen het voetgewelf vormen. Ze vervullen een verende functie en dempen de schokken bij het lopen. voorvoet (phalanges): bestaat uit 14 teenkootjes die samen de vijf tenen vormen. Ze

staan in voor het evenwicht. Voor dit naslagwerk zal ook het onderbeen van belang zijn. Dit bestaat uit een scheenbeen (tibia) en een kuitbeen (fibula) die het lichaamsgewicht overbrengen naar de voet. Figuur 2.7 stelt de onderverdelingen visueel voor. De grens tussen achtervoet en middenvoet wordt gevormd door de gewrichtslijn van Lisfranc.

Figuur 2.7: onderverdeling voet [32]

2.3.1

Het onderbeen

Het onderbeen is opgebouwd uit twee beenderen die de knie met de enkel verbinden, namelijk het scheenbeen (tibia) en het kuitbeen (fibula). Het scheenbeen is het sterkste beenstuk, dat alleen de verbinding tussen dijbeen en voetskelet verzorgt.


14

Figuur 2.8: scheenbeen en kuitbeen (rechterbeen) [32]

Het kuitbeen bevindt zich aan de laterale zijde van het scheenbeen. Beide botten zijn met elkaar verbonden door middel van een stevig membraan (membrana interossea cruris). Beide botten zijn even lang, maar het kuitbeen is ten opzichte van het scheenbeen ongeveer 1 cm naar beneden verschoven. Het kuitbeen is in verhouding tot zijn lengte het smalste bot van alle menselijke beenderen. Het draagt het lichaamsgewicht niet, maar ondersteunt het enkelgewricht. Onderaan is het kuitbeen verbonden met het sprongbeen en het scheenbeen. Het scheenbeen rust onderaan op het sprongbeen. De distale uiteinden van het scheenbeen en het kuitbeen omvatten het bovenste deel van het sprongbeen. Dit noemt men de enkelvork.

2.3.2

De achtervoet

De achtervoet (tarsus) bestaat dus zoals hoger vermeld uit 7 voetwortelbeentjes (ossa tarsi): het sprongbeen (talus), het hielbeen (calcaneus), het scheepvormig been (os naviculare), het teerlingbeen (os cuboideum), en de drie wigbormige beenderen (ossa cuneiformia), respectievelijk het mediale, intermediale en laterale wigbeen. Deze zeven botten hebben allen een belangrijke gewichtsdragende functie.


15

Figuur 2.9: achtervoet (rechtervoet), (a) dorsaal en (b) plantair [32]

De talus (het sprongbeen) articuleert met de tibia en de fibula aan de craniale en laterale zijde. Het is het belangrijkste onderdeel van de enkel en is de enige verbinding tussen het onderbeen en de voet. Het contactoppervlak met het onderbeen (de tibia en de fibula) is vrij klein, waardoor het bovenoppervlak aan zeer hoge drukspanningen zal worden blootgesteld.

Figuur 2.10: sprongbeen (rechtervoet), (a) dorsaal en (b) plantair [32]

De talus articuleert bovendien met de calcaneus (het hielbeen) aan de caudale zijde en met het os naviculare aan de ventrale zijde. Op die manier wordt het lichaamsgewicht verdeeld over de andere beenderen van de voet. Het plantaire vlak van de talus steunt op het dorsale vlak van de calcaneus. Dit contact wordt verwezenlijkt door een concaaf vlak. De kop van


16

de talus maakt een convex contact met het os naviculare. Ter hoogte van de kop van de talus treden geregeld breuken op. Om een efficiënt contact met de malleoli te bekomen, is de talus zowel lateraal als mediaal lichtjes concaaf. Op het oppervlak van de talus kunnen min of meer ontwikkelde gewrichtsfacetten worden aangetroffen. De calcaneus (het hielbeen) is het grootste voetwortelbeen en is het enige been van de voetwortel dat contact maakt met de grond. Op deze manier brengt dit bot een groot deel van het lichaamsgewicht over naar de grond. Dit bot loopt door tot achter de tibia en de fibula en op zijn uiteinde grijpt de achillespees aan. Zo ontstaat hefboomwerking bij het samentrekken van de kuitspieren, met als rotatiepunt de enkel. De dorsale zijde van de calcaneus staat via een convex oppervlak in contact met de talus. Tussen de beide botten bevindt zich een opening (sinus tarsi) waardoor ligamenten lopen. De calcaneus loopt tot aan de os naviculare en aan de mediale kant bevat het een gleuf voor de flexor hallucis longus.

2

Figuur 2.11: hielbeen (rechtervoet), (a) mediaal en (b) lateraal [32]

De talus en de calcaneus zijn de belangrijkste botten van de achtervoet. Deze twee botten zijn gescheiden van de overige 5 voetwortelbeentjes door de gewrichtslijn van Chopart. De calcaneus bestaat uit een relatief groot gedeelte trabeculair bot ten opzichte van het corticale bot, waardoor het vrij gevoelig is aan breuk. Het scheepvormig been (os naviculare) vormt gewrichten met de talus en met de drie wigvormige beenderen. Op het vlak dat naar de taluskop is gekeerd, ligt het uitgeholde gewrichtsvlak voor deze kop. Aan de distale kant is het scheepsbeen verbonden met de drie wigbeenderen aan de hand van drie afzonderlijke raakvlakken. Aan de laterale kant van het scheepsbeen bevindt zich een klein vlak dat de verbinding vormt met de calcaneus; de knobbel aan de mediale zijde vormt het aanhechtingspunt van de tibialis posterior. 2

Klinische opmerking: Vaak loopt van het midden van de distale zijde van de calcaneus een naar voren ge-

richt benig uitsteeksel, het hielbeenspoor. Hieraan ontspringen verschillende spieren van de voetzool, waardoor dit spoor zeer pijnlijk kan zijn.


17

Het teerlingbeen (os cuboidum) is lateraal korter dan mediaal. Distaal liggen de gewrichtsvlakken voor het vierde en vijde middenvoetsbeentje. Deze zijn door een inkeping van elkaar gescheiden. Mediaal ligt een gewrichtsvlak voor articulatie met het laterale wigbeen en soms daarachter een klein gebied voor articulatie met het os naviculare. Op het distale oppervlak loopt een peesgroef waarin zich de peoneus longus bevindt. De drie wigvormige beenderen (ossa cuneiformia) onderscheiden zich van elkaar door hun grootte en hun ligging in het voetskelet. Het mediale is het grootste, terwijl het intermediale het kleinste van de drie is. Naar achter toe hebben alle drie de wigvormige beenderen articulatievlakken voor een gewrichtsverbinding met het scheepvormige been. Distaalwaarts bezitten ze gewrichtsverbindingen met de middenvoetsbeentjes. Onderling zijn de drie botjes eveneens door gewrichten verbonden.

2.3.3

De middenvoet

De middenvoet (metatarsus) is opgebouwd uit vijf middenvoetsbeentjes (ossa metatarsi) die samen het voetgewelf vormen. Deze middenvoetsbeentjes zijn pijpbeenderen met een dorsaalwaarts gerichte welving en zijn de langste botten van de voet. Het os metatarsale I is het kortste en dikste van deze beentjes, dit bot staat in verbinding met de grote teen en zal het meeste lichaamsgewicht dragen. De basis van de middenvoetsbeentjes is aan de dorsale zijde breder dan aan de plantaire. Ze dragen op de naar elkaar gekeerde zijden gewrichtsvlakken voor onderlinge verbinding en naar achter toe (proximaal) gewrichtsvlakken voor verbinding met het scheepsvormig been en de wigbeentjes.

Figuur 2.12: middenvoet (rechtervoet), (a) dorsaal en (b) plantair [32]


2.3.4

18

De voorvoet

De voorvoet wordt gevormd door de vijf tenen. De grote teen bestaat slechts uit twee teenkootjes, terwijl alle andere tenen opgebouwd zijn uit 3 teenkootjes. Op die manier komt men tot een totaal van vijf proximale kootjes (phalanx proximalis), vier middenkootjes (phalanx media) en vijf distale kootjes (phalanx distalis).

Figuur 2.13: voorvoet (rechtervoet), (a) dorsaal en (b) plantair [32]

2.3.5

Morfologie en functie van het voetskelet

Bij het voetskelet valt op dat in het achterste deel de beenderen boven elkaar gelegen zijn, terwijl ze in het middelste en voorste deel naast elkaar gelegen zijn. Daardoor ontstaat het voetgewelf. Hierbij worden een sagittaal overlangs en een transversaal dwars gewelf onderscheiden. Het voetgewelf draagt bij aan het opvangen van het lichaamsgewicht en zorgt ervoor dat het lichaamsgewicht verdeeld wordt tussen het hielbeen en het caput van metatarsaal I en V.


19

Figuur 2.14: binnenste beenrij (lichtgrijs) en buitenste beenrij (donkergrijs) [31]

Vanuit de talus loopt een binnenste beenrij (lichtgrijs) naar voren. Vanuit de calcaneus strekt zich een buitenste rij (donkergrijs) naar voren uit. Dit wordt ge¨ıllustreerd in fig. 2.14. Tot de binnenste rij behoren talus, os naviculare, de wigbeentjes en de drie mediale middenvoetsbeentjes met de aansluitende teenkootjes. De buitenrij wordt gevormd door de calcaneus, het scheepvormige been en de twee buitenste middenvoetsbeentjes met de aansluitende teenkootjes. Hieruit volgt dat de voet voorin breed en achterin smal is. Bovendien is hij achteraan hoger dan vooraan. Ten slotte vormt hij een van binnenuit toegankelijk, nisvormig gewelf met een overlangse en een dwarse kromming. De overlangse kromming is aan de binnenste voetrand sterker ontwikkeld dan aan de buitenste. De dwarswelving is alleen in het middelste en voorste deel van de voet goed ontwikkeld.


2.4

20

De gewrichten

De gewrichten van het menselijk lichaam hebben twee belangrijke functies. Enerzijds verzekeren zij de beweeglijkheid, anderzijds stabiliseren ze het lichaam waardoor de mens een bepaalde positie kan aanhouden. Beide functies werken elkaar in feite tegen. Hoe beweeglijker het gewricht, hoe minder stabiel, en vice versa [31]. Gewrichten bestaan uit articulerende vlakken (gewrichtsvlakken), een gewrichtskapsel (capsula articularis), tussen de gewrichtsvlakken een gewrichtsspleet (cavitas articularis), en naar behoefte ook nog andere onderdelen, zoals versterkingsbanden, tussenschijven, gewrichtslippen en slijmbeurzen (stootkussens).

Figuur 2.15: synoviaal gewricht

Een gewricht moet uit minstens twee gewrichtsvlakken bestaan. Deze zijn meestal bekleed met kraakbeen. Het kraakbeen is tandvormig met het been verbonden, het oppervlak is glad en glanzend. De dikte van de kraakbeenlaag varieert. Dit werk concentreert zich vooral op het tibia-talair gewricht. Hiervoor werd een kraakbeendikte van 1,3 mm aangenomen.

2.4.1

Het gewrichtskapsel

Het kapsel kan stevig of slap zijn en is in de buurt van de kraakbeenbogen aan de gewrichtsvlakken bevestigd. Het bestaat uit twee lagen. Het binnenste membraan (membrana synovialis) bevat elastische vezelfs, bloedvaten en zenuwen. De rijkdom aan bloedvaten staat in direct verband met de activiteit, daarom zijn arbeidsintensieve gewrichten altijd bloedrijker dan arbeidsarme. Dit membraan heeft bovendien naar binnen uitstekende, vet bevattende uitsteeksels, de synoviale plooien en de synoviale vlokken. Het buitenste membraan (membrana fibrosa) varieert in dikte en bevat weinig elastische, maar wel veel collagene vezels.


2.4.2

21

De gewrichtsspleet

De gewrichtsspleet (cavitas articularis) is een spleetvormige, capillaire ruimte, die gewrichtssmeer (synovia) bevat. Dit is een helder, slijmbevattend vocht. Behalve een smerende functie heeft het ook een kraakbeenvoedende functie. Zijn viscositeit is afhankelijk van de temperatuur. Hoe lager de temperatuur, hoe visceuzer de synovia.

2.4.3

Bijzondere gewrichtsonderdelen

Ligamenten Afhankelijk van de functie zijn er versterkingsbanden voor het gewrichtskapsel, leidende banden bij bewegingen, of remmingsbanden voor beperking van de bewegingen aanwezig. Naar hun liggen kunnen extracapsulaire, capsulaire en intracapsulaire banden worden onderscheiden.

Figuur 2.16: ligamenten van de enkel [5]

Disci of menisci articulares Dit zijn tussenschijven opgebouwd uit collageen bindweefsel en vezelig kraakbeen. Meestal is er een nauwe samenhang met het gewrichtskapsel. Een discus splitst een gewrichtsspleet volledig, een meniscus slechts gedeeltelijk. Ze hebben een regelende functie, verbeteren de gewrichtscontacten en kunnen ook leiden tot twee volledig gescheiden gewrichtsholten.


22

Gewrichtslippen Gewrichtslippen (labra articularia) bestaan uit collageen bindweefsel met verspreide kraakbeencellen. Ze dienen ter vergroting van het gewrichtsvlak. Synoviale holtes Synoviale holtes (bursae synoviales) kunnen in verbinding staan met de gewrichtsspleet. Het zijn grotere of kleinere, dunwandige, door het synoviaal membraan beklede ruimten, die weliswaaar een zwakke plek van een gewricht vormen, maar de gewrichtsholte wel vergroten.

2.4.4

Contactonderhoud

Er zijn diverse momenten en krachten die op twee gewrichtsvlakken inwerken en daardoor het contact tussen de vlakken onderhouden. Allereerst zijn er de spieren die het gewricht overspannen en die voor een bepaald contact zorgen. Bovendien dragen de versterkingsbanden van het kapsel hiertoe bij. Daarenboven bestaat er een zekere adhesiewerking en ondervindt het gewricht de invloed van de luchtdruk.

2.4.5

Indeling van de gewrichten

Gewrichten kunnen op verschillende wijzen worden ingedeeld, bijvoorbeeld naar de assen, waarbij onderscheid wordt gemaakt tussen één, twee of meer assen, of naar de beweeglijkheidsgraden, waarbij de gewrichten worden ingedeeld naargelang één, twee of drie vrijheidsgraden voor de beweging. Een andere indeling berust op het aantal gewrichtsvlakken, waarbij enkelvoudige (articulatio simplex) en samengestelde gewrichten (articulatio composita) te onderscheiden zijn. Een enkelvoudig gewricht bestaat uit twee gewrichtsvlakken die in een gewrichtskapsel liggen. Verschillende gewrichten kunnen met elkaar gecombineerd zijn doordat ze zich bijvoorbeeld op verschillende plaatsen van twee beenderen bevinden, of doordat ze in beweging komen door de werking van één of meer spieren die de verschillende gewrichten overspannen. Verder zijn de gewrichtsvlakken in te delen naar de vorm van de gewrichtsvlakken. [22] vlak gewricht (articulatio plana): dit bestaat uit twee platte gewrichtsvlakken en heeft

twee bewegingsmogelijkheden (schuifbewegingen). scharniergewricht (ginglymus): bestaat uit een bol en een hol gewrichtsvlak. Vaak ligt

in het holle gewrichtsvlak een lijstvormig uitsteeksel, dat past in een groef van het bolle vlak. Door stevige, zijdelingse banden ontstaat een verdere fixatie. Scharniergewrichten hebben één bewegingsmogelijkheid


23

draaigewricht (articulatio trochoidea): kan een wig of radgewricht zijn. Beiden zijn

eenassig en hebben één bewegingsmogelijkheid; beide gewrichten bestaan uit een bol, cilindrisch gevormd, en een hol gewrichtsvlak. De gewrichtsas loopt door het cilindrische deel. Bij het wiggewricht draait het cilindrische gewrichtsvlak binnen het door ligamenten vergrote, holle gewrichtsvlak. Bij het radgewricht beweegt het holle gewrichtsvlak echter om het bolle. ei- of ellipsoid gewricht (articulatio ellipsoidea): heeft een bol en een hol ellipsvormig

gewrichtsvlak. Er zijn twee hoofdassen en twee bewegingsmogelijkhiden. Als samengestelde beweging is ronddraaiing mogelijk. zadelgewricht (articulatio sellaris): bestaat uit twee zadelvormige gewrichtsvlakken,

waarbij elk gewrichtsvlak een bolle en een holle kromming heeft. Er zijn twee hoofdassen en twee bewegingsmogelijkheden, maar het gewricht is ook veelassig. Ronddraaiing is mogelijk. kogelgewricht (articulatio speroidea): dit is veelassig en heeft een kom (pan) en een kop

(knobbel). Drie bewegingen zijn mogelijk in drie hoofdassen. straf gewricht (amfiartrose): dit is een speciaal gewricht. Het heeft slechts een zeer

geringe beweeglijkheid omdat er stevige banden, een stevig kapsel, en meestal oneffen gewrichtsvlakken zijn.

Figuur 2.17: links: scharniergewricht, midden: zadelgewricht, rechts: kogelgewricht


2.4.6

24

De voetgewrichten

Bij de voetgewrichten onderscheiden we: het enkelgewricht of het bovenste spronggewricht (articulatio talocruralis) en het onderste spronggewricht (articulatio subtalaris en articulatio talocalcaneonavicularis). Daarnaast zijn er nog: articulatio cuneonavicularis en de articulationes calcaneocuboidea, cuneocuboidea en intercuneiformes. De articulationes tarsometatarsales zijn de gewrichten tussen de voetwortel en de middenvoetsbeentjes. Tussen de bases van de middenvoetsbeentjes liggen de articulationes intermetatarsales en tussen de middenvoetsbeentjes en de teenkootjes de articulationes metatarsophalangeales. Ten slotte zijn er dan nog de teengewrichten (articulationes metatarsophalangeales pedis). In wat volgt, zullen we ons beperken tot de belangrijkste gewrichten voor het beoogde onderzoek. Er valt op te merken dat de voet twee gewrichtslijnen bevat die de amputatie van de voorvoet of van de voor- en middenvoet mogelijk maken. De gewrichtslijn van Chopart strekt zich uit tussen de talus, de calcaneus, het os naviculare en het os cuboideum. De gewrichtslijn van Lisfranc bevindt zich tussen de voetwortel- en middenvoetsbeentjes. Omdat het os metatarsale II proximaal uitspring, loopt de gewrichtslijn niet in een rechte lijn. Dit wordt ge¨ıllustreerd in de onderstaande figuur. Het enkelgewricht Het enkelgewricht of het bovenste sprongbeengewricht is het gewricht tussen het onderbeen en de achtervoet. Het scheen- en kuitbeen vormen een soort van klemmen voor de talusrol. Het kuitbeen ligt met zijn gewrichtsoppervlak iets lager dan het scheenbeen. Het gewrichtskapsel is aangehecht aan de rand van de met kraakbeen bedekte gewrichtsvlakken. De gewrichtsholte bevat zowel voor als achter synoviale plooien. Het gewricht bevat een aantal gewrichtsbanden die de bewegingen moeten beperken.

Figuur 2.18: enkelgewricht als scharnierverbinding (linkervoet) [38]


25

De enkel is het meest beweeglijke gewricht van de voet. Een nadeel is echter wel dat wat de enkel wint aan beweeglijkheid, leidt tot een verlies aan stabiliteit, wat de enkel blessuregevoelig maakt. Hij maakt plantaire en dorsale flexie mogelijk. Omdat de talusrol achteraan smaller is en de vork (gevormd door de tibia en de fibula) daardoor meer speelruimte heeft, kunnen bij plantaire flexie wankelende bewegingen ontstaan. Het enkelgewricht is een scharniergewricht met een transversaal lopende gewrichtsas. De maximale dorsaalflexie bedraagt een 20°, terwijl de plantaire flexie beperkt wordt tot 30°. Rond de enkel zijn vrij veel ligamenten aanwezig. Zij verlenen een zekere stabiliteit aan het gewricht, die zich echter vooral in laterale richting manifesteert. De grootste gewrichtsband is het ligamentum deltoideum. Dit is een driehoekige gewrichtsband die opgedeeld is in een aantal afzonderlijke delen. Enerzijds is er een gedeelte dat de tibia met het hielbeen verbindt, een gedeelte dat de tibia verbindt met de calcaneus en een deel dat de tibia zowel vooraan als achteraan met de talus verbindt. Het totaal van deze gewrichtsbanden is zo sterkt dat bij er bij een ongeval eerder botbreuk aan de binnenkant van de tibia zal optreden dan dat de band zal scheuren. Aan de buitenkant van de enkel bevindt zich de buitenband (ligamentum collaterale laterale). Ook deze bestaat in feite eveneens uit drie banden en verbindt de talus met de fibula. Het voorste en achterste ligament loopt van de onderkant van de fibula naar de talus en de middelste band loopt van de onderrand van de fibula naar de calcaneus. Indien men de enkel verstuikt, is het meestal het ligament tussen de talus en de fibula dat scheurt. Het onderste spronggewricht Het onderste spronggewricht bestaat uit twee van elkaar gescheiden gewrichten, namelijk het subtalair gewricht (het achterste deel) en het talocalcaneonaviculair gewricht (het voorste deel). De twee van elkaar gescheiden gewrichten werken echter samen. Het subtalaire gewricht De gewrichtsvlakken van het subtalair gewricht worden gevormd door de talus en de calcaneus. Het kapsel is slap en dun en wordt versterkt door ligamenten (ligamentum talocalcaneum mediale et laterale). De voornaamste beweging van het subtalaire gewricht bestaat uit inversie (maximaal 30°) en eversie (maximaal 20°). Inversie en eversie komen tot stand door het cilindervormig contact tussen het concave onderoppervlak van het sprongbeen en het convexe bovenoppervlak van het hielbeen. Het subtalaire gewricht is ook in staat tot abductie en adductie door het kogelvormig contact tussen talus en calcaneus.


26

Figuur 2.19: subtalair gewricht als cilinder- en kogelverbinding (linkervoet), (a) bovenaanzicht en (b) onderaanzicht [38]

Eén van de voornaamste functies van het subtalair gewricht ligt in de wisselwerking met het onderbeen. In belaste toestand kan het enkelgewricht geen abductie of adductie opnemen, waardoor transversale rotatie van het been het sprongbeen doet draaien. Deze rotatie wordt aan het subtalair gewricht overgegeven, dit gewricht is wel in staat om deze beweging op te nemen. Dankzij het subtalair gewricht zal de voetzool tijdens belaste toestand niet draaien in het vlak van de grond. Wanneer de voet in de lucht hangt en dus niet in belaste toestand verkeert, zijn de bewegingen van het been en het subtalair gewricht onafhankelijk omdat het enkelgewricht dan wel in staat is om abductie of adductie op te nemen. De stabiliteit van het subtalair gewricht wordt verzekerd door vier ligamenten, het mediale, het laterale, het talocalcaneale en het cervicale ligament. Het cervicale ligament zorgt ervoor dat er geen excessieve inversie optreedt, het talocalcaneale ligament voorkomt overmatige eversie (detailfiguren in Bijlage ?? en ??). Het talocalcaneonaviculaire gewricht Het talocalcaneonaviculaire gewricht is opgebouwd uit drie beenderen. Naast de gewrichtsvlakken van talus, calcaneus en os naviculare is er nog een door kraakbeen bekleed gewrichtsvlak aan het ligamentum calcaneonaviculare plantare. Dit verbindt de calcaneus met het os naviculare en vormt hiermee een pan voor de taluskop (gewrichtskomband).


27

Figuur 2.20: talocalcaneonaviculaire gewricht

Het kapsel in het onderste spronggewricht (voorste deel) hecht direct aan de kraakbeengrens vast. Het straffe bifurcaal ligament versterkt het kapsel en houdt de calcaneus, het os naviculare en het os cuboidum op hun plaats. Hierdoor is het talocalcaneonaviculaire gewricht vrij vast. Samenvattend kan men dus stellen dat in het bovenste spronggewricht een scharnierbeweging mogelijk is, terwijl er in het onderste draaiing optreedt. Het bovenste spronggewricht is dus een scharniergewricht (ginglymus), het onderste een tapkegelvormig gewricht (articulatio trochoidea). Beide spronggewrichten samen hebben dus de functie van een trochoginglymus. Gewrichten tussen de overige voetwortel-en middenvoetsbeentjes Aangezien deze gewrichten van ondergeschikt belang zijn voor dit werk, zullen deze minder in detail besproken worden dan de hoger vermelde gewrichten. Het calcaneocuboidale gewricht is een amfiartrose en verbindt de calcaneus met het os cuboideum. De gewrichtsspleet is een deel van de zogenaamde gewrichtslijn van Chopart. Het calcaneocuboidale en het talocalcaneonaviculaire gewricht kunnen enigszins onafhankelijk van elkaar bewegen, maar meestal gaat beweging van het ene gewricht gepaard met beweging van het andere. Het cuneonaviculaire gewricht verbindt de drie wigbeentjes met het scheepsbeen. De tarsometatarsale gewrichten worden enerzijds gevormd door de vijf middenvoetsbeentjes en anderzijds door de drie wigbenen en het teerlingbeen. De vijf gewrichten liggen min of meer op dezelfde lijn, meerbepaald de gewrichtslijn van Lisfranc. de functie van deze gewrichten


28

is om de middenvoetsbeentjes zodanig te positioneren zodat een optimaal contact met het grondoppervlak ontstaat. Het cuneocuboide gewricht verbindt de drie wigbenen met het teerlingbeen (os cuboidum). De in deze paragraaf besproken gewrichten zijn allen amfiartrosen. De gewrichtskapsels worden versterkt door de gewrichtsbanden. Tot de amfiartrosen behoren ook de intertarsale gewrichten en de intermetatarsale gewrichten. Deze liggen tussen de nar elkaar gekeerde zijden van de bases van de middenvoetsbeentjes II-V. De teengewrichten De teengewrichten bestaan uit de metatarsofalangeale gewrichten en de interfalangeale gewrichten. De metatarsofalangeale gewrichten worden gevormd door de convexe koppen van de middenvoetsbeentejs en de concave uitsparingen van de proximale teenkootjes. Deze gewrichten werken hoofdzakelijk als scharnieren (laten doorsaal- en plantarflexie toen), hoewel ze ook in beperkte mate abductie en adductie toelaten. De negen interfalangeale gewrichten tussen de teenkootjes zijn zuivere scharnierverbindingen met een vrijheidsgraad. De beweging in al dezeinterfalangeale gewrichten blijft vrij beperkt. Ze worden bovendien lateraal, mediaal en plantair versterkt door ligamenten. De banden van het voetgewricht De banden van de voetwortel zijn te verdelen in verschillende groepen: Banden die de beenderen van het onderbeen met elkaar en met de voetwortelbeentjes

verbinden (rood) Banden die het sprongbeen met de overige voetwortelbeentjes verbinden (groen) Alle overige dorsale banden (geel) Banden die de afzonderlijke voetwortelbeentjes aan de plantaire zijde verbinden (blauw) Banden tussen de voetwortel en de middenvoet (paars) Banden tussen de middenvoetsbeentjes (roze). Deze liggen alle in de bases van de

middenvoetsbeentjes.


Figuur 2.21: banden van de voet, links: mediaal, rechts: lateraal [31]

29


2.5

30

De spieren en pezen

Het menselijk lichaam telt meer dan 600 spieren die elk hun eigen functie hebben. Voor dit werk zijn vooral de skeletspieren interessant. Skeletspieren hebben een oorsprongsplaats (origo) en een aanhechtingsplaats (insertio). Bij de ledematen ligt de oorsprong altijd proximaal, aan het onbeweeglijke beenstuk , terwijl het aanhechtingspunt distaal gelegen is, aan het beweeglijke beenstuk. Bij de oorsprong ligt dikwijls een spierkop (caput) die overgaat in de spierbuik (venter) en eindigt in een pees (tendo). De spierkracht is afhankelijk van de fysiologische doorsnede. Dit is de som van de doorsnede van alle spiervezels. De spieren zijn opgebouwd uit spiervezels die door zenuwstimulatie kunnen samentrekken. Als de spier opspant, wordt ze korter en trekt ze aan de pees, waardoor het bot beweegt. Op deze manier ontstaat er dus beweging ter plaatse van de gewrichten. Spieren kunnen enkel samentrekken, ze kunnen niet duwen. Spieren kunnen over een of meer gewrichten lopen. Ze kunnen bij de afzonderlijke gewrichten verschillende, soms zelfs tegenovergestelde bewegingen veroorzaken. De spieren die bij een beweging samenwerken, krijgen de naam synergisten (medewerkers). De spieren die tegengestelde bewegingen veroorzaken, heten antagonisten (tegenwerkers). De combinatie van synergisten en antagonisten kan voor verschillende bewegingen wisselen. Pezen zijn witglanzende bindweefselstructuren die rond of vlak zijn. Pezen vormen de overgang van spier naar bot en dragen de spieractiviteit over op het bot. Daarenboven vangen ze nog de trekkrachten van de spieren op. Op sommige plaatsen loopt de pees door een peesschede, die het glijvermogen van de pees verbetert. De peesschede is eigenlijk een met vloeistof gevuld buisje dat de pees omhult en wordt vooral op plaatsen aangetroffen waar de pees aan een grote wrijvingskracht wordt blootgesteld. Om te voorkomen dat pezen bij het samentrekken van een spier van positie veranderen, worden ze vastgehouden door een retinaculum. In de voet vindt men dit hoofdzakelijk ter hoogte van de enkel terug, waar het verticale been overgaat in de horizontale voet. Aangezien het niet echt de bedoeling is om in ons model ook afzonderlijke spieren te definiëren en te onderzoeken, zullen we ons hier beperken tot een tabel met de belangrijkste spieren, hun aanhechtingspunten en hun functies. Voor een grondigere bespreking van deze spieren wordt verwezen naar de scriptie van het vorige academiejaar ??


31

Tabel 2.2: spieren die bijdragen tot beweging van de voet [32]

spiernaam

aanhechtingspunten

functie

dorsale onderbeenspieren gastrocnemius

dijbeen

hielbeen

plantairflexie en supinatie

soleus

scheen- en kuitbeen

hielbeen

plantairflexie

flexor digitorum longus

scheenbeen

2de t.e.m. 5de distaal kootje

buigen 2de t.e.m. 5de teen

flexor hallucis longus

kuitbeen

1ste distaal kootje

buigen grote teen

tibialis posterior

scheen- en kuitbeen

scheepsbeen en mediale

plantairflexie en supinatie

wigbeen ventrale onderbeenspieren extensor digitorum longus

scheen- en kuitbeen

2de t.e.m. 5de teen

strekken 2de t.e.m. 5de teen

extensor hallucis longus

kuitbeen

grote teen

strekken grote teen

peroneus tertius

kuitbeen

5de middenvoetsbeentje

pronatie

tibialis anterior

scheenbeen

mediale wigbeen en 1ste

dorsaalflexie en supinatie

middenvoetsbeentje laterale onderbeenspieren peroneus brevis

kuitbeen

5de middenvoetsbeentje

pronatie

peroneus longus

kuitbeen

1ste middenvoetsbeentje en

pronatie

mediale wigbeen dorsale voetspieren extensor digitorum brevis

hielbeen

2de t.e.m. 4de mediaal kootje

strekken 2de t.e.m. 4de teen

extensor hallucis brevis

hielbeen

1ste proximaal kootje

strekken grote teen

flexor digitorum brevis

hielbeen

1ste t.e.m. 4de mediaal kootje

buigen 1ste t.e.m. 4de teen

flexor hallucis brevis

alle wigbenen

1ste proximaal kootje

buigen grote teen

flexor digiti minimi brevis

5de proximaal kootje

5de middenvoestsbeentje

buigen kleine teen

plantaire voetspieren


2.6 2.6.1

32

Vormen van de voet Welving en functie van de voet

Het voetgewelf is gewoonlijk in staat de last van het lichaam te dragen. De calcaneus, de kop van het eerste middenvoetsbeen, en de kop van het vijfde middenvoetsbeen werken als benige steunpunten van het gewelf. Daardoor krijg het ondersteuningsvlak de vorm van een driehoek.

Figuur 2.22: voetskelet van boven, drukpunten [31]

De voetafdruk toont echter een groter ondersteuningsvlak, dat ontstaat door toedoen van het zachte weefsel. De voortgeleiding van de druk gaat van tibia naar calcaneus en naar midden en voorvoet. Door de overdracht van de druk naar beide richtingen ontstaat de neiging het gewelf in te drukken. Deze neiging wordt tegengewerkt door het bandapparaat en de plantaire spieren.


33

Figuur 2.23: voetafdruk van rechtervoet [31]

Het bandapparaat is onvermoeibaar en heeft een grotere weerstand dan de spieren. De grootte van het weerstandsvermogen verandert niet. Is het bandapparaat echter te veel uitgerekt, dan kan het zijn oude vorm niet meer uit zichzelf terug krijgen. Het bandapparaat bestaat uit aponeurosis plantaris (7), ligamentum plantare longum (8,9), ligamentum calcaneonaviculare plantare(10) en de korte plantaire banden. De oppervlakkig gelegen aponeurosis plantaris verbindt de hielbeenknobbel met het plantaire vlak van de tenen. Hij werkt vooral bij het staan. Bij het middenvoetdeel zorgen de dwarsvezelbundels niet alleen voor het overlangse, maar ook voor het dwarse gewelf. Het ligamentum plantare longum verbindt de laterale rij van de voetwortelbeentjes. Het ontspringt aan de plantaire zijde van het hielbeen, loopt distaalwaarts, waarbij het zich verbreedt, en reikt als een langwerpige oppervlakkige vezellaag naar de bases van de middenvoetsbeentjes. Het plantaire calcaneonaviculaire ligament vormt met de korte plantaire banden de diepste laag van het bandapparaat. Het vergroot de gewrichtspan voor de kop van de talus. Het binnenvlak wordt bekleed met kraakbeen en kan in bepaalde gevallen zelfs kalkafzettingen opnemen.


34

Figuur 2.24: voetgewelf (mediaal) [31]

De plantaire spieren werken eveneens de drukuitstralingen tegen en omgeven het voetgewelf als een klem. Ze kunnen wel vermoeid worden en zijn zwakker dan het bandapparaat. Wel kan de spanning van de musculatuur naargelang de belasting worden geregeld. De plantaire spieren kunnen worden verdeeld in de korte voetspieren, uitgespannen tussen de voetwortelbeentjes en de middenvoetsbeentjes, respectievelijk de teenkootjes, en de pezen van de lange voetspieren. Deze lopen van het onderbeen naar beneden en hechten aan verschillende voetwortel-, middenvoets- of teenbeentjes vast. De korte voetspieren maken de beweeglijkheid van de tenen ten opzichte van de middenvoets- en voetwortelbeentjes mogelijk. Bij het staan worden de tenen en de middenvoetsbeentjes tegen de grond gedrukt. Daarbij functioneren de korte voetspieren als spanners van het voetgewelf, omdat ze de neiging tot zakken van de middenvoetsbeentjes tegenwerken.

2.6.2

Afwijkingen van de voet

De normale stand van de voet kan bij een levend individu worden nagegaan met behulp van een voetafdruk. Bij de gezonde voet (pes rectus) moet de voetafdruk vijf teenvelden en een voorste en achterste zoolveld met een verbindingsstrook vertonen. De hoofdlast ligt bij de gezonde voet mediaal op de calcaneus en de kop van het eerste middenvoetsbeentje.

Figuur 2.25: normale voet [7]


35

Bij een brede platte voetafdruk is er sprake van een platvoet (pes planus). Deze ontstaat door het niet functioneren van de korte plantaire spieren. Dit leidt tot een overrekking van het bandapparaat en daardoor tot daling van het voetgewelf. Daarbij ontstaat pronatie van de tulus, wat mediaal over de calcaneus kan afglijden. Het gevolg hiervan is dat de betrokken voetwortelbeentjes (calcaneus, talus, os naviculare en os cuboideum) zullen veranderen. Bij het ontstaan van een platvoet treden hevige pijnen op in voet en onderbeen ten gevolge van overrekking van de lange voetzoolspieren.

Figuur 2.26: platvoet [7]

De holle voet (pes excavatus) heeft als voetafdruk twee gescheiden delen. Hierbij is het lengtegewelf te hoog en de tenen zijn klauwachtig opgetrokken. Er is supinatie van de calcaneus en pronatie van de andere delen van de voet. De knikplatvoet (pes planovalgus) heeft een mediaal uitgeholde voetafdruk. Hij ontstaat uit platen knikvoet (pes valgus). De calcaneus vertoont hierbij een pronatiestand.

Figuur 2.27: holvoet [7]

Bij de normale voet loopt de draagas van het been door het midden van de calcaneus tot aan zijn ondervlak. Bij een knikvoet (pes valgus) is de verticale lengteas door talus Bij de klompvoet (pes varus), ook wel horrelvoet genoemd, is de situatie juist omgekeerd. De lengteas door talus en calcaneus maken een naar binnen gerichte open hoek met de lengteas van het onderbeen. De voet is sterk gestrekt en heeft een supinatiestand (naar binnen gedraaid).


Figuur 2.28: links: pes rectus, midden: pes valgus, rechts: pes varus [31]

36

Hoofdstuk 3

Biomechanica Om een representatief eindig-elementenmodel te kunnen ontwikkelen, is het onontbeerlijk dat er een grondig onderzoek verricht wordt naar de biomechanische eigenschappen van de verschillende materialen. Indien er in het model foute aannames gedaan worden met betrekking tot de mechanische eigenschappen van de verschillende materialen, zal dit na analyse tot een foutief resultaat leiden. Het is dus van essentieel belang dat er voldoende aandacht besteed wordt aan de materiaaleigenschappen van zowel bot, kraakbeen, spieren, pezen en zacht weefsel. Aangezien het beoogde model vooral informatie zal verstrekken omtrent de spanningsverdelingen in het kraakbeen van het enkelgewricht, en het niet de bedoeling is om daarbij ook de spieren, de pezen en het zachte weefsel in detail te modelleren, zal het onderstaande hoofdstuk hoofdzakelijk handelen over de biomechanica van bot en kraakbeen.

3.1

Biomechanica van het bot

Het menselijke skelet heeft vele functies. Enerzijds biedt het bescherming voor de inwendige organen, anderzijds moet het starre kinematische verbindingen en aanhechtingspunten voor de spieren voorzien, en tot slot hebben de botten als doel om spieractiviteit en lichaamsbeweging vlotter te laten verlopen. Bot heeft unieke structurele en mechanische eigenschappen die het mogelijk maken om deze verschillende rollen probleemloos te vervullen. Bot behoort tot de hardste structuren van het lichaam, enkel dentine en enamel in de tanden zijn harder. Het is bovendien gedurende het volledige leven van de mens één van de meest dynamische en metabool actieve weefsels in het lichaam. Het is een sterk doorbloed weefsel, heeft een hoge capaciteit tot zelfherstel en het kan zijn eigenschappen en samenstelling aanpassen naargelang de verandering van de plaatselijke mechanische behoeften.

37

Hoofdstuk 3. Biomechanica

3.1.1

38

Samenstelling en structuur

Botweefsel is opgebouwd uit cellen, een organische extracellulaire matrix van vezels en basissubstantie (geproduceerd door de cellen). Wat bot onderscheidt van ander weefsel is zijn hoge aandeel aan anorganische materialen in de vorm van minerale zouten die onmiddellijk combineren met de organische matrix. De anorganische component maakt het bot hard en stijf, terwijl de organische component verantwoordelijk is voor zijn flexibiliteit en weerstand.

Figuur 3.1: samenstelling bot [40]

In normaal menselijk bot bestaat het minerale of anorganische gedeelte uit calcium en fosfaat, meestal in de vorm van kleine kristallen. Deze mineralen, die 60 tot 70 procent van het droge gewicht vertegenwoordigen, verlenen aan het bot een zekere starheid. 5 tot 8 procent van het bot bestaat uit water en de organische matrix vormt de rest van het materiaal. Bot dient als een reservoir voor essentiële mineralen in het lichaam, voornamelijk calcium. De mineralen zijn ingebed in een structuur van vezels die opgebouwd zijn uit het prote¨ıne collageen. Collageenvezels zijn sterk en vervormbaar , toch kunnen ze ook trek opnemen


39

en vertonen ze een grote uitrekbaarheid. Het collageen vormt ongeveer 90 procent van de extracellulaire matrix. Collageen is ook de hoofdcomponent van andere skeletale structuren. De gemineraliseerde collageenvezels worden omgeven door de basissubstantie. Deze basissubstantie bestaat voornamelijk uit glycosaminoglycanen (GAGs), meestal onder de vorm van complexe macromolecules die men proteoglycanen noemt (PGs). De GAGs functioneren als een soort cement tussen de verschillende lagen van gemineraliseerde collageenvezels. Water vertegenwoordigt ongeveer 25 procent van het totale gewicht van bot. Ongeveer 85 procent van het water wordt teruggevonden in de organische matrix, rond de collageenvezels en de basissubstantie, en rondom de botkristallen. De overige 15 procent bevindt zich in de kanaaltjes en holtes waar de beencellen zich bevinden. Op microscopisch niveau is de fundamentele eenheid het osteon of haversiaans systeem. In het midden van elk osteon bevindt zich een haversiaans kanaal dat bloedvaatjes en zenuwen bevat. Het osteon zelf bestaat uit concentrische groepjes van lagen (lamellae) van gemineraliseerde matrix die het centrale kanaal omgeven. Dit is vergelijkbaar met de groeiringen in een boomstam. Langs elke laag bevinden zich kleine holtes (lacunae) die elk een beencel of osteocyt bevatten. Vele kleine kanaaltjes (canaliculi) ontspringen vanaf elke lacuna om op die manier de lacunae van nabijgelegen lamellae te verbinden en uiteindelijk het haversiaanse kanaal te bereiken. Op die manier kunnen voedingsstoffen uit de bloedvaatjes van het haversiaanse kanaal onttrokken worden om de osteocyten te bereiken.

Figuur 3.2: haversiaans kanaal [40]


40

Op macroscopisch niveau worden alle botten opgebouwd uit twee types materiaal: het corticaal of compact bot en het spongieus of trabeculair bot. Het corticale bot vormt de uitwendige zone, of cortex, van het bot en heeft een dichte structuur, vergelijkbaar met ivoor. Het spongieuze bot bevindt zich meer binnenin en is opgebouwd uit dunne plaatjes (trabeculae) in een losse pakking. De zones tussen de trabulae zijn gevuld met rood beenmerg. Trabeculair bot wordt altijd omgeven door corticaal bot, maar de relatieve kwantiteit van elk type varieert van bot tot bot, en binnen indivuele botten naargelang de functionele eisen.

Figuur 3.3: frontale snede door de femur; trabeculair bot ligt binnen een schaal van corticaal bot [40]

Alle botten worden omgeven door een dicht vezelig membraan, het periosteum. Het periosteum bedekt het volledige bot, behalve de gewrichtsoppervlakken die bedekt worden met articulair kraakbeen. In de lange botten wordt de centrale holte, die gevuld is met geel vet beenmerg, omgeven door een dunner membraan, het endosteum.

3.1.2

Biomechanische eigenschappen van het bot

Biomechanisch kan het bot gezien worden als een bifasisch composietmateriaal, de ene fase bestaand uit mineralen, de andere uit collageen en basissubstantie. In dit soort van materialen waarbij een sterk, bros materiaal ingebed is in een zwakker, meer flexibel materiaal, is de combinatie van beiden sterker per volumegewicht, dan voor elke substantie apart. De mechanische eigenschappen verschillen voor de twee types bot. Corticaal bot is stijver dan trabeculair bot. Het kan grotere spanning weerstaan, maar een kleinere rek alvorens er breuk optreedt. Trabeculair bot kan in vitro ongeveer 50 procent rek opnemen voor het begint te vloeien, terwijl corticaal bot reeds vloeit en breekt als de rek 1,5 a 2 procent overschrijdt.


41

Trabeculair bot vertoont een vrij poreuze structuur, waardoor het over een grote capaciteit beschikt om energie op te slaan. Het fysische verschil tussen de twee types bot wordt vooral uitgedrukt in termen van de schijnbare dichtheid van het bot. De onderstaande figuur (fig. 3.4 geeft het typische spanning-rek diagramma weer voor zowel corticaal als trabeculair bot met verschillende dichtheden, maar getest onder gelijke situaties.

Figuur 3.4: spanning-rek curve van zowel corticaal als trabeculair bot [40]

In nauwkeurige testen op corticaal bot is gebleken dat de elastische zone van de curve niet volledig lineair is, maar lichtjes kromt, wat er op wijst dat het bot zich eigenlijk niet volledig lineair elastisch gedraagt maar een beetje vloeit gedurende het belasten in de elastische zone. Vloeien in bot ten gevolge van trek wordt veroorzaakt doordat de osteonen ontbonden worden ter hoogte van de cement en er microscheurtjes ontstaan, terwijl vloeien in bot ten gevolge van samendrukking aangegeven wordt door ’cracking’ van de osteonen. Omdat de structuur van het bot verschillend is in de transversale en de longitudinale richting, zal het ook verschillende mechanische eigenschappen vertonen naargelang de richting waarin het bot belast wordt. Het bot gedraagt zich dus anisotroop. De onderstaande figuur illustreert de variatie in sterkte en stijfheid voor verschillende samples corticaal bot van een femur. Deze samples werden in vier verschillende richtingen onder trek belast. Uit dit diagram blijkt duidelijk dat het corticaal bot veel sterker is in de longitudinale richting dan in de overige richtingen, in de transversale richting kan het de kleinste spanningen aan. Algemeen kan worden aangenomen dat de botsterkte en stijfheid het grootst zijn in de richting waarin ze het meeste belast worden.


42

Figuur 3.5: anisotroop gedrag van corticaal bot [40]

In de onderhavige tekst zal worden gerekend met een globale sterkte van het bot, waarin geen onderscheid wordt gemaakt tussen corticaal en trabeculair bot. Uit de bovenstaande grafieken blijkt ook dat het spanning-rek verloop van het bot de lineaire curve vrij goed benadert, zodat we in de berekeningen een lineair elastisch gedrag zullen vooropstellen voor het bot. Voor corticaal bot gelden onderstaande materiaaleigenschappen [37]. Zoals deze waarden aantonen, bestaat er weinig eenduidigheid. De experimenteel bepaalde intervallen zijn zeer groot, waardoor bij het rekenen een ruwe aanname gemaakt zal moeten worden. materiaaldefinitie : isotroop lineair elastisch massadensiteit ρ : 1900 kg/m3 elasticiteitsmodulus E : 14700 ` a 34300 M P a coëfficiënt van Poisson ν : 0.3

Voor trabeculair bot gelden onderstaande materiaaleigenschappen [37], ook hier zijn de intervallen zeer groot en moet men bedachtzaam met de resultaten omspringen, aangezien deze afhankelijk zijn van de densiteit. Over de densiteit van trabeculair bot bestaat soms wat onenigheid, afhankelijk van hoe men het bekijkt. Soms ziet men het trabeculair bot enkel als een matrix van benen plaatjes, zonder hier het opvullende beenmerg bij te rekenen. Een andere zienswijze houdt wel rekening met dit beenmerg. We redeneren hier volgens deze laatste methode omdat die het nauwst aansluit bij de materiaaltoekenning die we later zullen gebruiken. De trabeculaire zone van het bot zullen we namelijk herkennen als het gehele centrale gedeelte en dus niet enkel als de benige matrix. materiaaldefinitie : isotroop lineair elastisch


43

massadensiteit ρ : 100 ` a 1000 kg/m3 elasticiteitsmodulus E : 400 ` a 25000 M P a coëfficiënt van Poisson ν : 0.4

Voor bot in het algemeen nemen we de volgende materiaaleigenschappen aan [8] [11] [17]: materiaaldefinitie : isotroop lineair elastisch massadensiteit ρ : 1200 kg/m3 elasticiteitsmodulus E : 7300 M P a

3.1.3

Botadaptatie

Bot heeft de eigenschap dat het zich kan aanpassen in grootte, vorm en structuur om beter tegemoet te komen aan de opgelegde mechanische eisen. Dit fenomeen, waarbij bot trabeculair en/of corticaal bot wint of verliest naargelang de opgelegde spanningen, wordt samengevat in de wet van Wolff. Deze stelt dat de opbouw van het bot functioneel geoptimaliseerd wordt met betrekking tot de erop aangrijpende belasting. Belasting op het skelet kan worden bereikt door spieractiviteit of zwaartekracht. Er bestaat een positieve correlatie tussen beenmassa en lichaamsgewicht. Een groter lichaamsgewicht gaat gepaard met een grotere botmassa. Aan de andere kant zal een aanhoudende toestand van gewichtloosheid, zoals bijvoorbeeld plaats vindt bij astronauten tijdens ruimtevaarten, leiden tot afname van de botmassa. Astronauten ervaren een snel verlies van calcium en bijhorend botverlies. Deze veranderingen zijn niet volledig omkeerbaar. In de onderstaande grafiek wordt de belasting-vervorming curve voor vertebrale segmenten weergegeven voor enerzijds een normale situatie en anderzijds voor een ge¨ımobiliseerde persoon. We merken duidelijk dat de opneembare lasten veel groter zijn voor de normale situatie.


44

Figuur 3.6: effect immobiliteit [40]

De wet van Wolff heeft ook tot gevolg dat een implantaat dat blijft zitten nadat het bot genezen is, evneens de sterkte en stijfheid van het bot vermindert. Wanneer een plaatje aan een been gefixeerd wordt met behulp van bouten, zullen de plaat en het bon de belasting delen evenredig met de geometrie en materiaaleigenschappen van elke structuur. Een grote plaat zal een groot gedeelte van de belasting opnemen, en het bot dus sterk ontlasten, waardoor het bot zal afnemen (atrofie) ten gevolge van deze verlaagde belasting. Ter plaatse van de aanhechtingszones in het bot kan het implantaat een toename van het bot (hypertrofie) veroorzaken. Dit wordt ge¨ıllustreerd in de onderstaande figuur. Hypertrofie kan ook optreden als het bot herhaaldelijk onderworpen wordt aan hoge mechanische spanningen binnen de normale fysiologische grenzen. Degeneratie van bot ten gevolge van de ouderdom Ten gevolge van het normale verouderingsproces treedt een progressieve afname van de botdichtheid op. De longitudinale trabeculae worden dunner en een gedeelte van de transversale trabeculae worden geresorbeerd. Dit wordt ge¨ıllustreerd in fig. 3.7.


45

Figuur 3.7: dwarsdoorsneden van jong (links) en oud (rechts) bot tonen een opvallende reductie vvan trabeculair bot [40]

Het resultaat is een opvallende vermindering van de hoeveelheid trabeculair bot en een verdunning van het corticale bot. De ralatie tussen botmassa, leeftijd en geslacht wordt ge¨ıllustreerd in de onderstaande grafiek (fig. 3.8). De reductie van het botweefsel en de lichte afname in grootte van het bot reduceert de botsterkte en -stijfheid.

Figuur 3.8: relatie tussen botmassa, leeftijd en geslacht [40]

In de onderstaande grafiek (fig. 3.9)worden de spanning-rek curves weergegeven voor de tibia van respectievelijk een jonge volwassene en een oude persoon. Hierbij kan men opmerken dat de botsterkte min of meer vergelijkbaar is, maar dat het oude bot zich veel brosser zal gedragen en dus een groot verlies aan vervormbaarheid vertoont.


46

Figuur 3.9: spanning-rek curves voor jonge en oude tibiae [40]

Leeftijdsgebonden botafname is afhankelijk van een groot aantal factoren, onder andere geslacht, leeftijd, post-menopauze, inactiviteit, opgelopen letsels, tekort aan calcium of vitamine D, abnormale samenstelling van het bloed, ...tijdens verschillende decennia zal de skeletmassa gereduceerd zijn tot 50 procent van zijn orginele trabeculaire en 25 procent van zijn corticale massa. In het vierde decennium verliezen vrouwen benaderend 1,5 tot 2 procent botmassa per jaar terwijl mannen slechts ongeveer de helft hiervan verliezen.


3.2

47

Biomechanica van het gewrichtskraakbeen

Fysiologisch gezien is het gewrichtskraakbeen praktisch ge¨ısoleerd weefsel. Het is verstoken van bloed- en lymfevoorziening, alsook van zenuwen. Bovendien is de cellulaire dichtheid kleiner dan van de meeste andere weefsels. In fig. 3.10 en fig. 3.11 van een doorsnede doorheen het kraakbeen kan men duidelijk merken dat de oriëntatie van de collageenvezels varieert naargelang de diepte. Aan de oppervlakte lopen de collageenvezels min of meer evenwijdig aan het oppervlak. In de middenzone merkt men een 45° oriëntatie, terwijl ze aan de binnenkant, of met andere woorden aan het botoppervlak loodrecht op het botoppervlak staan. Op die manier tracht men een continue overgang te bekomen tussen kraakbeen en gemineraliseerd bot. Fig slide 4

Figuur 3.10: oriëntatie kraakbeenvezels [1]

Figuur 3.11: doorsnede kraakbeen [19]


48

De voornaamste functies van het gewrichtskraakbeen zijn: het uitspreiden van de belasting over het gewricht, zodat deze wordt overgedragen via

een zo groot mogelijk oppervlak, waardoor de contactspanningen verlaagd worden het toelaten van relatieve beweging van tegenover elkaar liggende oppervlakken met een

minimum aan wrijving en slijtage.

3.2.1

Samenstelling en structuur

De vaste matrix van gewrichtskraakbeen, die 20 tot 40 procent van het natte gewicht van het weefsel uitmaakt, bestaat uit collageenvezels (60 procent), een interfibrillaire proteoglycaangel (40 procent tussenstof) die een grote affiniteit heeft voor water, en cellen, de chondrocyten (minder dan 2 procent). De resterende 60 tot 80 procent van het weefsel bestaat uit water, waarvan het grootste deel onder belasting kan worden uitgeperst. Deze samenstelling wordt schematisch weergegeven in de onderstaande figuur (fig. 3.12) [39].

Figuur 3.12: gewrichtskraakbeen schematisch [39]

Het biomechanische gedrag van deze meerfasestructuur wordt bepaald door de eigenschappen en de verdeling van de afzonderlijke bestanddelen en hun interacties. Collageen Collageen is het meest overvloedige prote¨ıne in het dierlijke lichaam. Het heeft een hoge graad van structurele organisatie, hetgeen resulteert in optimale mechanische eigenschappen. De belangrijkste mechanische eigenschappen van collageen zijn de trekstijfheid en treksterkte. Het collageen wordt gegroepeerd in fibrillen of vezels die aan gewrichtskraakbeen een


49

vezelige ultrastructuur geven. Dit netwerk van collageen, samen met de hypergehydrateerde proteoglycanen, zorgt voor weerstand tegen de spanningen en rekken bij articulatie. De ongelijkmatige verdeling van collageen over de gehele dikte van het kraakbeen geeft aan het weefsel een gelaagd karakter. Men heeft drie afzonderlijke structurele zones vastgesteld. Deze worden weergegeven in de onderstaande figuur (fig. 3.13)

Figuur 3.13: structurele zones kraakbeen [39]

De anisotropie schrijft men toe aan de aard van het collageennetwerk, tesamen met variaties daarin van cross-link dichtheden en/of collageenproteoglycaneninteracties in vlakken parallel met het gewrichtsoppervlak. Proteoglycaancel De andere primaire component van kraakbeen is een in hoge mate gehydrateerde gel. Deze heeft een heterogene samenstelling van proteoglycaanmacromoleculen en hun polymeren. Deze gel vormt de gradiënt tussen matrix en omgeving. Proteoglycanen hebben als basisbouwstenen de glycosaminoglycanen (GAG’s). De eerste stap in de vorming van de extracellulaire stof is de opbouw van proteoglycaanmonomeer. Een einde van elke gesulfateerde GAG wordt verbonden met een prote¨ınekern die 250nm lang is. Bij elke kern kunnen ongeveer 30 GAG’s aanpassen. Deze proteoglycaanmonomeren worden vervolgens vastgezet zodat een flesseborstelachtige structuur ontstaat, zoals weergegeven in fig. 3.14. Men neemt aan dat er een grote variatie bestaat in het proteoglycaan in articulair kraakbeen. Bindingen kunnen immers in afmeting en complexiteit variëren van een reusachtige molecule tot een proteoglycaanmonomeer.


50

Figuur 3.14: organisatie proteoglycanen [39]

Structurele interactie tussen kraakbeencomponenten Proteoglycanen zijn zeer hydrofiel en beslaan grote gebieden in de waterige oplossing. Deze eigenschap, die benadrukt wordt door de aanwezigheid van regelmatig aangebrachte negatieve ladingen op de GAG-molecule, heeft meerdere belangrijke consequenties: een wolk van positieve ionen, bijvoorbeeld NA+ of Ca++, wordt aangetrokken om deze

vaste negatieve ladingen te neutraliseren aangrenzende GAG-ketens worden onderling afgestoten door hun vaste ladingen en

behouden aldus een stugge, gestrekte en samenhangende toestand binnen het weefsel deze geconcentreerde oplossing van GAG’s en kleine ionen probeert zichzelf te verdun-

nen door middel van osmose Omdat de proteoglycanen in kraakbeen door het collagene raamwerk worden belet zich volledig te expanderen, bestaat er een osmotische zwellingsdruk of ’voorbelasting’ van ruwweg 0.35 MPa op de matrix. Hoe de wisselwerking is tussen de proteoglycanen en de collageenvezels is nog niet volledig vastgesteld. Eenvoudige verstrengeling is één vorm van interactie, en er wordt ook verondersteld dat de proteoglycanen kunnen binden met de collageenmoleculen. Zelfs wanneer geen uitwendige spanning op het kraakbeen wordt uitgeoefend, staan de collageenvezels onder trek. Dit is het gevolg van zwelling van de proteoglycanen. Wanneer een spanning wordt


51

uitgeoefend op het kraakbeenoppervlak, treedt onmiddellijk vervorming op. Deze wordt in de eerste plaats veroorzaakt door de verandering van de vorm van de proteoglycaangebieden. Vanwege deze uitwendige spanning zal de inwendige druk in de kraakbeenmatrix de zwellingsdruk overstijgen. Hierdoor zal de vloeistof uit het weefsel stromen. Dit verlies van water leidt tot een grotere concentratie van de proteoglycaanoplossing, wat op zijn beurt weer een grotere zwellingsdruk veroorzaakt. Dit proces herhaalt zich telkens opnieuw tot de zwellingsdruk in evenwicht is met de uitwendige spanning. De vloeistofflux wordt geregeld door de drukgradiënt en de permeabiliteit van het weefsel. De permeabiliteit van weefsel is afhankelijk van de grootte en de complexiteit van de door de moleculen gevormde gebieden van zowel proteoglycanen als het collageen. Naarmate de GAG-concentratie groter wordt, neemt de doorlaatbaarheid van kraakbeen in het algemeen af.

3.2.2

Biomechanische eigenschappen van het gewrichtskraakbeen

Men kan het biomechanisch gedrag van gewrichtskraakbeen slechts begrijpen in termen van een bifasisch model. De twee fasen worden gevormd door de vaste organische matrix (collageen en proteoglycaan) en het interstitiële vocht dat zich vrij kan bewegen. De factoren die het gedrag van kraakbeen onder belasting be¨ınvloeden zijn de materiaaleigenschappen van de vaste matrix en de permeabiliteit daarvan. Permeabiliteit Kraakbeen kan worden opgevat als een met vloeistof gevuld poreus medium. Het continue mechanische gedrag van deze media wordt beschreven met behulp van poromechanica. Hierbij is de permeabiliteit een maatgevende parameter. De permeabiliteit heeft immers een invloed op de wrijvingsweerstand die de vaste matrix van een poreus materiaal heeft tegen een er doorheen stromende vloeistof. Hoe geringer de permeabiliteit, hoe groter de weerstand zal zijn die de vloeistofbeweging bij de uitgeoefende belasting tegenwerkt. Er bestaan twee primaire mechanische mogelijkheden voor vloeistoftransport door poreuze media zoals gewrichtskraakbeen. De vloeistof kan worden gedwongen door de poreuze vaste matrix heen te gaan door het aanbrengen van een drukgradiënt (fig. 3.15). Dit houdt in dat de druk aan de bovenzijde van het kraakbeenproefstuk groter is dan de druk aan de onderzijde.


52

Figuur 3.15: methode 1 [39]

Anderzijds zal er ook vloeistofstroming optreden wanneer het met vloeistof verzadigde proefstuk onder een star poreus blok wordt geplaatst en daarna wordt samengedrukt (fig. 3.16).

Figuur 3.16: methode 2 [39]

De stroming wordt in dit geval teweeggebracht door vervorming ten gevolge van compressie. Hierdoor wordt het gebied van de proteoglycaanmoleculen kleiner, hetgeen resulteert in een lokale drukverhoging. Deze drukgradiënt is dan de drijvende kracht achter de ’uitzweting’ van de vloeistof uit het weefsel. Beide mechanismen werken gelijktijdig op gewrichtskraakbeen tijdens de normale articulatie van een gewricht. Er is experimenteel aangetoond dat de permeabiliteit van gezond gewrichtskraakbeen enorm afneemt met zowel toenemende druk als vervorming (fig. 3.17).


53

Figuur 3.17: permeabiliteit versus optredende rek [39]

Het gewrichtskraakbeen beschikt dus over een mechanisch terugkoppelingsmechanisme om te voorkomen dat de interstitiële vloeistof in zijn geheel verdwijnt. Dit biomechanische regelsysteem heeft verstrekkende implicaties voor de normale eisen die worden gesteld aan de voeding van het weefsel, aan de gewrichtssmering, aan de capaciteit om belasting te kunnen dragen en aan de slijtage van het weefsel. In het algemeen wordt onder pathologische condities de continu¨ıteit van de vaste matrix van collageenproteoglycaan verstoord door mechanische spanningen en/of door de biochemische gevolgen van abnormale enzymatische werking. Dit zal bijvoorbeeld leiden tot een iets grotere permeabiliteit van weefsel met osteoartritis dan voor normaal weefsel. Dit is het gevolg van defecten in het collageenvezelnetwerk en verlies van de proteoglycaanmacromoleculen. Snelheidsafhankelijkheid van het materiaalgedrag van gewrichtskraakbeen Vanwege de grote weerstand die gewrichtskraakbeen heeft tegen vloeistofstroming is het materiaalgedrag sterk afhankelijk van de snelheid waarmee de belasting wordt aangebracht en terug verwijderd. In een situatie met snelle belasting en ontlasting heeft de vloeistof onvoldoende tijd om te worden uitgeperst (bv. tijdens het springen). Het weefsel zal zich dan min of meer elastisch gedragen. Wanneer de belasting echter traag wordt aangebracht of constant op het weefsel inwerkt (bv. bij langdurig recht staan) zal de weefselvervorming in de tijd voortgaan met het uitpersen


54

van de vloeistof. Wanneer de belasting wordt weggenomen zal het weefsel zijn oorspronkelijke afmetingen opnieuw aannemen, mits er genoeg vloeistof is en voldoende tijd. De twee genoemde typen van materiaalgedrag zijn tijdsonafhankelijk of elastisch materiaalgedrag tijdsafhankelijk of viscoëlastisch materiaalgedrag

Gedrag van gewrichtskraakbeen onder drukproeven Er zijn twee soorten drukproeven waaraan we het gewrichtskraakbeen kunnen onderwerpen. Enerzijds is er de confined compression of belemmerde samendrukking, waarbij de zijdelingse vervorming belemmerd wordt zodat de vervorming enkel in de richting van de aangebrachte belasting gebeurt. Anderzijds bestaat er ook nog de unconfined compression of vrije samendrukking waarbij het materiaal zich in alle richtingen kan vervormen, dus ook de richtingen transversaal op de richting van de aangebrachte belasting. Bij deze samendrukkingsproeven wordt uitgegaan van de bifasische theorie [29]. Deze maakt gebruik van een aantal veronderstellingen: het medium wordt beschouwd als een mengsel van verschillende fases inertie wordt verwaarloosd (er wordt verondersteld dat de bewegingen voldoende traag

verlopen) we hebben te maken met onsamendrukbare componenten. De vloeibare en vaste fa-

se veranderen niet van volume. Het weefsel is enkel samendrukbaar ten gevolge van vochtuitdrijving. de matrix gedraagt zich lineair elastisch er wordt geen rekening gehouden met de viscositeit van de vloeistof het effect van viscositeit wordt in rekening gebracht door de wrijing bij het uitpersen,

die proportioneel is met de relatieve beweging tussen de beide fases.

Belemmerde samendrukking Bij deze proef treedt er een beperking op in de radiale richting. Er wordt verondersteld dat er geen radiale verplaatsingen of rekken zijn, bovendien is er geen drukverschil of flow in deze richtingen (fig. 3.18). De samendrukking gebeurt tussen een poreuze bovenplaat


55

en een ondoorlaatbare onderplaat. Er wordt verondersteld dat de poreuze bovenplaat geen weerstand biedt tegen de vloeistofstroming in de axiale richting.

Figuur 3.18: belemmerde samendrukking [29]

Wanneer we de reactiekracht van een cirkelvormig schijfje kraakbeen onder belemmerde samendrukking uitvoeren, bekomen we een grafiek zoals hieronder weergegeven in fig. 3.19.

Figuur 3.19: reactie in functie van de tijd [29]

We merken dat na een periode van ongeveer 500 seconden een zekere relaxatie optreedt. Wanneer er een belasting wordt aangebracht op het kraakbeenschijfje, zal er zich eerst een vloeistofdruk opbouwen, vanaf een bepaald moment zal deze vloeistof echter uitgedreven worden. Wat je op het rechter uiteinde van de curve nog krijgt van reactiekracht is te wijten aan de elasticiteit van de vaste matrix, met andere woorden aan het gedrag van het elastische medium. Uit wat nog overblijft kan dan de elasticiteitsmodulus bepaald worden.


56

Wanneer we de axiale rek beschouwen over de doorsnede, dan merken we dat deze niet uniform verdeeld is over de hoogte. Dit is vrij gemakkelijk verklaarbaar. Bovenaan zal het materiaal zich wat minder stijf gedragen. De vloeistof zal daar immers vrij snel worden uitgedreven en dus niet bijdragen tot de drukopbouw, waardoor het materiaal initieel veel meer zal vervormen (fig. 3.20).

Figuur 3.20: rek in functie van de hoogte [29]

De resultaten geschetst in de bovenstaande grafiek (fig. 3.20) zullen ook afhankelijk zijn van de snelheid waarmee de belasting wordt aangebracht. Het spreekt voor zich dat de drukopbouw in de vloeistof groter zal zijn bij een snellere belasting, waardoor een grotere zone van het materiaal zich stijf zal gedragen. Het gedrag van het kraakbeen is ook afhankelijk van de porositeit. We merken dat een porositeit van 0,001 procent het lineair elastisch gedrag vrij goed benadert. Wanneer de axiale rek beschouwd wordt in functie van de tijd, kan men hierbij eveneens opmerken dat de kromme voor een poro-elastisch materiaal iets trager zal stijgen dan in het geval van lineair elastisch gedrag. Dit kan opnieuw verklaard worden door de drukopbouw in de vloeistof (fig. 3.21).


57

Figuur 3.21: poro-elastisch versus lineair elastisch [29]

Vrije samendrukking Het gedrag van kraakbeen kan ook onderzocht worden aan de hand van een vrije samendrukking tussen twee ondoorlaatbare gladde platen (bestaande uit glas of roestvrij staal, ten einde de wrijving tussen het kraakbeen en de platen zoveel mogelijk te vermijden). Bij deze proef kan er een vrije uitzetting optreden in de radiale richting (fig. 3.22).

Figuur 3.22: vrije samendrukking [29]

De waarden voor de elasticiteitsmodulus van het materiaal zal iets hoger zijn voor de vrije samendrukking dan voor de belemmerde samendrukkingsproeven. Dit is eenvoudig te ver-


58

klaren door het feit dat het proefstuk in geval van belemmerde samendrukking enkel aan druk onderhevig zal zijn. In geval van druk zullen de collageenvezels weinig bijdragen tot de sterkte van het materiaal. In geval van vrije samendrukking zal er in de transversale richting wel een vervorming mogelijk zijn, en zal dus een zekere trek kunnen optreden. Wanneer het materiaal onder trek belast wordt, kan het wel rekenen op de bijdrage van de collageenvezels, waardoor de bijhorende elasticiteitsmodulus iets hoger zal liggen (fig. 3.23).

Figuur 3.23: belemmerde versus vrije samendrukking [29]

Aangenomen materiaaleigenschappen kraakbeen Voor kraakbeen gelden volgende materiaaleigenschappen [12] [13] [14] [10] [24] [27]. Over de dichtheid van kraakbeen zijn maar weinig gegevens te vinden. materiaaldefinitie : isotroop lineair elastisch massadensiteit ρ : 1100 kg/m3 elasticiteitsmodulus E : 1 - 15 M P a coëfficiënt van Poisson ν : 0.08 - 0.4

Aangezien de meerderheid van de studies ([12] [13] [14] [10] [24] en [27]) gebruik maakt van een elasticiteitsmodulus van om en bij de 10MPa, zal deze waarde ook in deze studie aangenomen worden. Wat de coëfficiënt van Poisson betreft, keerde de waarde 0.4 het vaakst terug, zodat ook wij 0.4 zullen hanteren. Slijtage van het gewrichtskraakbeen Slijtage is de verwijdering van materiaal van vaste oppervlakken door mechanische werking. Slijtage kan worden opgesplitst in twee componenten: slijtage van de scheidingsvlakken, te


59

wijten aan de interactie van de dragende oppervlakken en vermoeiingsslijtage, te wijten aan de vervorming van de elkaar rakende lichamen. Wanneer de loopvlakken met elkaar in aanraking komen kan adhesieve slijtage of ploegslijtage optreden. Adhesieve slijtage treedt op wanneer de verbinding, die ontstaat door vast contact van de twee oppervlakken, sterker is dan het onderliggende materiaal. Van het ene oppervlak zullen dan fragmenten afgetrokken worden en hechten aan het andere. Ploegslijtage treedt op als een zacht materiaal wordt afgeschraapt door een veel harder materiaal dat hetzij van een tegenoverliggend oppervlak kan zijn, hetzij losse deeltjes kan betreffen (in het laatste geval spreekt men van abrasie). De geringe slijtage die in vitro wordt waargenomen suggereert dat contact tussen de ruwheidstoppen van de twee kraakbeenoppervlakken bijna nooit voorkomt, of dat regeneratie van het oppervlak mogelijk is. Er is echter in ouder wordend of osteoartrotisch kraakbeen nooit een teken van ultrastructureel herstel van kraakbeenoppervlakken waargenomen. Wanneer eenmaal ultrastructurele gebreken en/of massaverlies van het oppervlak optreden, wordt de oppervlaktelaag van het kraakbeen zachter en meer permeabel. In dit geval kan de weerstand tegen de vloeistofbeweging verkleind zijn, waardoor de vloeistof weg kan lekken uit de vloeistoffilm die de loopvlakken scheidt. Dit verlies aan vloeistof zal de kans dat de ruwheidstoppen een vast contact maken vergroten. Vermoeiingsslijtage die te wijten is aan de cyclisch herhaalde vervorming kan zelfs in goed gesmeerde lagers optreden. Vermoeiingsbreuk ontstaat door cumulatie van microscopische beschadigingen in een materiaal dat wisselende spanningen ondergaat. Hoewel de optredende spanningen veel kleiner zijn dan de breuksterkte zal uiteindelijk breuk optreden wanneer deze belasting vele malen herhaald wordt. In het synoviale gewricht zal een bepaald gebied van het gewrichtsoppervlak door draaien en glijden in en uit het contactoppervlak bewegen. Dit proces veroorzaakt wisselende spanningen in het kraakbeen. Bovendien varieert de totale belasting op het gewricht op cyclische wijze tijdens de meeste fysiologische activiteiten, wat eveneens tot wisselende spanning leidt. In relatie tot de speciale mechanische eigenschappen van kraakbeen zijn er verschillende mechanismen aanwezig die vermoeiingsschade in het materaal zouden kunnen laten cumuleren. De belasting die aangrijpt op kraakbeen wordt gedragen door de matrix van collageen en proteoglycanen, en door de weerstand die wordt opgewekt door de beweging van de vloeistof van het weefsel.


60

Wisselende belasting op de matrix van collageen en proteoglycanen zou uiteenrukking kunnen veroorzaken van: de collageenvezels het macromoleculaire netwerk van proteoglycanen het scheidingsvlak tussen de vezels en de interfibrillaire matrix

Eén van de meest populaire hypothesen is dat kraakbeenvermoeiing te wijten is aan een trekbreuk van het raamwerk van collageenvezels. Er werden echter ook uitgesproken veranderingen in de hoeveelheid proteoglycanen in het kraakbeen waargenomen bij ouderdom en ziekte. Men kan dus besluiten dat de reeks structurele defecten die in gewrichtskraakbeen kan worden waargenomen groot is. Een voorbeeld hiervan is het splijten van het kraakbeenoppervlak. Deze scheurtjes breiden zich uiteindelijk uit over de volledige dikte van de kraakbeenlaag. Bij andere defecten vertoont de kraakbeenlaag eerder erosie dan fibrillatie. Deze erosie bestaat eigenlijk uit het destructief dunner worden met een glad oppervlak. Het is onwaarschijnlijk dat één enkel slijtagemechanisme verantwoordelijk is voor alle defecten. Voor elk gegeven punt van het kraakbeen kan het spanningsverleden zodanig zijn dat vermoei¨ıng het initiële bezwijkingsmechanisme is. Op een andere plaats kunnen de smeringscondities zo ongunstig zijn dat loopvlakslijtage verantwoordelijk is voor het falen van het gewricht. Er bestaat weinig experimentele informatie over welk type defect dat door welk slijtagemechanisme veroorzaakt wordt. Smering van het gewricht In vergelijking met technische lagers worden synoviale gewrichten blootgesteld aan een ernome waaier aan belastingscondities. Een greep hieruit, telkens met een toepasselijk voorbeeld: zeer snelle bewegingen bij een lichte belasting: tijdens de zwaaifase bij wandelen of

hardlopen stootbelastingen die kort duren en groot zijn: springen of het neerkomen van de hiel

tijdens het stappen vaste aanhoudende belasting: langdurig staan

Het is zeer onwaarschijnlijk dat aan al deze verschillende eisen die aan het natuurlijke lager worden gesteld door een enkele smeringswijze kan worden voldaan. Tot op heden is het


61

onmogelijk om met zekerheid aan te geven onder welke omstandigheden een bepaald smeringsmechanisme zal optreden. Enkele uitspraken zijn wel mogelijk: Elastohydrodynamische vloeistoffilms van zowel het wiggende als het bufferende type

spelen waarschijnlijk een belangrijke rol bij het smeren van het gewricht. Tijdens de zwaaifase bij het wandelen wordt waarschijnlijk een zeer aanzienlijke film geregenereerd. Na hielcontact zal de filmdikte afnemen onder een grote belasting ten gevolge van de bufferende werking. De tweede krachtpiek tijdens de loopcyclus, net voor de teen van de grond gaat, werkt in de andere richting. Het tijdens deze tweede krachtpiek zwaarst belaste gebied was daarvoor slechts licht belast. Het zal dus mogelijk zijn dat er in dit gebied een gezonde vloeistoffilm bestaat, waardoor een verdere bufferfilmwerking kan plaatsvinden. Ten gevolge van grote belasting en lage glijsnelheden zal de dikte van de vloeistoffilm

verminderen. Onder deze condities zou de vloeistof die uit de kraakbeenmatrix wordt geperst als de voornaamste bijdrage aan de smeerfilm kunnen optreden. Wanneer de vloeistoffilm zoveel dunner wordt dat de oppervlakken elkaar raken, zal er zelfs meer vloeistof worden uitgeperst om de belasting te helpen dragen. Wanneer sprake is van extreme condities, zoals een langdurige periode van staan, zal de

snelheid waarmee de vloeistof zich beweegt langzaam afnemen, wat aanleiding geeft tot steeds meer vaste contacten tussen de ruwheden van het oppervlak. Desalniettemin zal het oppervlak waarschijnlijk toch beschermd worden door een gel van ultragefiltreerde synoviale vloeistof, of door een geadsorbeerde enkelvoudige laag van grenssmeermiddel. Kraakbeendegeneratie Gewrichtskraakbeen bezit een beperkt vermogen tot reparatie en regeneratie en wanneer de spanningen waaraan het wordt blootgesteld groot zijn, kan er vrij snel volledige breuk optreden. Men neemt aan dat de voortgang van deze breuk rekening houdt met: de grootte van de aanwezige spanningen het aantal ondervonden spanningspieken de intrinsieke moleculaire en microscopische structuur van de collageenproteoglycaan-

matrix De grootte van de door het kraakbeen ondervonden spanningen wordt bepaald door zowel de totale belasting op het gewricht als door de manier waarop die belasting over het contactgebied verdeeld wordt. De intensiteit van elke spanningsconcentratie in het contactgebied zal


62

van primair belang zijn. Deze spanningsconcentraties zorgen ervoor dat de contactdrukken tussen de gewrichtsvlakken vloeistoffilmsmering minder waarschijnlijk maken omdat de druk in de vloeistof voldoende moet zijn om de oppervlakken van elkaar te dwingen. Contact tussen ruwheidtoppen op de vaste oppervlakken veroorzaakt dan de microscopische spanningsconcentraties die nodig zijn voor de ploegslijtage van die oppervlakken.

Hoofdstuk 4

Arthrose Arthrose (osteoarthrose, osteoarthritis, 0A) [4] [2] [3] is een vaak voorkomende gewrichtsaandoening, die vooral optreedt bij ouderen. Ten gevolge van de hogere levensverwachting en het toenemende aantal mensen met obesitas, wat een belangrijke risicofactor is, treedt arthrose frequenter op. Arthrose mag niet verward worden met arthritis. Arthrose treedt op ten gevolge van slijtage aan het gewricht, terwijl arthritis een ontsteking van het gewricht is waarbij het kraakbeen aangetast wordt door bacteriën, jichtkristallen of een reumatologische aandoening. Arthrose kan worden opgesplitst in twee verschillende vormen. Enerzijds is er de primaire arthrose, waarmee pure slijtage bedoeld wordt. Deze heeft geen specifieke oorzaak. Anderzijds bestaat er secundaire arthrose. Deze treedt op ten gevolge van een trauma met kraakbeenschade of een verandering van het gewricht met abnormale belasting tot gevolg. Het kan ook verzoorzaakt worden door een bepaalde vorm van arthritis die het gewrichtskraakbeen volledig heeft aangetast. Arthrose tast bepaalde gewrichten aan, terwijl het andere zal sparen. Vooral de nekwervels en de lage rugwervels, de heup, de knie en het eerste van de articulationes metatarsophalangeales zijn gevoelig aan artrhose. In de handen worden de distale en proximale interphalangale gewrichten en de basis van de duim aangetast. Meestal blijven pols, elleboog en enkel gespaard. Het komt dus voornamelijk voor in gewrichten die vaak gebruikt worden (fig. ??), en na een trauma.

63

Hoofdstuk 4. Arthrose

64

Figuur 4.1: gewrichten die gevoelig zijn aan arthrose [4]

Osteoarthrose wordt vastgesteld op basis van structurele afwijkingen op de symptomen die deze afwijkingen opwekken. Op basis van kadaverstudies heeft men vastgesteld dat arthrose bijna universeel is bij oudere mensen. De oorzaak van arthrose ligt waarschijnlijk in kraakbeenschade, omdat hierbij de schokdemping op het bot verdwijnt. Het bot zal dan reageren door te verstevigen of te verdikken en door de vorming van osteofyten. Osteofyten zijn bijkomende stukjes bot, waarschijnlijk om de oppervlakte te vergroten en zo de drukspanning te verminderen. De voorkomensfrequentie van arthrose hangt nauw samen met de leeftijd. Onafhankelijk van de vorm waaronder het optreedt, is arthrose vrij zeldzaam bij volwassenen jonger dan 40 jaar, terwijl het opvallend veel voorkomt bij 60-plussers. Ook het geslacht zal de voorkomensfrequentie be¨ınvloeden. Vooral bij de mensen van middelbare tot hoge leeftijd komt arthrose veel vaker voor bij vrouwen dan bij mannen. Deze sekseverschillen worden meer uitgesproken naarmate de leeftijd stijgt.


4.1

65

Definitie

Osteoarthrose is eigenlijk het falen van het kraakbeen. Het is een ziekte waarbij alle gewrichtsstructuren, vaak gezamenlijk, een pathologische verandering hebben ondergaan. De pathologische sine qua non van de ziekte is de schade aan het hyalien kraakbeen, initieel geconcentreerd in een bepaalde zone. Dit gaat samen met een toenemende dikte van het corticale bot, de vorming van osteofyten op de randen van het gewricht, en verzwakking van de spieren die het gewricht overbruggen. Er zijn verschillende mogelijke paden die lijden tot gewrichtsfalen, maar de intiële stap is vaak een gewrichtsletsel als gevolg van een breuk of protectieve mechanismen.

4.1.1

Beschermingsmechanismen van de gewrichten

De verschillende beschermingsmechanismen van de gewrichten zijn: het gewrichtskapsel en de ligamenten, de spieren en het onderliggende bot. Het gewrichtskapsel en de ligamenten beschermen het gewricht door de beweging van het gewricht te beperken. De synoviale vloeistof reduceert de wrijving tussen articulerende kraakbeenoppervlak-

ken. Het dient dus als een belangrijke bescherming tegen slijtage door wrijving. De ligamenten, samen met de omliggende huid en pezen bevatten mechanoreceptor

zenuwen. Deze mechanoreceptoren zorgen voor een continue feedback omtrent de beweging van het gewricht. Hierdoor kunnen de spieren en de pezen de juiste spanning aannemen op de aangewezen plaatsen om op die manier het gewricht optimaal te beschermen, anticiperend op de belasting van het gewricht. Spieren en pezen die het gewricht overbruggen zijn heel belangrijke beschermingsmecha-

nismen van het gewricht. Hun co-contracties op de gepaste tijd in een gewrichtsbeweging leveren de gepaste kracht en versnelling aan het ledemaat om zijn taak ter goedertrouw te vervullen. Spanningsconcentraties over het gewricht worden geminimaliseerd door de samentrekking van spieren die het gewricht vertragen voor impact en verzekeren dat de impact gelijkmatig verdeeld wordt over het gewrichtsoppervlak wanneer de impact aangrijpt. Het bot onder het kraakbeen vervult eveneens een schokabsorberende functie.

Indien een of meerdere van deze beschermingsmechanismen om een zeker reden wegvalt, zal het riscio op een gewrichtsletsel en osteoarthrose gevoelig stijgen.


4.2

66

Rol van kraakbeen bij gewrichtsschade

Kraakbeen is niet enkel een primair doelwit voor arthrose, het functioneert ook als bescherming van het gewricht. Een dun laagje kraakbeenweefsel aan de uiteinden van de twee articulerende botten wordt gesmeerd door synoviale vloeistof om een bijna wrijvingsloos oppervlak te creëren waarover deze twee botten bewegen. De samendrukkingsstijfheid van kraakbeen in vergelijking met bot levert een impachtabsorberende capaciteit aan het gewricht. Zowel het gladde wrijvingsloze oppervlak als de samendrukkingsstijfheid van kraakbeen werken als beschermingsmechanismen om gewrichtsschade te voorkomen. Vanaf de kleinste verandering in het gewricht kan er arthrose optreden in kraakbeen. Afwijkingen kunnen de ziekteontwikkeling versnellen. Terwijl gezond kraakbeen metabolisch traag is, is kraakbeen met een kleine matrixverandering en een lichte degradatie (bij een vroeg stadium van osteoarthrose of na een letsel) hoog metabolisch actief. In deze laatste situatie zullen gestimuleerde chondrocyten overgaan tot de productie van enzymen en nieuwe matrixmolecules. Wanneer deze enzymen in de matrix geactiveerd worden, zullen ze een afscheiding van aggrecaan (macromolecule opgebouwd uit proteoglycanen) en het type-2-collageen in het kraakbeen en in de synoviale vloeistof afscheiden. Arthrosekraakbeen wordt gekarakteriseerd door geleidelijke uitputting van aggrecaan, ontbinding van de dichtgeweven collageenmatrix en een verlies van het type-2-collageen. Door deze veranderingen zal de kwetsbaarheid van het kraakbeen toenemen, waardoor het geen stijfheid meer zal bezitten ten opzichte van samendrukking.

4.3

Risicofactoren

Kwetsbaarheid en belasting zijn de twee grootste factoren die bijdragen aan de ontwikkeling van arthrose aan een gewricht. Aan de ene kant kan een kwetsbaar gewricht met slecht werkende beschermingsmechanismen arthrose ontwikkelen bij relatief kleine belastingen, zelfs bij belastingen die optreden tijdens dagelijkse activiteiten. Aan de andere kant, in een jong gewricht met een goede bescherming, is een belangrijke accute kwetsuur of een langdurige overbelasting noodzakelijk om de ziekte te ontwikkelen. Risicofactoren kunnen onderverdeeld worden naargelang hun effect op de kwetsbaarheid of de belasting van het gewricht. Deze worden weergegeven in het onderstaande schema (fig. 4.2).


67

Figuur 4.2: risicofactoren voor arthrose [4]

4.3.1

Systemische risicofactoren

Leeftijd is de grootste risicofactor voor arthrose. De voorkomensfrequentie neemt ernstig toe met de leeftijd. Onder een leeftijd van 40 jaar komt er zelden arthrose voor, terwijl bepaalde gevallen van athrose bij meer dan de helft van de bevolking voorkomt van een leeftijd van 70 jaar. Dit is eenvoudig te verklaren door het feit dat dynamische belasting van een gewricht de kraakbeenmatrix zal stimuleren in jong kraakbeen. Ouder kraakbeen is minder gevoelig voor deze stimuli. Gedeeltelijk hierdoor zal het kraakbeen dunner worden met de leeftijd, waardoor het dunnere laagje kraakbeen aan hogere schuifspannngen zal worden onderworpen, wat tot een verhoogd risico op kraakbeenschade zal leiden. Bovendien zal leeftijd ook de beschermingsmechanismen nadelig be¨ınvloeden. De spieren die het gewricht overbruggen, zullen slapper worden met de leeftijd en minder snel reageren op aangrijpende impulsen. Ook de zenuwinput vertraagt met de leeftijd, waardoor de feedback van de mechanoreceptoren vertraagd zal worden. Tot slot rekken de ligamenten uit met de leeftijd, waardoor deze minder in staat zullen zijn om bepaalde vormen van impact te absorberen. De combinatie van al deze factoren leidt tot een hogere kwetsbaarheid in oudere gewrichten. Oudere vrouwen vertonen voor alle gewrichten een hoger risico op osteoarthrose, dit risico neemt enorm toe rond leeftijd van 50 à 60 jaar ten gevolge van het verlies van bepaalde hormonen tijdens de menopauze.


4.3.2

68

Risicofactoren in de omgeving van het gewricht

Sommige risicofactoren verhogen de kwetsbaarheid van het gewricht door lokale effecten op de omgeving van het gewricht. Door veranderingen in de anatomie van het gewricht, bijvoorbeeld, zal de belasting door het gewricht niet langer homogeen verdeeld worden over het gewrichtsoppervlak, maar eerder bepaalde spanningsconcentraties vertonen. Belangrijke schade aan een gewricht kan eveneens anatomische afwijkingen veroozaken die het gewricht ontvankelijk maken voor arthrose. Zo zal een breuk doorheen het gewrichtsoppervlak vaak arthrose veroorzaken in de gewrichten waarin de ziekte anders zelden optreedt, zals bijvoorbeeld de enkel en de pols. Ligamenten die het gewricht beschermen kunnen evneens de gevoeligheid van een gewricht vergroten en tot een voortijdige arthrose leiden. Een andere bron van anatomische afwijkingen is de slechte alignering over een gewricht. Beschouwen we bijvoorbeeld een enkel, dan zal een enkel in varus (naar buiten gekanteld) leiden tot snel kraakbeenverlies in de mediale zone van de enkel, een enkel in valgus (naar binnen gekanteld) zal dan weer leiden tot een aantasting van het kraakbeen in de laterale zone (fig. 4.3). Slechte alignering zorgt immers voor een kleiner contactoppervlak tijdens de belasting, zodat de spanningen zich in een bepaalde zone zullen concentreren en daar dus plaatselijk zullen toenemen. Deze zone kan dan het snelste aangetast worden.

Figuur 4.3: links: pes rectus, midden: pes valgus, rechts: pes varus [31]


4.3.3

69

Belastingsfactoren

Obesitas Wanneer een persoon op zijn ene been staat, grijpt er een resulterende kracht van 3 tot 6 keer zijn lichaamsgewicht aan op de enkel. Elke toename in gewicht dient met deze factor te worden vermenigvuldigd om de resulterende belasting op de enkel van mensen met overgewicht te bepalen. Obesitas versnelt de ontwikkeling van de ziekte en is niet enkel een gevolg van de inactiviteit van de patiënten. Obesitas is bovendien een grotere risicofactor bij vrouwen dan bij mannen. Voor vrouwen is de relatie tussen gewicht en risico op arthrose lineair. Repetitieve belasting van het gewricht Er zijn twee categorieën van repetitieve belasting, namelijk beroepsmatige belasting of belasting ten gevolge van vrijetijdsbesteding. Arbeiders die beroepsmatig gedurende vele jaren repetitieve handelingen uitvoeren, vertonen een hoog risico om arthrose te ontwikkelen in de gewrichten die ze bij deze handeling het meeste gebruiken. Hoewel lichaamsbeweging een belangrijk onderdeel is van de behandeling van arthrose, wil de paradox dat sommige types van lichaamsbeweging net voor een hoger risico op arthrose zorgen. Pathologie De pathologie van osteoarthrose bewijst de panarticulaire betrokkenheid van de ziekte. Initieel vertoont het kraakbeen fibrillatie en onregelmatigheden aan het oppervlak. Wanneer de ziekte zich verder ontwikkelt, zal er zich focale erosie ontwikkelen, en dit kan zich eventueel zelfs verderzetten in het onderliggende bot. Met een verdere ontwikkeling van de ziekte, zal de kraakbeenerosie zich verder uitbreiden en zal er een groter gedeelte van het gewrichtsoppervlak bij betrokken worden, desalniettemin blijft arthrose vooral een focale ziekte met een niet-uniform verlies aan kraakbeen. In fig. 4.4 merken we een niet-uniform verlies op van het kraakbeen. Bovendien is de dikte van het subchondrale bot toegenomen in het midden van het gewrichtsoppervlak. Op andere plaatsen merkt men dan weer de vorming van osteofyten op (holte).


70

Figuur 4.4: pathologische veranderingen van arthrose in een teengewricht [4]

Na het optreden van een kraakbeenletsel ondergaan de chondrocyten mistose en clustering. Als de metabole activiteit van deze chondrocytclusters hoog is, zal het netto effect van deze activiteit het bevorderen van de proteoglycaanuitputting zijn in de matrix die de chondrocyten omgeeft. Tijdens de verdere ontwikkeling van de ziekte wordt de collageenmatrix beschadigd, de negatieve ladingen van de proteoglycanen worden vrijgesteld en het kraakbeen zal zwellen ten gevolge van de ionische aantrekking van watermoleculen. Hierdoor zijn de proteoglycanen niet langer aan de matrix gebonden en zal het kraakbeen na belasting niet meer terugkeren naar zijn oorspronkelijke vorm, zoals gezond kraakbeen doet. Het kraakbeen wordt zeer gevoelig voor verdere schade. Ten gevolge van het verlies van kraakbeen treden veranderingen op in het subchondrale bot. Door stimulatie door groeifactoren en cytokines, zullen de osteoclasten en osteoblasten in het corticale bot net onder het kraakbeen geactiveerd worden. Botvorming leidt tot een verdikking en een grotere stijfheid van de subchondrale zone. Deze verhoogde stijfheid treedt op nog voor het kraakbeen bezwijkt. Een trauma van het bot tijdens belasting van het gewricht is vaak de primaire factor die deze veranderingen aanstuurt. Wanneer de arthrose reeds gevorderd is, zullen er vaak kleine zones van osteonecrose optreden. Bot kan ook afsterven door een trauma dat gepaard gaat met afschuiven van de microvasculatuur, wat leidt tot een afsnijding van de bloedtoevoer in die zones. In de rand van het gewricht, nabij zones waar kraakbeenverlies opgetreden is, zullen er osteofyten gevormd worden. Deze starten als uitlopers van nieuw kraakbeen. Ten gevolge van neurovasculaire invasie van het bot, zal het kraakbeen verharden. Osteofyten zijn een belangrijke radiografische indicatie voor arthrose. In slecht gealigneerde gewrichten, zullen


71

osteofyten groter worden aan de kant van het gewricht die onderhevig is aan de grootste spanningen (bijvoorbeeld in een varusknie zullen de osteofyten groter worden aan de mediale zijde). Het synovium produceert smeervloeistof die de schuifspanning tijdens beweging moeten minimaliseren. In gezonde gewrichten bestaat het synovium uit een enkele discontinue laag die gevuld is met vet en twee types cellen bevat, namelijk de macrofagen en fibroblasten. In een gewricht met arthrose kan het synovium soms waterzuchtig en ontstoken zijn. Er is dan een migratie van macrofagen van de periferie in het weefsel, en de cellen die het synovium afbakenen zullen zich uitspreiden. De enzymen die afgescheiden worden door het synovium zullen de kraakbeenmatrix, die afgeschoven is van het kraakbeenoppervlak, verteren.

4.3.4

Bronnen van pijn

Doordat er geen zenuwen lopen in kraakbeen, zal kraakbeenverlies in een gewricht niet gepaard gaan met pijn. Dit betekent dat de pijn die optreedt bij arthrose afkomstig zal zijn van de structuren buiten het kraakbeen. De structuren in een gewricht die wel zenuwen bevatten zijn het synovium, de ligamenten, het gewrichtskapsel, de spieren en het subchondrale bot. De meesten hiervan zijn niet zichtbaar met X-stralen, daarom zal men vooral gebruik maken van MRI-scans om deze pijnbronnen in beeld te brengen. Gewrichtspijn ten gevolge van arthrose is gerelateerd met de graad van activiteit. Pijn zal vooral voorkomen tijdens of vlak na belasting van het gewricht, en zal dan geleidelijk afnemen. Voorbeelden hiervan zijn knie- of heuppijn wanneer men een trap op of af gaat, pijn in de gewichtsdragende gewrichten tijdens het wandelen en voor het hand bijvoorbeeld pijn na het koken. In een vroeg stadium van de ziekte treedt pijn met vlagen op, vaak een dag of twee na intensief gebruik van het aangetaste gewricht. Naarmate de arthrose zich verder ontwikkelt, wordt de pijn meer continu en zal ze zelfs ’s nachts optreden. Vaak zal ook een stijfheid van het aangetaste gewricht optreden.

4.4

Behandeling

De doelen van de medische behandeling van arthrose zijn het controleren van pijn, de fysische functionaliteit van het gewricht verbeteren, ongemakken minimaliseren en de levenskwaliteit verbeteren. In de mate dat pijn en functieverlies gevolgen zijn van ontstekingen, verzwakking over het gewricht en instabiliteit, zal de behandeling aangepast worden aan de situatie. De behandeling zal bestaan uit enerzijds het toedienen van geneesmiddelen en anderzijds nonfarmacologische behandeling.


72

Omdat arthrose een mechanisch aangedreven ziekte is, zal het hoofddoel van de behandeling het aanpassen van de belasting van het gewricht zijn en de functionaliteit van de beschermingsmechanismen verbeteren, zodat deze de belasting beter kunnen verdelen over het gewricht. De concentratiespanningen in het gewricht kunnen beperkt worden door: activiteiten die het gewricht overbelasten vermijden de sterkte en toestand van de spieren die het gewricht overbruggen verbeteren en op

die manier hun functionaliteit optimaliseren het gewricht ontlasten, ofwel door de belasting over het gewricht te herverdelen met

behulp van een verband, of iets dergelijks, of door het gewricht te ontlasten tijdens het stappen met behulp van een stok of een kruk. De eenvoudigste behandeling voor vele patiënten is dus om activiteiten, die pijn veroorzaken, te vermijden. Bovendien valt er ook op te merken dat elke kilogram lichaamsgewicht de belasting van de heup, knie, enkel, ... verhoogt met 3 tot 6 kilogram. Gewichtsverlies kan dus een positief effect hebben op de behandeling van arthrose. Een eveneens niet te onderschatten vorm van behandeling is lichaamsbeweging. Met de leeftijd worden de spieren en pezen slapper, waardoor zij het gevaar op arthrose doen toenemen. Wanneer men deze spieren opnieuw traint, zullen zij terug sterker worden en op die manier hun functie als beschermingsmechanisme van het gewricht opnieuw beter vervullen. Men moet hierbij wel oppassen dat, bij het trainen van de spieren, de bewegingen die pijn veroorzaken zoveel mogelijk vermeden worden. Slechte alignering van het gewricht in het frontale vlak (varus-valgus) leidt tot spanningsverhogingen in het gewricht, wat op zijn beurt kan leiden tot een verdere ontwikkeling van de arthrose, tot pijn, en tot gebrekkig functioneren van het gewricht. Deze verkeerde alignering kan ofwel chirurgisch ofwel door het gewricht te ondersteunen met een verband gecorrigeerd worden, naargelang de ernst van de malalignering. Deze correctie kan de pijn wegnemen. Slechte alignering ontwikkelt zich over de jaren heen als gevoel van geleidelijke anatomische veranderingen van het gewricht en de botten. Deze slechte allignering corrigeren is vaak een grote uitdaging. De eenvoudigste manier is het gebruik van een aangepaste ondersteuning. Jammer genoeg zijn vele patiënten niet bereid om met een dergelijke brace rond te lopen. Bovendien geeft een brace geen voldoening bij mensen met obesitas aangezien de brace door gebruik kan verschuiven en zijn heralignerend effect kan verliezen. De arthrose kan dermate ernstig zijn, dat enkel een chirurgische ingreep nog soelaas kan bieden. Bij uitgesproken arthrose is de te prefereren behandeling het vastzetten van de enkel


73

(arthrodese) of het voorzien van een enkelprothese (arthroplastie). Een enkelfusie resulteert meestal in een hogere activiteitsgraad, maar geeft op termijn degeneratie in de aanliggende gewrichten (44-50 procent na 7-8 jaar en 100 procent na 22 jaar). Een enkelprothese geeft minder overbelasting en slijtage, maar laat slechts kleinere correcties toe van de stand van de enkel en van de ligamentaire stabiliteit. Indien later nog een revisie van de operatie nodig is, kan door het gebrek aan botvoorraad een transtibiale amputatie nodig zijn. Een osteotomie is een oplossing voor minder uitgesproken gevallen van arthrose met een asafwijking van de enkel. Indien een enkelprothese wordt ingeplant bij een varus- of valgusenkel, zal deze prothese asymmetrisch belast worden, waardoor de asafwijking eigenlijk eveneens nog zou moeten gecorrigeerd worden. Wij zijn vooral ge¨ınteresseerd in de osteotomie.

Hoofdstuk 5

Osteotomie Een osteotomie ter hoogte van de distale tibia is een relatief nieuwe procedure (nog maar in gebruik sinds ca. 1980) die gebruikt wordt voor de behandeling van een varusenkel ten gevolge van enkelarthrose. Recent doet men een inspanning om via een osteotomie de enkelarthrose een halt toe te roepen in een vrij vroeg stadium van de ziekte, zodat enkelfusie als laatste, en niet als enige, alternatief overblijft voor de behandeling van enkelarthrose. Tot op heden heeft deze techniek echter nog maar weinig aandacht gekregen als een correctie voor pathologische volwassen voeten en enkels, hoewel het nochtans vaak een aan te bevelen ingreep is [34] [36] [23]. Hoewel enkelarthrodese (het vast zetten van het enkelgewricht) nog steeds een belangrijke ingreep blijft bij de behandeling van een pijnlijk arthrose-enkelgewricht, is er de laatste jaren ook aandacht voor chirurgische alternatieven bij de behandeling van een enkel met arthrose zoals bijvoorbeeld de enkelprothese, gewrichtsarthroplastie en corrigerende osteotomie. Dit laatste chirurgische alternatief heeft zich vooral gefocust op het beinvloeden van de spanningsverdeling in het enkelgewricht, om op die manier de biomechanica van het enkelgewricht en eigenlijk het volledige onderste ledemaat te verbeteren. Een osteotomie wordt vooral toegepast bij matige enkelarthrose. Hoewel er geen consensus kan gevonden worden in de literatuur omtrent de aanvaardbare grenzen van een hoekvervorming van de tibia en de mogelijkheid om tibiotalaire arthrose te ontwikkelen, lijkt het vrij vanzelfsprekend dat de weerslag op de spanningsverdeling in het tibiotalaire gewricht zal toenemen naarmate de vervorming van de distale tibia vergroot.

74

Hoofdstuk 5. Osteotomie

5.1

75

Enkelosteotomie

Een osteotomie is een operatie waarbij men een stuk bot wegneemt of toevoegt om de stand van een ledemaat te corrigeren [30]. Bij een open-wig osteotomie voegt men een wig toe aan het bot, terwijl men bij een gesloten-wig osteotomie een wig weghaalt. Bij een gesloten-wig osteotomie bestaat er gevaar voor verkorting van het been. Aan de andere kant is er een snellere botheling mogelijk en is er geen botgreffe nodig. Een open-wig osteotomie heeft als voordeel dat het risico op verkorting van de beenlengte minimaal is. Hierbij zal er echter een gevaar optreden voor een vertraagd aan elkaar groeien of soms zullen de delen zelfs helemaal niet aan elkaar groeien. Bovendien kunnen bij een open-wig osteotomie ook huidproblemen optreden (de huid zal moeten uitrekken aangezien het bot langer wordt), evenals vasculaire problemen. Het doel van een enkelosteotomie is arthrose een halt toeroepen in een vroeg stadium van de ziekte en een arthrodese uitstellen als behandeling voor enkelarthrose [15]. Verder zal het de bedoeling zijn dat de enkelosteotomie de pijn in het gewricht zal verlichten, dat het de bewegingsmogelijkheden (range of motion, of ROM) van de enkel zal verbeteren, dat er een progressie zal optreden in de gang en de algemene activiteit, en het verbeteren van de algemene functionaliteit. Bovendien zal een enkelosteotomie de bedoeling hebben een zo goed mogelijke realignatie van de achtervoet te bekomen en te zorgen voor een stabiele en parallelle enkelgewrichtsruimte in het frontale vlak, door het contactpunt van de hiel (het einde van de belastingsas) om de aangetaste zijde zoveel mogelijk te ontlasten. In het sagittale vlak zal men enkel het rotatiecentrum van de enkel trachten te verplaatsen tot onder de anatomische as van de tibia. Voor de enkel wordt een osteotomie het meeste toegepast in geval van asymmetrische of posttraumatische osteo-arthrose bij fysiek actieve patienten. Door de osteotomie zal het aangetaste gewrichtsdeel gedeeltelijk ontlast worden en kan de nood aan een prothese of een arthrodese worden uitgesteld tot de persoon zich in een minder actieve fase van zijn leven bevindt.


5.2

76

Indicaties en contra-indicaties

Een enkelosteotomie (supramalleolar osteotomy) wordt toegepast in de volgende situaties : [34] correctie van een foutieve hereniging van de onderdelen na een distale tibiafractuur

zonder dat er arthrose opgetreden is in het enkelgewricht correctie van een foutieve hereniging van de onderdelen na een distale tibiafractuur die

gepaard gaat met arthrose in het enkelgewricht correctie van een enkelfusie secundaire enkelarthrose met vervormingen ten gevolge van een intra-articulair trauma

of avasculaire necrose van de distale tibia correctie van een valgusenkel bij patienten met een kogelvormig enkelgewricht ten ge-

volge van tarsale coalitie arthrose van het enkelgewricht secundair ten opzichte van enkelinstabiliteit of een va-

rusvervorming van de voet behoud van de voetalignering in geval van vervormingen door neuroarthropathie correctie van de ledemaatalignering bij adolescenten en jongvolwassenen ten gevolge

van beschadiging van de groeischijf correctie van de onderbeenalignering als een onderdeel van een TAR (Total Ankle Re-

placement)

5.3

Pre-operatieve planning

Een grondige planning is onontbeerlijk voor een succesvol resultaat na een enkelosteotomie. Op basis van radiografische opnames, waarop zowel de knie als de enkel te zien zijn, worden een aantal assen bepaald. Eerst en vooral zal er een lijn moeten gedefinieerd worden die de tibiale mechanische as voorstelt. Een andere lijn stelt het distale tibiale gewrichtsoppervlak voor. Op het antero-posterior zicht is de hoek gevormd door deze lijnen de TAS-hoek (Tibial Ankle Surface). Op het laterale zicht vormen deze lijnen de TLS-hoek (Tibial Lateral Surface). De normaalwaarde voor TAS is ongeveer 93°, terwijl deze voor TLS ongeveer 80° is. Dit wordt allemaal ge¨ıllustreerd in fig. 5.1.Idealiter zouden de normale TAS en TLS kunnen bepaald worden aan de hand van radiografische opnames van het gezonde contralaterale


77

ledemaat. Tijdens de planning van de reconstructieve proceduren is het doel om TAS en TLS terug naar normale waarden te brengen, eventueel zelfs een paar graden overcorrectie toevoegen om te anticiperen op een lichte verzakking na de osteotomie.

Figuur 5.1: definitie TAS, TLS, CORA [34]

De grootte van de wig kan bepaald worden door de gewenste correctiehoek te tekenen op de pre-operatieve radiografieën de wigzijde te meten. Een alternatieve methode, beschreven door Canale en Harper, bestaat erin om een wiskundige formule te gebruiken waarin de wigzijde gelijk is aan de diameter van het bot ter plaatse van de osteotomie, vermenigvuldigd met de tangens van de correctiehoek. Deze methode is uiteraard nauwkeuriger. In geval van vervorming van de tibia wordt het rotatiepunt of CORA (Center Of Rotation and Angulation) van de vervorming bepaald. Het CORA bevindt zich ter plaatse van het snijpunt van twee lijnen die de mechanische assen van de proximale en de distale segmenten vertegenwoordigen. Een osteotomie op het niveau van dit rotatiepunt zal aanleiding geven tot een complete realignering van de voet en de enkel. Als de osteotomie proximaal of distaal ten opzichte van het CORA uitgevoerd wordt, zal het centrum van de hoek transleren ten opzichte van de mechanische as van de tibia, wat een onnodige verschuiving van de belastingen en een zigzag deformatie met zich meebrengt. Om een secundaire translatiedeformatie te vermijden wanneer de osteotomie uitgevoerd wordt op een ander niveau dan het CORA moet de osteotomielijn zowel getransleerd als geroteerd worden.


78

De laatste stap in de pre-operatieve planning is het bepalen van de bijdrage van de compensatie bereikt door het enkel- en sutalaire gewricht voor correctie van de vervorming. Deformaties in het coronale vlak worden vrij goed gecompenseerd door het subtalaire gewricht, terwijl vervormingen in het sagittale vlak gecompenseerd worden door het enkelgewricht. Zo wordt bijvoorbeeld een varusvervorming van de tibia gecompenseerd door eversie van het subtalaire gewricht. In geval van chronische vervorming kan deze neiging tot compensatie permanent worden als het subtalaire gewricht stijf wordt. Adaptieve veranderingen zullen optreden in de rest van de voet, inclusief het transversale tarsale gewricht. Op die manier zal een flexibele vervorming geleidelijk evolueren naar een starre vervorming. Het is belangrijk om dit te constateren voor de botcorrectie, anders zal de voet uiteindelijk een niet-vlakke positie vertonen na volledige correctie van de distale tibiale vervorming (fig. 5.2).

Figuur 5.2: post-operatieve situatie [34]

5.4

Techniek

Alle varusdeformaties [20] worden gecorrigeerd met behulp van een mediale open-wig osteotomie, terwij de valgusdeformaties gecorrigeerd worden met een mediale gesloten-wig osteotomie. Als de osteotomie uitgevoerd wordt om een tibiale vervorming te corrigeren, dan zal deze idealiter plaats vinden op het niveau van het CORA. Voor de fibulaire osteotomie is er geen fixatie nodig, behalve in gevallen waar bijkomende stabiliteit vereist is. Voor een mediale open-wig osteotomie wordt een mediale huidincisie gemaakt. Een hori-


79

zontale snede wordt gemaakt in de tibia door middel van een oscillerende zaag, waarbij de tegenoverliggende cortex en periosteum gespaard worden, om op die manier als een steunpunt voor de open wig te dienen en de stabiliteit te verbeteren. Als zowel translatie als rotatatie nodig zijn (de osteotomie wordt distaal of proximaal ten opzichte van het CORA uitgevoerd) dan zal de tegenoverliggende cortex wel volledig doorgesneden worden om de beweging van het distale segment toe te laten. Dan zal de tibiale osteotomie voorzichtig uitgevoerd worden tot de gewenste correctie bereikt is en de op die manier gecreeerde ruimte zal gevuld worden met een botent met een gepaste vorm. Er zijn twee types botstructuren die gebruikt worden om de wig op te vullen, enerzijds structureel bot en anderzijds trabeculair bot. Het structurele bot zal de vorm tijdens de reconstructie veranderen door toedoen van zijn grootte en afmetingen. Het biedt een onmiddellijke mechanische ondersteuning, met een kleine mogelijkheid tot inklappen na resorptie, die gebeurt tijdens de revascularisatie. Een gedeeltelijke structurele integriteit blijft tijdens het proces van de incorporatie van het botent om het ent toe te laten om belastingen te weerstaan. Nadat de vervorming gecorrigeerd is, zal de osteotomie voorlopig gefixeerd worden met metaaldraad. De alignering wordt uitgevoerd met behulp van fluoroscopie. Ook voor een mediale gesloten-wig osteotomie wordt gebruik gemaakt van metaaldraad voor fixatie en fluoroscopie voor alignering. Wanneer mogelijk wordt er gebruik gemaakt van een plaat en bouten voor fixatie.

5.5

Effecten

Bij een open wig-osteotomie van de tibia komt de huid onder tractie te staan. Bij een mediale gesloten wig-osteotomie, wordt aangenomen dat de spanning van de pees van de tibialis posterior afneemt en er bijgevolg nog meer destabilisatie van de initiële valguspositie optreedt. Daarom wordt compensatie voorzien met een mediale glij-osteotomie. Het verkorten van het volledige been bij een gesloten osteotomie van de tibia is niet significant en binnen de normale interindividuele range van 1cm. Een osteotomie verbetert niet zozeer de ROM maar zorgt wel voor een vermindering van de pijn, waardoor de functionele outcome van de operatie toeneemt [34]. Volgens Pagenstert moet een osteotomie de belastingsas van de concave zijde van het gewricht naar de convexe zijde van het gewricht brengen (en niet enkel naar het centrum van de enkel). Dit wordt bekomen door correctie boven en/of onder het enkelgewricht. Bij slechte alignering van de tibia wordt een overcorrectie voorzien. Het doel is een TAS van


80

85-90° (varus) in laterale enkelarthrose en een TAS van 90-95° (valgus) in mediale enkelarthrose [30]. De osteotomie wordt ongeveer 3cm boven de gewrichtslijn uitgevoerd zodanig dat de schroeven distaal van de osteotomie goed gefixeerd kunnen worden [30]. In het artikel van Cheng [15] wordt een hoogte van 5cm genomen proximaal van de mediale malleolus, wat ook ongeveer op 3cm boven het gewricht zal uitkomen.. Gewoonlijk wordt de open wedge osteotomie van mediaal uitgevoerd (valgus deformatie). In geval van een bijkomstige deformatie in het sagittale vlak, wordt anteromediaal gewerkt en wordt er een anterieure open-wig osteotomie verricht om de bijkomstige extensiedeformatie, of een anterieure gesloten-wig osteotomie bij flexiedeformatie. Tijdens de ingreep wordt de cortex op het topje van de geplande wig bewaard om de stabiliteit en de fixatie te verbeteren en om het als een wig te gebruiken om het contactpunt van de hiel te verplaatsen naar de convexe zijde van de deformiteit. De cortex wordt niet bewaard indien dit een trapstand zou creëren [30]. De laterale ligamenten worden bij een open-wig osteotomie, indien nodig, ook hersteld. Het anterieure deltoideum ligament en het springligament werden hesteld met imbricaties en hechtingen. In geval van ernstige varusenkels, waarbij het deltoideum ligament zeer strak was en een kanteling van de talus veroorzaakte, werd een mediale release verricht. In geval van instabiele syndesmose ligamenten worden twee AO schroeven gebruikt om de fibula te fixeren.

Deel II

Onderzoek

81

Hoofdstuk 6

Modellering kraakbeen 6.1

Inleiding

Oorspronkelijk was het doel van dit onderzoek om een gedetailleerd, anatomisch correct model van het voet-enkel complex op te stellen. De basis hiertoe was vorig jaar reeds gelegd, waarbij men een model ontwikkeld heeft voor de achtervoet. De bedoeling was om dit model verder te verfijnen en uitbreiden. Vooral wat betreft de modellering van het kraakbeen waren er immers nog een paar onvolkomenheden aanwezig in dit model. In wat volgt zal dus eerst kort de aanpak van de studie van het vorige academiejaar (REF) uiteengezet worden, waarna getracht wordt de modellering van het kraakbeen te optimaliseren. Met het oog hierop werden twee mogelijke pistes uitgedacht en toegelicht.

6.2

Onderzoek 2006-2007

Men heeft zich gebaseerd op CT-beelden van een kadavervoet om tot een anatomisch model te komen van een voet. De botten en het zachte weefsel werden gesegmenteerd met behulp van Mimics (Materialise, Leuven, België). Dit kon vlot gebeuren doordat dit grote structuren zijn die een vrij groot constrastverschil vertonen aan de randen. Nadat alle botten en het zacht weefsel gesegmenteerd waren wordt er voor elke structuur een apart 3D oppervlaktemodel opgesteld. Dit oppervlaktemodel is echter niet direct bruikbaar aangezien het vaak een trapvormige structuur bezit, terwijl eerder gladde oppervlakken gewenst zijn met een beperkt aantal meshelementen. Deze worden bekomen door bewerkingen met Mimics Remesher en Magics. Hierbij valt op te merken dat dit proces kleine geometrische fouten introduceert waarmee in een latere fase van het onderzoek rekening zal moeten worden gehouden. Vervolgens werden deze 3D oppervlaktemodellen ge¨ımporteerd in een eindig elementen softwarepakket, meerbepaald Abaqus. In dit programma werden de materialen toegekend, samen met hun

82

Hoofdstuk 6. Modellering kraakbeen

83

specifieke mechanische eigenschappen (zie hoofdstuk biomechanica). Vervolgens moet men kraakbeen toevoegen. Hieromtrent bestaat er wat onenigheid tussen de verschillende bestaande modellen [11] [17]. Men kan enerzijds kiezen voor een correcte anatomische weergave waarbij er twee zones kraakbeen ontstaan tussen aangrenzende botten, zodat een relatieve beweging tussen de botten mogelijk blijft [17]. Anderzijds kan men opteren voor een vast volume kraakbeen [11]. Een dergelijk model kan wel informatie bezorgen omtrent de algemene spanningsverdeling in de voet in een statische setting, maar is vanzelfsprekend onbruikbaar wanneer men dynamische experimenten wil uitvoeren (beweging tijdens de loopcyclus). Vorig jaar werd geopteerd om de eerste methode te volgen voor het modelleren van het kraakbeen, namelijk deze waarbij relatieve beweging tussen de botten mogelijk blijft. Het kraakbeen werd dus per gewricht in twee aparte lagen gemodelleerd. In eerste instantie werd gedacht om het kraakbeen eveneens via Mimics te segmenteren. Al snel bleek echter dat deze manier van werken niet aangewezen was omwille van twee redenen. Enerzijds zou het kraakbeen niet perfect aansluiten op het bot, aangezien men na remeshen rekening moet houden met een zekere geometrische afwijking. Dit probleem zou in principe nog vrij eenvoudig te verhelpen zijn door in het eindige elementen pakket een vaste verbinding tussen de twee materialen te simuleren. Een tweede nadeel is echter minder overkomenlijk. Aangezien de grootte van een pixel hardwarematig bepaald wordt door de resolutie van de CT-scanner, moet er dus een rij aaneensluitende pixels bestaan om een laagje kraakbeen te kunnen selecteren. Deze aaneensluiting moet niet enkel in het vlak van het beeld bestaan, maar ook in de diepte. Daardoor zullen er, om twee aparte laagjes kraakbeen te kunnen selecteren, minstens twee pixels ruimte moeten zijn tussen elke twee botten, die dan ook nog eens in de ruimte aan elkaar grenzen. Aangezien de scanner slechts over een beperkte resolutie beschikt, zal deze methode meestal onbruikbaar zijn. Doordat deze eerste methode niet bruikbaar bleek, is men dus op zoek moeten gaan naar een alternatief. Men heeft er voor gekozen om gebruik te maken van de reeds bestaande oppervlaktemeshen van de botten. Met behulp van het programma Magics (Materialise, Leuven, België) heeft men een deel van de oppervlaktemesh van een bot geëxtrudeerd tot waar deze snijdt met het tegenoverliggende bot. Vervolgens zal men dan boolean operaties uitvoeren op dit geëxtrudeerde volume, zodat men uiteindelijk twee kraakbeenhelften bekomt. Op die manier bekomt men twee laagjes kraakbeen die in principe perfect tegen de botten aansluiten en goed op elkaar passen. In de praktijk komt het er bij deze laatste methode op neer dat men de contactzone van de


84

twee botten manueel moet afbakenen. Deze afgebakende kraakbeenzone wordt dan via Magics geëxtrudeerd naar het aangrenzende bot, wat er eigenlijk op neerkomt dat de geselecteerde driehoeken van de contactzone over een bepaalde afstand en volgens een bepaalde richting verplaatst worden. De richting wordt zoveel mogelijk haaks op de botoppervlakken gekozen. De afstand waarover de driehoeken verplaatst worden moet voldoende groot zijn om over de volledige oppervlakte contact te maken met het andere bot. In de onderstaande figuur 6.1 worden deze stappen grafisch weergegeven.

Figuur 6.1: ruimtelijke selectie kraakbeenzone

Vervolgens moeten de beide botten, waartussen het kraakbeen zich bevindt, via boolean operaties van deze geëxtrudeerde zone worden afgetrokken. Op die manier krijgt men een laagje van kraakbeen dat perfect op de beide botten aansluit. Voorlopig is het kraakbeen echter één volume. Dit kraakbeen zal dus nog moeten opgesplitst worden in twee delen, aangezien een relatieve beweging tussen de botten beoogd werd en beide botten over een apart kraakbeenkapsel beschikken. Een eerste optie om dit kraakbeen op te splitsen was om een kopie te maken van de kraakbeenzone en deze kopie te verschuiven over de helft van de hoogte van het kraakbeen. Doordat dit kraakbeen echter zo dun was, leidden deze boolean operaties niet tot het gewenste resultaat (zie figuur 6.2)

Figuur 6.2: poging tot opsplitsen kraakbeen [28]

Na trial and error heeft men ondervonden dat het beter was om een bredere kaakbeenzone te selecteren. 0p die manier kan men de ongewenste dunne randen (fig. 6.2) vermijden. Vervolgens past men een translatie toe op het kraakbeen over de helft van haar dikte. Een vergelijking van de oorspronkelijke en de bredere zone wordt weergegeven in fig. 6.3. De


85

opsplitsing gebeurt dan verder door middel van boolean operaties. De doorsnede van de oorspronkelijke en de bredere kraakbeenzone levert dan de bovenste kraakbeenhelft, terwijl aftrekken de onderste helft oplevert.

Figuur 6.3: opsplitsen kraakbeen [28]

Op die manier bekomt men de situatie zoals in fig. 6.4 wordt weergegeven voor het tibiatalaire gewricht.

Figuur 6.4: kraakbeenverbinding tussen sprong- en scheenbeen [28]

Vervolgens zal men deze mesh dan nog verder kunnen verfijnen met behulp van de Mimics Remesher. Hierbij moest men er op letten om geen smoothing toe te passen. Bij smoothing wordt het oppervlak immers gladder gemaakt zodat de vorm lichtjes wijzigt, en de kwaliteit van het contact tussen kraakbeen en het bijhorende bot zal afnemen. Uiteindelijk is men op deze manier tot een testmodel van de achtervoet gekomen, waarin enkel de tibia, fibula, talus en calcaneus, elk met hun respectieve kraakbeenlagen, opgenomen werden. Dit testmodel wordt weergegeven in fig. 6.5. Hierbij werd gebruk gemaakt van een volumemodel dat opgebouwd werd uit tetraëders.


86

Figuur 6.5: Testmodel van de achtervoet [28]

Specifiek om het kraakbeen te onderzoeken werd nog gebruik gemaakt van een beperkter model waarin enkel het tibia-talaire gewricht beschouwd wordt. De belasting op het model bestond uit een uniform verdeelde drukspanning van 1 N/mm2 . Onderaan het sprongbeen werden drie zones punten opgelegd op scharnieren. Dit model wordt ge¨ıllustreerd in fig. 6.6.

(a)

(b)

Figuur 6.6: Eerste model:

scheenbeen en sprongbeen met kraakbeen ertussen, (a) belasting

2

1 N/mm , (b) scharnierende opleggingen in drie zones onderaan het sprongbeen [28]

Men heeft getracht om dit model zowel met Abaqus/Standard als met Abaqus/Explicit te berekenen. Voor beide berekeningsmethoden traden er echter convergentieproblemen op. Bij Abaqus/Standard kreeg men als foutmelding dat bepaalde elementen extreem vervormden. Wanneer men deze elementen dan van dichtbij beschouwde, bleek dat deze allemaal tot het


87

kraakbeen behoorde. Eerst dacht men dat deze convergentieproblemen te wijten waren aan een slechte contactdefinitie, maar na grondiger onderzoek bleek dat het probleem eerder bij de vorm van de mesh lag. Indien men echter in Abaqus een controle uitvoerde van de verschillende meshes via de Verify Mesh-functie, kreeg men geen foutmeldingen of waarschuwen. Omdat men deze problemen niet kon oplossen is men dan overgestapt naar een analyse via Abaqus/Explicit. Ook in Abaqus/Explicit werd hetzelfde testmodel van het tibia-talaire gewricht beschouwd. Hierbij vertoonden de berekeningen wel een stabiel verloop, zowel wanneer voor de contactdefinitie gebruik gemaakt werd van het Contact Pairs algoritme als wanneer men het General Contact algoritme toepast. In fig. 6.7 worden de resultaten voor beide contactdefinities weergegeven.

(b)

(a)

Figuur 6.7: (a) Von Mises spanning (MPa) (’Contact Pairs’ algoritme) (b) Von Mises spanning (MPa) (’General Contact’ algoritme) [28]

Ondanks de stabiele berekeningen en de goede overeenkomst van de resultaten bekomen met de twee verschillende methoden, werden er nog een vrij groot aantal waarschuwingen weergegeven. Zo merkte men onder andere dat er vrij veel overlappende elementen optreden in het kraakbeen op de tibia (fig. 6.8).


88

Figuur 6.8: Visualisatie van overlappende elementen in een kraakbeenlaag [28]

Uit de bovenstaande bevindingen blijkt dat er nood is aan een alternatieve methode om het kraakbeen te modelleren, zodat men deze convergentieproblemen (Abaqus/Standard) en waarschuwingen (Abaqus/Explicit) zoveel mogelijk kan vermijden en tot een stabieler model kan komen. Eens de methode voor de modellering van het kraakbeen in het tibia-talaire gewricht op punt staat, kan men het testmodel verder uitbreiden en verfijnen.

6.3

Vast volume kraakbeen

Aangezien er vrij veel problemen optraden met deze twee laagjes kraakbeen, die een relatieve beweging in het gewricht mogelijk maakten, en men in eerste instantie vooral ge¨ınteresseerd was in een statisch voetmodel, rees de vraag of het kraakbeen niet beter als een vast volume kon worden gemodelleerd.

6.3.1

Model van Antunes

Antunes et al. hebben reeds een gelijkaardige studie verricht en er werd besloten om wat inspiratie te halen uit deze studie. Antunes et al. zijn voor hun model eveneens vertrokken van CT-beelden van een voet zonder afwijkingen. Vervolgens werden de beelden gesegmenteerd met behulp van Mimics. Deze 3D oppervlakken werden vervolgens geëxporteerd naar een CAD-pakket (CATIA, Dassault systèmes, Frankrijk). In dit CAD-pakket werd het model samengesteld en werden nog een aantal 3D operaties uitgevoerd. Uiteindelijk werd het volledige 3D model ge¨ımporteerd in Abaqus, waar het aan een niet-lineaire eindige elementenanalyse onderworpen werd. Enkel de botten en het omhullend zacht weefsel werden gesegmenteerd op basis van de CTbeelden. De ruimte tussen de botten, die normaal kraakbeen en sinoviale vloeistof bevat, werd niet gesementeerd. Deze ruimte werd in het CAD-pakket opgevuld door zelfgedefinieerde volumes. Het gemodelleerde kraakbeen wordt weergegeven in fig. 6.9. Het zachte weefsel werd


89

dan daarna nog gegenereerd door middel van boolean operaties ten opzichte van botstructuur en kraakbeen (fig. 6.10).

Figuur 6.9: botstructuur met kraakbeen [11]

Figuur 6.10: zacht weefsel [11]

Men hield eraan om de botten in het eindige elementenpakket vast te verbinden met het kraakbeen waardoor er geen relatieve beweging mogelijk is in het gewricht. Ligamenten werden niet gesimuleerd omdat het model reeds een vast geheel vormde door de vaste verbinding van de botten en het kraakbeen. De achillespees en het plantaire pezenblad werden wel toegevoegd aan het model. Zij werden gesimuleerd door middel van trekstaven, gepositioneerd met behulp van een anatomische atlas.

6.3.2

Model met behulp van Mimics

In het volgende onderzoek wenste men dus vooral de statische toestand van het voet-enkel complex te bestuderen, waardoor men ervan uitging dat een benadering via een vast kraakbeenvolume kon verantwoord worden. Bij de uitwerking van dit model werden dus opnieuw, uitgaande van CT-beelden van een kadavervoet zonder afwijkingen, de verschillende botten gesegmenteerd via Mimics. Vervolgens waren er twee paden die men kon verkennen. Enerzijds werd overwogen om via pyFormex een bepaald kraakbeenvolume te creëren en van dit kraakbeen dan via boolean operaties de gesegmenteerde botten af te trekken. Op deze manier zou men dan een kraakbeenvolume verkrijgen dat zeer goed aansluit bij de botten, waardoor het ook gemakkelijker is om in het eindig-elementenpakket het contact tussen beiden te definiëren. Anderzijds is het niet zo evident om een bepaald 3D volume te creëren waaruit dan vertrokken wordt om het kraakbeen te modelleren, aangezien het niet steeds duidelijk is waar het kraakbeen zich juist bevindt en hoe groot het contactoppervlak tussen twee botten is. Daarom werd uiteindelijk voor een andere piste gekozen.


90

Een andere mogelijkheid bestond erin dat men het kraakbeenvolume handmatig zou aanmaken in Mimics. Het voorbeeld zal ge¨ıllustreerd worden aan de hand van het kraakbeen in het tibia-talaire gewricht. In de onderstaande figuur (fig. 6.11) wordt de talus in het blauw weergegeven, terwijl de tibia een groene kleur heeft.

Figuur 6.11: tibia (groen) - talus (blauw)

Vervolgens creëert men in Mimics een vast volume kraakbeen door middel van Edit Mask of Multiple Slice Edit. Hierbij kan men slice per slice de zone kraakbeen selecteren die men zou wensen tussen de twee botten. Indien men dan vervolgens de botten via een boolean operatie van dit kraakbeen aftrekt, krijgt men een quasi perfecte aansluiting tussen het kraakbeen en de botten. Dit wordt ge¨ıllustreerd in fig. 6.12.

Figuur 6.12: tibia (groen) - kraakbeen (rood) - talus (blauw)


91

Aan deze methode zijn verschillende nadelen verbonden. Eerst en vooral is de methode vrij arbeidsintensief, aangezien men bijna slice per slice de zone kraakbeen moet afbakenen. Verder is het resultaat voor het kraakbeenvolume ook zeer sterk afhankelijk van de persoon die de selectie in Mimics heeft uitgevoerd. Het is bijna onmogelijk om exact hetzelfde volume achteraf te reproduceren. Verder moet er opgelet worden bij het glad maken van het oppervlak. Aangezien het kraakbeen manueel geselecteerd wordt, zullen er vrij grote onregelmatigheden optreden in het volume. Dit willen we uiteraard zoveel mogelijk vermijden in het eindige elementenmodel omdat op de plaatsen van de onregelmatigheden sterke afwijkingen zullen optreden van de werkelijkheid en men er dus zeer hoge spanningsconcentraties zal aantreffen. Men zal het oppervlak dus moeten glad maken met behulp van Smoothing. Hierbij moet men echter opletten dat dit smoothen gebeurt vóór de boolean operaties in plaats van erna. Door het glad maken zal immers een kleine afwijking van de geometrie optreden, wat ervoor zal zorgen dat de kwaliteit van het contact tussen bot en kraakbeen afneemt. Omwille van al deze voorgaande opmerkingen en het feit dat het model niet zal kunnen worden toegepast bij een eventuele latere dynamische analyse (omwille van de verhindering van de relatieve bewegingen door het vast volume kraakbeen), is men toch op zoek gegaan naar een andere methode die wel nauwkeurig reproduceerbaar is en die toch relatieve beweging toelaat.

6.4

Twee aparte zones kraakbeen

Opdat het in een latere fase mogelijk zou zijn om dezelfde modellering voor kraakbeen ook te gebruiken in een dynamische studie, was het aangeraden om toch een type model te ontwikkelen dat een zekere beweging toelaat tussen twee naburige botten. Er zal dus aan elk bot afzonderlijk een laagje kraakbeen gehecht worden, met daartussen nog een eventuele holte waar het synoviale vocht zich bevindt. Om dit te verwezenlijken werd gebruik gemaakt van pyFormex. Bij de modellering van één laagje kraakbeen, zal men gebruik maken van het volgende script. Dit script zal dan voor elk bot in het gewricht moeten toegepast worden. #!/usr/bin/env python pyformex.py

"""offsetosteotomie"""

from numpy import * from plugins import inertia, surface,connectivity,f2abq from plugins.tools import *

Hoofdstuk 6. Modellering kraakbeen from plugins.mesh import *

workHere() fn = ’tibia’ S = surface.TriSurface.read(’%s.gts’ %fn) draw(S) sel = pick(’element’) S1 = getCollection(sel)[0]

clear() S2 = S1.offset(1.2) ##draw(S2,color=’red’)

nodes,elems = createWedgeElements(S2,S1,2)

#create ABAQUS input file

def mergeNodes(nodes): """Merge all the nodes of a list of node sets.

Each item in nodes is a Coords array. The return value is a tuple with: - the coordinates of all unique nodes, - a list of indices translating the old node numbers to the new. """ coords = Coords(numpy.concatenate([x for x in nodes],axis=0)) coords,index = coords.fuse() n = numpy.array([0] + [ x.npoints() for x in nodes ]).cumsum() ind = [ index[f:t+1] for f,t in zip(n[:-1],n[1:]) ] return coords,ind

nodesS = S.coords elemsS = S.getElems()

nodesTot,ind = mergeNodes([nodes,nodesS]) elems = ind[0][elems]

92


93

elemsS = ind[1][elemsS]

F = Formex(nodesTot[elems]) draw(F, color=’blue’,eltype=’wed’)

SU = Formex(nodesTot[elemsS]) draw(SU, color=’red’)

fil = file(’%s.inp’ %fn,’w’) f2abq.writeHeading(fil,’test’) f2abq.writeNodes(fil,nodesTot) f2abq.writeElems(fil, elems,’C3D6’, ’kraakbeen’,eofs=1) n = elems.shape[0] f2abq.writeSubset(fil, ’ELSET’, ’Eset0’, ’kraakbeen’) fil.close()

Dit script komt er eigenlijk op neer dat men voor een bepaald bot (voorzien van een oppervlaktemesh) een specifieke zone kan selecteren waar een laagje kraakbeen gewenst is. De manier waarop dit gebeurt, wordt in fig. 6.13 voor de tibia ge¨ıllustreerd.

Figuur 6.13: selectie zone waar men kraakbeen wenst

Vervolgens zal pyFormex de gelecteerde zone grafisch weergeven (fig. 6.14), waarna gevraagd wordt of men akkoord gaat met deze selectie. Indien niet, kan de selectie nog bijgewerkt worden.


94


In het script kan men de gewenste dikte van de kraakbeenlaag ingeven op de 13de regel (S2 = S1.offset(1.3)). Dit is noodzakelijk, aangezien deze voor de verschillende gewrichten zal variëren, en het de bedoeling is dat dit script algemeen toepasbaar is. Het script zal eigenlijk de geselecteerde elementen van het bot transleren over een afstand gelijk aan de gewenste kraakbeendikte. Deze elementen zullen bovendien een hoogte meekrijgen, namelijk opnieuw deze van de ingegeven kraakbeendikte. Op die manier ontstaat een soort van volumemodel voor het kraakbeenlaagje. Dit wordt in fig. 6.15 weergegeven voor de tibia.


Doordat het kraakbeen als het ware ontstaat uit een translatie van de elementen van het bot kan een perfecte aansluiting tussen de beide onderdelen gegarandeerd worden. Op die manier worden de moeilijkheden in verband met de contactdefinitie tussen het bot en zijn bijhorende kraakbeen vermeden.


95

Op het einde van het script wordt dit kraakbeenlaagje geëxporteerd naar een invoerbestand voor Abaqus. Op die manier kan dit kraakbeen vlot in het eigenlijke eindige elementenmodel in Abaqus worden ingevoegd.

Hoofdstuk 7

Model tibia-talair gewricht In het voorafgaande onderzoek werd telkens vertrokken van CT-beelden van een normale kadavervoet. De afzonderlijke botten werden dan gesegmenteerd uit deze CT-beelden met behulp van Mimics, waarna verschillende operaties uitgevoerd werden op deze afzonderlijke botten. In februari heeft er echter een belangrijke koerswijziging plaatsgevonden wat betreft het doel van deze studie. Eerst was het de bedoeling om een alternatieve methode te zoeken voor de modellering van het kraakbeen en vervolgens het model van de achtervoet verder te verfijnen en eventueel zelfs uit te breiden naar een volledig voet-enkel complex. Na deze koerswijziging werd het voornaamste doel nog steeds het optimaliseren van de modellering voor het kraakbeen. Anderzijds werd ook het effect onderzoeken van een enkelosteotomie op de krachtswerkingen in de achtervoet, en dan meerbepaald in het kraakbeen van het tibia-talaire gewricht, een belangrijk doel. Opdat voor de studie van de enkelosteotomie dezelfde beelden zouden kunnen worden gebruikt als voor het onderzoek omtrent het kraakbeen, moest op zoek gegaan worden naar alternatieve beelden. Op die manier zal het later immers veel gemakkelijker zijn om de resultaten van de spanningsverdelingen in het kraakbeen te vergelijken, dan wanneer gewerkt wordt met verschillende beelden. De beschikbare CT-beelden van de kadavervoet toonden immers maar een beperkt deel van de tibia, waardoor het bijna onmogelijk werd om op basis van deze beelden een enkelosteotomie te simuleren. Aangezien het niet zo eenvoudig was om nieuwe CT-beelden te maken, werd voor het verdere verloop van dit onderzoek gebruik gemaakt van beelden van het VAKHUM [6].

96

Hoofdstuk 7. Model tibia-talair gewricht

7.1

97

VAKHUM

Het VAKHUM is een Europees project dat eigenlijk staat voor Virtual Animation of the Kinematics of the Human for Industrial, Educational and Research Purposes. Het VAKHUM project heeft een interactieve database ontwikkeld van de menselijke kinematica voor industriele, educatieve en research toepassingen. Gebruikers kunnen deze database raadplegen via een virtuele interface en op die manier data met een hoge kwaliteit downloaden om te gebruiken voor hun eigen toepassingen of om online les te volgen over de functionele anatomie. De studie van de menselijke kinematica is een belangrijk onderzoeksdomein, waar nog veel onduidelijkheden kunnen worden bepaald, onderzocht en opgehelderd. Momenteel is er echter vrij weinig accurate data rechtstreeks beschikbaar omtrent de kinematica en de botmorfologie van de mens. Zowel wetenschappelijke onderzoekers als de industrie hebben nood aan betrouwbare data voor hun toepassingen. Eén van de belangrijkste doelstellingen van het VAKHUM project was dan ook om data te creëren van een zeer hoge kwaliteit, volgens een goed gedefinieerd protocol, en om deze vervolgens beschikbaar te stellen voor de gebruikers. Kinematica is een typisch dynamisch 3D fenomeen. Toch kunnen handboeken dit enkel op een 2D manier beschrijven. Hierdoor gaat er vaak nuttige informatie verloren. Daarom heeft het VAKHUM project op basis van verschillende tekstboeken tutorials ontwikkeld over de functionele anatomie. Deze tutorials worden dan ge¨ıntegreerd in multimedia omgevingen die toegankelijk zijn via het internet. De mogelijke toepassingsgebieden zijn zeer verscheiden: de industrie: gebruikt virtuele modellen voor hun testen (bv. autoveiligheid, protheses,

...) opleiding: bv. voor de opleiding van medische studenten fundamentele research: bv. voor een beter begrip van de menselijke kinematica binnen

de biomechanica virtuele werelden: bv. voor toepassingen in de toepassing van de computergames


7.1.1

98

Morfologische data

De morfologische data van de menselijke botten werden verzameld op basis van medische beeldvormingstechnieken, en meestal op basis van CT-scans. Op die manier konden vrij waarheidsgetrouwe 3D modellen van de botten gebouwd worden.

Figuur 7.1: links: oppervlakterendering van een 3D model van het bekken; rechts: eindig elementenmodel van het bekken; de verschillende mechanische eigenschappen van het botweefsel, zoals ze afgeleid werden op basis van de CT data, worden vertegenwoordigd door de kleurcode. [6]

In het VAKHUM project worden niet enkel de onbewerkte data ter beschikking gesteld, maar ook de oppervlakte- en eindige elementenmodellen worden in het project opgenomen. Vooral deze oppervlaktemodellen zijn interessant voor ons.

7.1.2

Kinematische data

Binnen het VAKHUM project werd de beweging van de onderste ledematen beschouwd tijdens verschillende alledaagse activiteiten (wandelen, fietsen, het nemen van trappen, springen, ...). Dit kan handig zijn om de bevindingen daarvan later te gebruiken bij het opstellen van een kinematisch model van de enkel. Een groot voordeel van het VAKHUM project is ook dat de 3D modellen die binnen dit project opgesteld werden volledig gedocumenteerd en uitgevoerd werden volgens beschikbare richtlijnen van de ISB (International Society of Biomechanics). De kennis over de gewrichtsfuncties is dan ook verzameld en wordt direct beschikbaar gesteld door middel van tutorials. In dit onderzoek is het VAKHUM project enkel gebruikt om beeldmateriaal te verzamelen. Zoals reeds eerder werd beschreven, was het oorspronkelijk de bedoeling om het model te baseren op de CT-beelden van een kadavervoet. Deze beelden voldeden echter niet wanneer men het tibia-talair gewricht wou gebruiken voor onderzoek omtrent een enkelosteotomie. Vandaar dat op zoek gegaan werd naar een alternatief om beelden te verzamelen. Dit alternatief werd gevonden binnen het VAKHUM project.


7.2

99

Model botten en kraakbeen

7.2.1

Botten

De talus en de tibia werden uit het VAKHUM project gehaald. Zij waren in dit project reeds voorzien van een mesh, en in de eerste fase van dit onderzoek werd deze oppervlaktemesh gewoon overgenomen. Deze mesh is opgebouwd uit driehoekige elementen. Deze beide botten met hun bijhorende mesh worden weergegeven in fig. 7.2.

Figuur 7.2: mesh talus en tibia uit VAKHUM [6]

Aangezien het gewenst is om de rekentijd zoveel mogelijk te beperken, zal ook het aantal elementen die in het model aanwezig zijn moeten beperkt worden. We zijn vooral ge¨ınteresseerd in de spanningen in het kraakbeen van het tibia-talaire gewricht, waardoor het bovenste deel van de tibia eigenlijk weinig bijdraagt tot de beoogde resultaten. Het bot zal dus in twee gesplitst worden en in het eigenlijk model zal enkel de onderste helft van de tibia beschouwd worden. Het opsplitsen van de tibia gebeurt via pyFormex. Eerst en vooral dient de tibia via het pakket Surface en dan meer bepaald via het commando read surface te worden ingelezen. Daarna kan men binnen ditzelfde package voor de operatie Cut(Trim) at Plane gekozen worden. Vervolgens kan men het gewenste punt waardoor men wil snijden, en de normale op het vlak waarmee men wenst te snijden ingeven. Men kan ook bepalen welke kant van de doorsnijding men wil behouden. Wij kiezen hierbij dus voor een doorsnijding door een punt waarvan de z-co¨ ordinaat overeenkomt met het midden van de tibia, en als richtingsvector kiezen we de richtingsvector van de z-as. Op die manier bekomen we de volgende figuur (fig. 7.3).


100

Figuur 7.3: resultaat na afsnijden van de bovenste helft van de tibia

Het probleem is nu wel dat het bot niet meer afgebakend is. Aangezien het hier ging om een oppervlaktemesh, wordt er een holte gecreëerd aan de zijde waar men de andere helft van het bot heeft weggesneden. Men moet dus een manier bedenken om dit vlak eveneens op te vullen met driehoekige elementen. Na enig onderzoek bleek dat dit het gemakkelijkst gebeurde met behulp van het programma Magics of Mimics Remesher. Beide programma’s kunnen enkel stl-files inladen, terwijl pyFormex werkt in gts-files. Dit betekent dat men dus eerst en vooral de halve tibia zal moeten wegschrijven als een stlfile. Vervolgens kan deze ingeladen worden in Magics of Mimics Remesher. Aangezien de werkwijze voor beide programma’s analoog is, wordt ze enkel voor Magics verder toegelicht. Nadat men de stl-file heeft ingeladen in Magics, zal men de mesh kunnen bewerken met behulp van de Fix Wizard die men kan vinden onder Tools. Dit is een wizard die speciaal ontwikkeld is om alle mogelijke problemen met de mesh te bepalen, en de wizard helpt de gebruiker stap voor stap om deze problemen op te lossen. Een afbeelding van de verschillende mogelijke problemen die het programma onderzoekt wordt weergegeven in fig. 7.4.


101

Figuur 7.4: Fix Wizard in Magics

Wanneer men deze Fix Wizard opent voor het uit pyFormex geëxporteerde model van de halve tibia, en men voert een controle uit, dan krijgt men een waslijst van foutmeldingen (fig. 7.5). De meeste foutmeldingen zijn echter te verklaren door het afsnijden van de bovenste helft van het bot. Daartoe werd een snijvlak gedefinieerd, maar het spreekt voor zich dat dit snijvlak niet telkens samenvalt met de rand van een driehoekig meshelement. Daardoor zullen soms onregelmatigheden optreden in de omgeving van de snijrand. Ook deze worden weergegeven in fig. 7.5.


102

Figuur 7.5: Fix Wizard in Magics toegepast op de halve tibia

Deze functie zal bovendien zelf opmerken dat het bot niet begrensd is langs de bovenzijde. Het zal dan op een quasi-automatische wijze toch elementen creëren in die zone, zodat het volume bot langs alle kanten begrensd is. De uiteindelijke mesh wordt ge¨ıllustreerd in fig. 7.6. Hierbij valt op te merken dat het bovenoppervlak uit een nogal onregelmatige mesh bestaat. Op zich zal dit weinig effect hebben op de berekeningen. Hierop zal later nog dieper worden ingegaan.

Figuur 7.6: mesh halve tibia gecreëerd met behulp van Magics


103

Dit nieuwe model van de halve tibia kan via Magics vlot geëxporteerd worden naar het eindige elementenpakket Abaqus. Voor de talus en de tibia zal men de omzetting naar Abaqus moeten verwezenlijken met behulp van pyFormex. In pyFormex kan men immers een oppervlak wegschrijven als invoerbestand voor Abaqus.

7.2.2

Kraakbeen

Om het kraakbeen te modelleren, wordt gebruik gemaakt van de methode die in paragraaf 6.4 uiteen gezet werd. Men zal dus zowel voor de talus als voor de tibia het script offset laten lopen en voor beiden een zone kraakbeen selecteren. Men zal echter wel nog een bepaalde dikte moeten vastleggen voor deze kraakbeenzones. Om deze dikte te bepalen, hebben we ons gebaseerd op verschillende artikels [33] [25] [9] [41]. Deze verschillende studies toonden aan dat de kraakbeendikte van de talus varieerde tussen 0,94mm en 1,62mm, terwijl de kraakbeendikte voor de tibia varieerde tussen 1,06mm en 1,63mm. Voor beiden ligt de gemiddelde kraakbeendikte rond 1,3mm, zodat wij deze waarde zullen gebruiken in het offset-script. In de onderstaande figuur (fig. 7.7) wordt zowel voor de talus als voor de tibia de zone weergegeven waarop men de offset wil toepassen. Het kraakbeen zal met andere woorden een dergelijke oppervlakte beslaan.

Figuur 7.7: links: geselecteerde zone voor aanmaak kraakbeen talus; rechts: geselecteerde zone voor aanmaak kraakbeen tibia

In de onderstaande figuren worden de bijhorende zones kraakbeen weergegeven voor talus en tibia.


104

Figuur 7.8: links: kraakbeen talus; rechts: kraakbeen tibia

7.3

Eindig elementenmodel in Abaqus

Eens men het geometrische en het elementenmodel heeft opgesteld, kan men al deze modellen importeren in het eindige elementenpakket Abaqus. In dit programma zal men dan achtereenvolgens de materialen kunnen toekennen, belastingen aanbrengen, randvoorwaarden opleggen, ... alvorens de eigenlijke analyse zal plaatsvinden.

7.3.1

Importeren botten en kraakbeen

In pyFormex konden de elementenmodellen voor de botten en het kraakbeen worden omgezet naar een bestand met de extensie .inp. Deze bestanden kunnen eenvoudig ge¨ımporteerd worden in Abaqus via het commando import model. Op die manier worden vier verschillende modellen gecreëerd (talus, tibia, kraakbeen talus en kraakbeen tibia). Vertrekkende vanuit deze vier modellen moet men komen tot één globaal model. Dit gebeurt door via het commando model - copy objects de parts van elk model te kopiëren naar één globaal model. Eens de verschillende parts ge¨ımporteerd zijn in één overkoepelend model, kunnen er eigenschappen worden toegekend aan deze parts. Aangezien de elasticiteitsmodulus van het bot veel groter is dan deze van het kraakbeen, zal er in wat volgt verondersteld worden dat bot onvervormbaar is in vergelijking met kraakbeen. De talus en de tibia zullen in het model beschouwd worden als starre, onvervormbare lichamen. Praktisch gebeurt dit door rechts te klikken op deze part, en via edit part het type te veranderen naar discrete rigid in plaats van deformable. Dit laatste staat standaard aangevinkt. Voor het kraakbeen voldoet dit type wel.


7.3.2

105

Materialen toekennen

Vervolgens moeten de materialen toegekend worden. Hiervoor zullen de materialen eerst moeten gedefinieerd worden. Er zal dus een materiaal kraakbeen worden aangemaakt met Create material. Vervolgens kan men aan het materiaal een naam (in ons geval kraakbeen) toekennen. Bovendien kan men een aantal eigenschappen definiëren. Wij zullen ons beperken tot enerzijds de dichtheid 1100 kg/m3 via General - Density, en anderzijds de mechanische eigenschappen als de elasticiteitsmodulus van 10 MPa en de coëfficiënt van Poisson van 0,3 via Mechanical - Elasticity - Elastic. Vervolgens moet men de materialen toekennen aan de specifieke elementen. Dit gebeurt door eerst via Create Section een sectie aan te maken. Hierbij dient men het volledige volume kraakbeen horend bij één bot te selecteren. Hierbij wordt gekozen voor het type Solid, Homogeneous. Via Assign Section kan men vervolgens aan deze secties het gewenste materiaal toekennen, in ons geval kraakbeen. Aangezien we de tibia en de talus gedefinieerd hebben als rigid body moet de materiaaltoekenning op een andere manier verlopen. De elasticiteitsmodulus van Young en coëffciciënt van Poisson worden niet in rekening gebracht, omdat men ervan uitgaat dat de stijfheid oneindig groot is. In vergelijking met de stijfheid van het kraakbeen is het verantwoord om de botten als star te bestempelen. Men zal aan de botten enkel een massa kunnen toekennen. Dit wordt uitgebreider besproken in de volgende paragraaf.

7.3.3

Aanmaken assembly

De module Assembly dient voornamelijk om de verschillende parts samen te voegen tot één model. Dit gebeurt via Instance Part waarbij men alle gewenste parts moet selecteren. Op die manier bekomt men een model zoals in fig. 7.9.


106

Figuur 7.9: assembly van talus, tibia, kraakbeen talus en kraakbeen tibia

Binnen de module Assembly zullen bovendien massa’s toegekend worden aan de botten. De densiteit van het bot is gekend en bedraagt 1200 kg/m3 . Het volume van het bot kan bepaald worden in pyFormex via Surface - Print Information - Enclosed volume. Op deze manier kan men de kracht bepalen die volgens de verticale uitgeoefend wordt door het bot. Voor de tibia wordt dit 0,3294kg, terwijl dit voor de talus 0,0399kg bedraagt. Deze belasting zal men op de starre volumes aanbrengen door eerst een referentiepunt aan het lichaam toe te kennen via Tools - Reference Point. Vervolgens kan men via Engineering Features - Inertias voor elk bot een puntmassa creëren (volgens de z-as) en deze laten aangrijpen ter plaatse van het referentiepunt. Op die manier wordt het eigengewicht van de botten gesimuleerd.

7.3.4

Definitie tijdsstap

In de module Step dient te worden gekozen of men met Abaqus/Explicit of Abaqus/ Standard wenst te werken.

Over het algemeen werd gebruik gemaakt van Abaqus/ Explicit om-

dat deze een nauwkeurigere contactdefinitie toelaat en hier beter mee overweg kan dan Abaqus/Standard. Toch werden ook enkele proeven uitgevoerd met Abaqus/ Standard. Wanneer men gebruik maakt van Abaqus/Explicit is de tijdsstap van groot belang. De belastingen die in de experimenten worden aangebracht zijn statische belastingen. Daardoor zal de tijdsstap voldoende groot moeten gekozen worden, zodat de spanningen zich kunnen herverdelen in het model en de dynamische effecten geen al te grote invloed hebben. De tijdsstap mag evenwel ook niet te groot gekozen worden om de rekentijd beperkt te houden.


107

Een tijdsstap van 0,001s leverde vrij goede resultaten op. bij kleinere tijdsstappen kregen dynamische effecten de bovenhand.

7.3.5

Contactdefinities

De contactdefinities zijn een cruciaal onderdeel van het model. De contacten worden gedefinieerd met behulp van de module Interactions. In een eerste fase zal het nodig zijn om voor elke part afzonderlijk een oppervlak te creëren. Dit gebeurt door middel van Tools - Surface - Create en vervolgens het gewenste part te selecteren. Vaste verbinding tussen bot en kraakbeen Tussen de botten en het kraakbeen wordt er een vaste verbinding verondersteld. Dit contact legt men vast door Create Constraint - Tie Constraint en vervolgens de surfaces te selecteren waartussen men het contact wil definiëren. Bij deze Tie Constraint gebeurt de contactdefinitie volgens het master-slave principe. Hierbij wordt elke knoop van het ondergeschikte oppervlak (slave surface) verplicht om dezelfde beweging uit te voeren als het dichtstbij gelegen punt van het dominante oppervlak (master surface). Hierbij wordt aangeraden om het lichaam met de grootste massa als dominant oppervlak te definiëren. Hierdoor zullen de botten dienst doen als dominant oppervlak, en de kraakbeenlagen zullen beschouwd worden als ondergeschikt (fig. 7.10).

Figuur 7.10: definitie vast contact tussen tibia en haar bijhorende laag kraakbeen


108

Bij de definitie van dit vast contact is het van belang dat men de optie Adjust slave surface initial position uitvinkt. Deze optie zorgt ervoor dat het ondergeschikte vlak perfect tegen het dominante vlak aan geplaatst wordt door de mesh te vervomen. Deze optie heeft echter als belangrijk nadeel dat de kwaliteit van de mesh zeer sterk kan gereduceerd worden door de vervorming. Dit kan leiden tot een langere rekentijd en zelfs tot instabiliteit bij het rekenen. Contact tussen kraakbeenlagen Een volgende belangrijk contact is het contact tussen de kraakbeenlagen onderling. Dit contact moet een zekere relatieve beweging van de beide lagen mogelijk maken en mag zeker niet werken als een vaste verbinding. Via Create Interaction Property wordt een bepaald type interactie gedefinieerd. De interactie die wij wensen valt onder het type Contact. Vervolgens zal men de eigenschappen van dit contact kunnen vast leggen. Hier worden deze beperkt tot de mechanische eigenschappen. We zullen veronderstellen dat het tangentieel contact wrijvingsloos verloopt en dat het normale gedrag via Hard”Contact’ verloopt. ” Vervolgens wordt het eigenlijke contact gedefinieerd volgens Create Interaction - Surface to Surface Contact. Daarna kan men de oppervlakken selecteren waartussen men dit contact wil vastleggen. Dit wordt ge¨ıllustreerd in fig. 7.11.

Figuur 7.11: definitie contact tussen kraakbeenlagen door middel van een Surface to Surface Contact


109

Dit contact kan eveneens gerealiseerd worden door middel van een General Contact (Explicit). Binnen het contactdomein kan men dan kiezen voor de optie *All with self. Hierbij selecteert men in feite alle uitwendige oppervlakken. Indien men opteert voor Selected surface pairs dan kan men zelf de deelnemende vlakken selecteren. Een aantal eenvoudige tests hebben echter aangetoond dat de resultaten tussen deze beide contactdefinities niet veel van elkaar verschillen, zodat wij voor de optie *All with self gaan. In het uiteindelijke model werd geopteerd voor de contactdefinitie op basis van General Contact (Explicit) omdat de berekeningen hierbij stabieler verliepen dan voor het Surface tot Surface Contact.

7.3.6

Belastingen

Het opleggen van de belastingen gebeurt met behulp van de module Load. Over de persoon van wie de beelden afkomstig waren, waren geen verdere gegevens bekend. We zullen het belastingsgeval beschouwen waarbij men tijdens de loopcyclus op één voet steunt (mid-stance fase). Hierbij wordt het volle lichaamsgewicht gedragen door deze ene voet. Om nog wat reserve in te bouwen nemen we een neerwaartse belasting aan van 1000N of 100kg. We zullen deze neerwaartse belasting laten aangrijpen als een puntlast ter plaatse van het referentiepunt van de tibia. De eerste experimenten zijn dus eenvoudige statische compressies. Om deze uit te voeren met Abaqus/Explicit moet de kracht aangebracht worden volgens een amplitude. Indien men dit niet zou doen, zouden er dynamische effecten in de resultaten sluipen. Door de kracht gedurende de tijdsstap geleidelijk te laten toenemen tot zijn volle waarde, worden de dynamische effecten enigszins ingedijkt. Een amplitude wordt gedefinieerd door Tools Amplitude - Create. Deze amplitude kan op verschillende manieren worden gedefinieerd. In dit geval zal een lineaire benadering (Tabular ) volstaan, zodat slechts twee punten nodig zijn om de amplitudefunctie vast te leggen. Deze twee punten zijn (0,0) en (t,0), waarin het eerste koppel overeenkomt met een belasting 0 op het tijdstip 0. Het tweede koppel stelt dat de belasting op het tijdstip t overeenkomt met de volledige belasting. t wordt hierbij gelijkgesteld aan de tijdsspanne van de belastingsstap.

7.3.7

Randvoorwaarden

Als randvoorwaarde wordt verondersteld dat de talus geen enkele beweging zal ondergaan. Op die manier kunnen we het beste de relatieve verplaatsing van de tibia ten opzichte van de talus, en de vervormingen van het tussenliggende kraakbeen onderzoeken. De verplaatsingen van de talus volgens de drie assen van het model zullen gelijk gesteld worden aan nul, evenals de rotaties rond deze drie assen. Dit gebeurt door eerst 6 sets te creëren via Tools - Set -


110

Create. Vervolgens zal aan elke set een verschillende randvoorwaarde worden toegekend via Create Boundary Condition. Daarbinnen wordt gekozen voor de optie Displacement/Rotation en vervolgens wordt voor de gewenste as of rotatieas de verplaatsing gelijk gesteld aan nul. Deze randvoorwaarden worden niet met de amplitude opgelegd zoals voor de belastingen het geval is (zie vorige paragraaf), maar zullen ogenblikkelijk moeten optreden.

7.3.8

Job

Bij het beëindigen van het pre-processen moet men een Job-file aanmaken. Deze file brengt alle informatie over het model samen in een inputbestand (met de extensie .inp) dat kan worden doorgegeven aan de cluster om berekeningen uit te voeren. Het aantal knopen dat nodig is om een berekening binnen een aanvaardbaar tijdsbestek uit te voeren, is sterk afhankelijk van het aantal elementen en de kwaliteit ervan. Het element met de slechtste kwaliteit bepaalt het increment dat gebruikt wordt en op die manier de duur van de berekeningen. Het aantal elementen voor ons belangrijkste model bedroeg 7766, het aantal knopen was hierbij 4830. Bij een dergelijk aantal elementen duren de berekeningen slechts enkele minuten.

7.3.9

Resultaten

Vervolgens moeten uiteraard de resultaten nog geanalyseerd worden. Het model is er in geslaagd om zonder errors tot resulaten te komen. Wel blijven er nog steeds waarschuwingen dat bepaalde knopen van de beide kraakbeenlaagjes overlappen. De resultaten voor de von Mises spanningen in het kraakbeen worden weergegeven in fig. 7.13.

(b)

(a)

Figuur 7.12: (a) von Mises spanning in kraakbeen talus (MPa) (b) von Mises spanning in kraakbeen tibia(MPa)


111

Deze spanningsverdeling komt niet zo goed overeen met wat verwacht werd. De spanningen niet gelijkmatig verdeeld over het oppervlak waar de tibia in contact komt met de talus. Er treden over de volledige contactzone behoorlijke spanningsconcentraties op. Dit is waarschijnlijk het gevolg van de mesh die bij het begin van de berekeningen nogal grof genomen werd. Er werd hier gewerkt met een model van 7766 elementen en 4830 knopen. Vervolgens werden enkele testen gedaan met een verfijnde mesh. De driehoekige elementen werden onververdeeld in kleinere driehoekjes, het oppervlak werd gladder gemaakt (dit alles in pyFormex). Vervolgens werden opnieuw alle stappen voor het opstellen van het model doorlopen. Uiteindelijk bekwam men op die manier een model van 15240 elementen en 9063 knopen. De spanningen voor dit elemennet worden afgebeeld in fig. ??.

(a)

(b)

Figuur 7.13: (a) von Mises spanning in kraakbeen talus voor het fijne net (MPa) (b) von Mises spanning in kraakbeen tibia voor het fijne net(MPa)

In deze figuur vinden we al meer het resultaat terug dat we in gedachten hadden. Hierbij zijn de spanningen immers relatief gelijkmatig verdeeld over het contactoppervlak van de beide kraakbeenzones. Er kan ook worden opgemerkt dat de range waarin de spanningen liggen voor dit fijne model veel kleiner is dan voor het ruwer model. De piekspanningen zijn voor het fijne model ongeveer gehalveerd. Louter om eens de invloed van een geometrische afwijking te testen werd het model ook eens opgesteld voor een kraakbeenlaag met een dikte van 1,2mm. In het model met een dikte van 1,3mm kregen we immers bij de berekeningen nog een aantal waarschuwingen dat er bepaalde elementen overlapten. Indien we het model laten lopen voor een dikte van 1,2mm,


112

komt deze waarschuwing bijna niet meer voor. De resultaten van de spanningsberekeningen worden weergegeven in fig. 8.1. Bij de situatie waarbij het kraakbeen een dikte van 1,2mm heeft, merkt men dat de spanningen terug iets minder gelijkmatig verdeeld zijn over het contactoppervlak tussen de twee zones. De range waarin de spanningen gelegen zijn is bovendien veel kleiner dan voor het geval van een kraakbeenzone van 1,3mm. Deze test diende enkel om aan te tonen dat er voor de dikte van het kraakbeen een waarde aangenomen werd die binnen een bepaald interval (tussen 1 en 1,6mm) gelegen was. Uiteindelijk is er nog steeds geen absolute zekerheid over deze dikte. Uit deze test blijkt dus dat een geometrische afwijking van slechts 0,1mm toch een vrij grote impact heeft op de resultaten van de berekeningen [35]. Dit moet steeds in het achterhoofd gehouden worden.

(b)

(a)

Figuur 7.14: (a) von Mises spanning in kraakbeen talus voor het fijne net met kraakbeendikte 1,2mm (MPa) (b) von Mises spanning in kraakbeen tibia voor het fijne net met kraakbeendikte 1,2mm (MPa)

Hoofdstuk 8

Model enkelosteotomie In het voorgaande werd bestudeerd hoe men een model van een tibia-talair gewricht kan opstellen. Aangezien het doel van dit onderzoek was om de impact van een enkelosteotomie op de spanningsverdeling in het tibia-talair gewricht te evalueren, zullen we het voorgaande model uitbreiden naar het geval van een enkel waarop een osteotomie werd toegepast. Oorspronkelijk was het doel om het effect van een open-wig osteotomie te onderzoeken, omdat deze het meest frequent wordt toegepast. In dit onderzoek zal opnieuw van de beelden van het VAKHUM worden vertrokken [6], waardoor men eigenlijk uitgaat van een gezonde voet in plaats van een arthrotische voet. Dit zal uiteraard zijn weerslag hebben op de resultaten. Men zal dus een omgekeerde redenering moeten toepassen. Men zal dus een wig uit het bot wegsnijden en het onderste deel van de tibia kantelen zodat het opnieuw aansluit met het andere deel van de tibia. Ook in dit model zullen we voor de tibia werken met de onderste helft van het bot in plaats van met het volledige bot. Dit is om het aantal elementen, en dus ook de rekentijd, te beperken. Een probleem blijft echter nog of de talus bij het uitvoeren van de osteotomie mee roteert met de onderste zone van de tibia of niet. Dit zal uiteraard invloed hebben op de spanningsverdeling in het kraakbeen van het tibia-talair gewricht. Aangezien hieromtrent enige onenigheid heerst, werd beslist om voorlopig de beide situaties onder de loep te nemen.

113

Hoofdstuk 8. Model enkelosteotomie

(a)

114

(b)

Figuur 8.1: (a) situatie waarbij de voet niet mee gekanteld wordt (b) situatie waarbij de voet wel meegekanteld wordt

8.1

Simulatie osteotomie

De modellering van het tibia-talair gewricht na een enkelosteotomie zal min of meer parallel lopen aan de modellering die in het vorige hoofdstuk besproken werd. Het belangrijkste onderdeel van het model na enkelosteotomie is het uitdokteren van een manier om deze osteotomie te simuleren. Met het oog hierop werden twee mogelijke pistes gevolgd. De eerste piste was degene waarbij de osteotomie met behulp van Mimics gesimuleerd werd. Een andere manier was om de osteotomie te modelleren met behulp van pyFormex. Deze beide methodes worden hieronder verder toegelicht.

8.1.1

Mimics

Eerst werd gedacht om de osteotomie uit te voeren met behulp van de functie Osteotomy in Mimics. In Mimics kan men echter enkel modellen bewerken die een stl-extensie bezitten. De botten van het VAKHUM werden voor ons beschikbaar gesteld in .gts. Hierdoor zullen we de tibia en de talus van de rechtervoet eerst nog moeten omzetten naar een stl-file met behulp van Surface - Write Surface File in pyFormex. De stl’s kunnen dan eenvoudig ge¨ımporteerd worden in Mimics via File - Import stl. De simulatie van de osteotomie in Mimics kan gebeuren op basis van CMF/Simulation Wizards - Start Osteotomy Wizard. Vervolgens kan men experimenteren met het type osteo-


115

tomie dat men wil uitvoeren, wij zullen een Custom Osteotomy Type - Custom Planar kiezen voor de vlakke snede. De standaard osteotomieën die opgenomen zijn in het programma zijn immers vooral bedoeld om het kaakgewricht te behandelen en niet zozeer de tibia. Daardoor lijkt het ons het meest aangeraden om zoveel mogelijk zelf te bepalen wat we willen. Vervolgens zal men de botten moeten selecteren waarop men een osteotomie wenst toe te passen, in ons geval dus enkel de tibia. Nu zal men het vlak waarmee men wenst te snijden grafisch moeten definiëren in een 3D of 2D venster. Eventueel kan men hiervan de coördinaten desgewenst ook nog manueel aanpassen. Daarna kan men via Split het bot splitsen volgens het gedefiniëerde vlak. Tot slot kan men eventueel nog een deel van het bot selecteren en verwijderen. Deze werkwijze kan men zowel uitvoeren voor het horizontale vlak op een hoogte van ongeveer 3cm boven het gewrichtsoppervlak, als voor het schuine vlak waarlangs men wenst te snijden, vertrekkende in hetzelde mediale punt, maar een hoek van 5° makend met de horizontale. Vervolgens zal men de 3D-onderdelen van de botten juist moeten positioneren ten opzichte van elkaar. Hier knelt het schoentje echter. Dit positioneren kan te weinig nauwkeurig gebeuren. De rotatie moet immers rond het middelpunt van het vlak gebeuren. Het rotatiepunt kan niet specifiek bepaald worden. Vervolgens moet men dan ook nog een translatie uitvoeren. Uiteindelijk bekomt men een osteotomie, maar men is niet volledig zeker of de stukken bot die men door rotatie en dergelijk terug tegen elkaar wil plaatsen niet te veel overlappen. Dit zou problemen geven voor de berekeningen in het eindige elementenpakket. In de onderstaande figuur wordt het resultaat voor een open osteotomie met een wig met 5° openingshoek afgebeeld.

Figuur 8.2: Open-wig osteotomie in Mimics over een hoek van 5°


116

Op deze manier is het wel mogelijk om een osteotomie uit te voeren, maar de methode is vrij grafisch. Dit betekent dat ze niet echt gebruik maakt van coördinaten of dergelijke, maar dat alles min of meer op het zicht gebeurt. Hierdoor zal het resultaat van de osteotomie sterk afhankelijk zijn van de persoon die ze via Mimics uitgevoerd heeft, en zal het quasi onmogelijk zijn om het resultaat achteraf exact te reproduceren.

8.1.2

pyFormex

Omdat het de bedoeling was om een nauwkeurig, gebruikersonafhankelijk en reproduceerbaar model van de osteotomie te ontwikkelen, werd er overgeschakeld naar pyFormex. In pyFormex zal het immers gemakkelijker zijn om de osteotomie volgens een vrij nauwkeurige methode uit te voeren aan de hand van coördinaten, richtingsvectoren en dergelijke. Een eerste belangrijke stap in het simuleren van de osteotomie is uiteraard het uitsnijden van de wig. In werkelijkheid wordt de tibia meestal niet over de volledige dwarsdoorsnede doorgezaagd. In het model zal dit echter wel het geval zijn omdat de modellering anders te omslachtig zou zijn. Er is bekend dat de osteotomie meestal wordt uitgevoerd op een hoogte van ongeveer 3cm boven het gewrichtsoppervlak. Op die manier kan dus worden bepaald waar de tibia moet doorsneden worden. Eerst en vooral zal er via Surface - Print Information - Bounding Box bepaald worden wat de uiterste coördinaten zijn van de rechthoek die de halve tibia omschrijft. Hieruit kan dan de z-co¨ ordinaat gehaald worden ter hoogte van het gewrichtsoppervlak. Deze is gelijk aan -709,8 en wordt uitgedruk in mm. Aangezien het de bedoeling is dat de osteotomie ongeveer 3cm daarboven wordt uitgevoerd, zal men de (halve) tibia via Surface Cut - Cut(Trim) at Plane doorsnijden ter plaatse van z=-740. Op deze manier zal men het bot opsplitsen in twee afzonderlijke delen (fig. 8.3).

Figuur 8.3: links: onderste deel tibia na doorsnijding op z=-740mm; rechts: bovenste deel tibia na doorsnijding

Vervolgens zal men zich voorlopig verder toespitsen op het deel van het bot gelegen boven dit snijvlak. Er wordt verondersteld dat een osteotomie gewoonlijk gebeurt met een wig van gemiddeld 5°. Om deze wig uit de tibia te halen zal men het bovenste gedeelte van de tibia


117

dus opnieuw doorsnijden. Dit gebeurt opnieuw via Cut(Trim) at Plane. Als punt waardoor gesneden moet worden, geldt deze keer opnieuw het punt met de coördinaten [306,5; 285; -740]. Aangezien de hoek waaronder men wil snijden gekend is, zal de richtingsvector van de normale op het gewenste snijvlak gegeven worden door enerzijds -sin(5°) als y-coördinaat en cos(5°) als z-co¨ ordinaat. Dit komt dus neer op het vlak met normale [0; -0,087; 0,996]. Hier geldt opnieuw hetzelfde probleem als bij het halveren van de tibia. Het vlak volgens hetwelk gesneden wordt, wordt na het afsnijden van het deel niet opgevuld met driehoekige elementen. Dit betekent dat dus opnieuw de overstap naar Magics zal moeten worden gemaakt. Door de snedes zal het oppervlak van elementen ook onregelmatigheden vertonen ter hoogte van het snijvlak. Het snijvlak valt immers niet steeds mooi samen met de rand van een element. Op die manier krijgen we voor het onderste deel van de tibia een oppervlak dat er als volgt uit ziet (fig. 8.4)

Figuur 8.4: onregelmatigheden aan de rand van het onderste deel van de tibia na afsnijden

Na bewerking met de Fix Wizard zullen deze onregelmatigheden weggewerkt zijn, en zijn er opnieuw driehoekige elementen voorzien ter plaatse van de snijvlakken. Opnieuw zullen deze driehoekige elementen ter plaatse van de snijvlakken niet volledig gelijkmatig verdeeld zijn over dit oppervlak. Ook hier zal dit in het uiteindelijke rekenmodel niet zoveel invloed hebben, aangezien het bot toch beschouwd wordt als een star lichaam (rigid body) en er sowieso geen vervormingen zullen worden berekend ter hoogte van deze snijvlakken. Na bewerking met de Fix Wizard bekomen we dus opnieuw mooie gladde 3D-oppervlakken voor het deel onder en het deel boven de osteotomie Vervolgens zullen het onderste deel van de tibia opnieuw worden overgezet naar de Mecaflixserver om het daar verder te bewerken met behulp van pyFormex. Na de osteotomie zullen het deel boven de wig en het deel onder de wig opnieuw moeten aansluiten. Aangezien er een wigvormig deel uit het bot is gehaald, zal het er dus op neerkomen dat het onderste deel van de tibia zal moeten worden geroteerd over een hoek die even groot is dan de hoek van de wig. In ons geval komt dit neer op een hoek van 5°. Het is echter nog niet zo evident


118

om het punt en de as te bepalen waarrond men wenst te roteren. Indien men het bot in vooraanzicht beschouwt, wenst men te roteren om het uiterste punt. Men kent echter de co¨ ordinaten hiervan niet. Wel kan men in pyFormex de elementennummers weergeven. Op die manier kan men dan bepalen welke elementen het dichtst in de buurt liggen van het punt waarrond men wil roteren. De coördinaten van dit punt kan men vervolgens opzoeken in de gts-file van het bot. Daaruit destilleert men dan één bepaald punt dat het dichtst in de buurt komt. De eigenlijke rotatie gebeurt vervolgens via Surface - Transform - Rotate - Around General Axis. Hierbij kunnen vervolgens de coördinaten ingegeven worden van de hoek waarover men wenst te roteren, in ons geval 5°, de as waarrond men wenst te roteren, hier dus de x-as met richtingsvector [1; 0; 0], en het rotatiepunt dat in de voorgaande alinea bepaald werd. In ons geval wordt geroteerd rond het punt met coördinaten [306,5; 285; -740]. Vervolgens hangt het ervan af welke situatie men wenst te beschouwen. Indien men de situatie beschouwt waarbij de talus niet mee roteert, kan men gewoon overgaan tot het exporteren van de botten naar Abaqus door middel van een file met extensie inp. Indien men de situatie beschouwt waarbij men de talus wel mee zal roteren over een hoek van 5°, zal men ook voor de talus de rotatie rond een algemene as moeten uitvoeren. Het rotatiepunt, de rotatiehoek en de richtingsvector van de rotatieas zijn dezelfden als voor de rotatie van het onderste deel van de tibia. Vervolgens kan men ook in dit geval alle botten exporteren naar Abaqus.

8.2

Model in Abaqus

Vervolgens zal men de stappen moeten doorlopen analoog als deze beschreven in hoofdstuk 7. Men zal opnieuw moeten starten met de generatie van kraakbeen door middel van het offset-script. Ook hier zal men een kraakbeendikte van 1,3mm aannemen. Na de generatie van het kraakbeen, worden de kraakbeenlaagjes eveneens geëxporteerd naar Abaqus waar de talus, de beide delen van de tibia, en de twee kraakbeenlaagjes in één model zullen worden ingevoerd.

8.2.1

Assembly

Hierna zal men opnieuw overgaan tot het aanmaken van een Assembly, de materialen blijven eveneens dezelfde (kraakbeen met een elasticiteitsmodulus van 10MPa en een densiteit van 1100 kg/m3 en zullen opnieuw moeten worden toegekend aan de kraakbeenlagen. De talus en de twee afzonderlijke onderdelen van de tibia zullen opnieuw gedefinieerd worden als rigid


119

body en zullen elk voorzien worden van een referentiepunt. De assembly wordt getoond in fig 8.5

Figuur 8.5: assembly

8.2.2

Tijdsstap

Nu kan men overgaan tot de definitie van de tijdsstap. Ook hier zal men de voorkeur geven aan Abaqus/Explicit boven Abaqus/Standard omdat, in dit model nog meer dan in het andere, de contactdefinitie heel belangrijk zal zijn en deze nauwkeuriger kan worden uitgevoerd met behulp van Explicit dan met behulp van Standard. Aangezien we in het algemene model van het tibia-talaire gewricht vrij goede resultaten bekomen hebben met een tijdsstap van 0,001 seconde, zullen we in dit model dezelfde tijdsstap hanteren.

8.2.3

Contactdefinitie

De contactdefinitie zal ook in dit model een zeer belangrijke rol spelen. Voor het contact tussen de delen van de tibia boven en onder de verwijderde wig, zal men eveneens gebruik maken van een vast contact zoals in het algemene tibia-talaire model gedefinieerd werd tussen bot en kraakbeen. Het is immers de bedoeling dat de twee delen van het bot na de osteotomie terug aan elkaar groeien en dat er dus geen relatieve beweging mogelijk zal zijn tussen de beide onderdelen. Men zal dus opnieuw een contact definiëren op basis van Create Constraint - Tie Constraint. Vervolgens moet men dan de surfaces selecteren waartussen men het contact wil. In dit geval moet men dus de beide onderdelen van de tibia selecteren. De contactdefinitie binnen Tie Constraint gebeurt klassiek volgens het master-slave principe. Aangezien hierbij aangeraden wordt om het lichaam met de grootste massa als dominant oppervlak te definiëren, zullen we het deel van de tibia dat gelegen is boven de verwijderde wig als dominant oppervlak


120

definiëren. Het deel onder de wig zal dan beschouwd worden als zijnde ondergeschikt. De contactdefinities tussen de kraakbeenlagen en hun bijhorende bot gebeurt analoog als in het algemene tibia-talaire gewricht. Deze contactdefinitie gebeurt dus op basis van een Tie Constraint, waarbij het bot beschouwd wordt als het dominante oppervlak en de kraakbeenlaag als het ondergeschikte. Ook de contactdefinities tussen de kraakbeenlagen onderling zullen dezelfde zijn. Men zal opnieuw een bepaald type interactie moeten aanmaken met behulp van Create Interaction Property. Men zal opnieuw gaan voor een interactie die tangentieel wrijvingsloos gebeurt en normaal behandeld wordt als ’hard’ contact. Vervolgens kan men dan via Create Interaction een contact aanmaken met als type interactie degene die hierboven gedefinieerd werd. Bovendien zal men werken volgens *All with self.

8.2.4

Belastingen en randvoorwaarden

Dit onderdeel verloopt volledig analoog als in het vorige hoofdstuk. Men zal dus opnieuw moeten beginnen met de aanmaak van een amplitude op basis van een lineaire benadering via de koppels (0,0) en (t,1). Vervolgens moet men een puntlast aanleggen die ook hier 1000N zal bedragen voor het geval van de midstance fase. Deze puntlast zal worden aangebracht in de richting van de z-as en we zullen deze laten aangrijpen in het referentiepunt van het bovenste deel van de tibia. De randvoorwaarden blijven eveneens dezelfden. De botten moeten ten opzichte van elkaar kunnen bewegen, maar om een duidelijk effect te hebben zal men één van beide botten moeten vast zetten. Op basis van 6 sets, die men aanmaakt van de talus, zullen we de verplaatsingen in de x-, y- en z-richting en de rotaties rond de x-, y- en z-as van de talus gelijk stellen aan 0.

8.2.5

Job

Alvorens over te gaan naar het creëren van een jobfile, kan het handig zijn om eers de mesh nog te controleren op eventuele fouten. Dit gebeurt aan de hand van de module Mesh en dan meerbepaald via het commando Verify Mesh. Eens blijkt dat er geen problemen optreden met de mesh kan men overgaan tot het aanmaken van een jobfile via Create Job. Deze kan men dan laten lopen door via de Job Manager op submit te klikken.

8.2.6

Resultaten

Via Visualisation kunnen de resultaten van de berekeningen bekeken worden. De von Mises spanningen voor respectievelijk het geval waarbij de talus niet mee roteert (fig. 8.6) en het


121

geval waarbij de talus wel mee roteert na het uitvoeren van de osteotomie (fig. 8.7), worden weergegeven in de onderstaande figuren.

(a)

(b)

Figuur 8.6: (a) von Mises spanning in kraakbeen talus voor het fijne net bij een osteotomie waarbij de talus niet mee roteert(MPa) (b) von Mises spanning in kraakbeen tibia voor het fijne net bij een osteotomie waarbij de talus niet mee roteert(MPa)

(a)

(b)

Figuur 8.7: (a) von Mises spanning in kraakbeen talus voor het fijne net bij een osteotomie waarbij de talus wel mee roteert(MPa) (b) von Mises spanning in kraakbeen tibia voor het fijne net bij een osteotomie waarbij de talus wel mee roteert(MPa)

Men kan hierbij opmerken dat de hogere spanningen in het geval waarbij de talus niet mee roteert, meer geconcentreerd voorkomen. De grotere spanningen zullen bovendien meer mediaal voorkomen. In het geval waarbij de talus wel mee roteert, bekomt men uiteindelijk nog een vrij gelijkmatig verdeelde spanning. Wat betreft de grootte van de spanningen is er niet


122

veel verschil tussen de beide situaties.

8.3

Vergelijking resultaten met en zonder enkelosteotomie

Indien we de spanningsverdelingen na de osteotomie vergelijken met de situatie ervoor, dan merken we vooral duidelijk een verschuiving van de hogere spanningen naar mediaal in het geval van de osteotomie waarbij de talus niet mee roteert. Ook de zone waar deze hogere spanningen voorkomen is kleiner geworden. Dit is ergens logisch aangezien bij het uitvoeren van een osteotomie de mediale zijde van de tibia dichter bij de talus zal komen te staan dan de laterale zijde (ten gevolge van de rotatie van het onderste deel van de tibia). In het geval van een osteotomie waarbij de talus wel mee roteert, krijgen we een situatie die wat het midden houdt tussen de twee andere situaties. Ook hier zal een lichte verschuiving van de spanningsconcentraties naar mediaal kunnen worden waargenomen. Deze is echter veel minder uitgesproken dan in het geval zonder rotatie. Ook de zone waarin deze hogere spanningen worden waargenomen is wel wat kleiner dan in het normale (gezonde) geval, maar ook dit effect is veel minder waarneembaar dan in het geval van een osteotomie zonder rotatie. Zoals reeds in de vorige alinea gezegd, kan dit voor een deel verklaard worden doordat de afstand tussen de tibia en de talus wel nog overal gelijk blijft aan de situatie zonder de osteotomie, terwijl deze afstand varieert in geval van een osteotomie zonder rotatie.

Hoofdstuk 9

Conclusies en perspectieven In eerste instantie waren de doelstellingen van dit werk om het enerzijds een betrouwbare methode te ontwikkelen om het kraakbeen in de voet te modelleren, en anderzijds om het eindige elementen model van de voet, waarvoor vorig jaar reeds een stevige basis gelegd was, verder uit te breiden van de achtervoet naar de volledige voet. In een latere fase van het onderzoek zijn de doelstellingen grondig bijgeschaafd. Het was nog steeds de bedoeling om een goede techniek te ontwikkelen voor de modellering van kraakbeenlagen ter plaatse van gewrichtsoppervlakken, maar het uitbreiden van het model van de achtervoet naar het volledige voet-enkel complex werd een beetje naar de achtergrond verdrongen. In de plaats diende er een studie verricht te worden omtrent de impact van een enkelosteotomie op de spanningsverdeling in de achtervoet, en dan in het bijzonder in het tibia-talaire gewricht. Uiteraard kan men niet aan een eindig elementen model van de (achter)voet beginnen, zonder zich eerst grondig te verdiepen in de anatomie van de voet. Aangezien het niet de bedoeling was dat ook de spieren, de pezen, de ligamenten en het zachte weefsel werden opgenomen in het model, lag de focus tijdens de anatomische studie vooral op de botten, het kraakbeen en de gewrichten. Er diende ook voldoende aandacht te worden besteed aan het bepalen van de mechanische eigenschappen van de verschillende entiteiten. Ook hier concentreerden we ons voornamelijk op de biomechanica van het bot en het kraakbeen. Hiertoe werd in de literatuur op zoek gegaan naar waarden voor onder andere de elasticiteitsmoduli, de coëfficiënten van Poisson, de densiteit, ... Dit onderzoek was niet altijd even evident. Over bot zijn vrij veel gegevens beschikbaar in de literatuur. Omtrent de materiaaleigenschappen van kraakbeen is er nog niet zo veel onderzoek gebeurd, waardoor het een pak moeilijker is om hiervoor geschikte waarden te kiezen. Aangezien het in een later stadium van het onderzoek de bedoeling was om een studie uit te voeren met betrekking tot de effecten van een enkelosteotomie op de spanningen in het 123

Hoofdstuk 9. Conclusies en perspectieven

124

tibia-talaire gewricht, diende er ook wat opzoekingswerk te gebeuren omtrent deze behandelingswijze. In de literatuur werd gevonden dat een osteotomie vaak werd toegepast in geval van (post-traumatische) arthrose. Om het geheel wat beter te kunnen kaderen werd er ook omtrent arthrose wat opzoekingswerk verricht. Vervolgens werden de verschillende vormen waaronder een enkelosteotomie wordt toegepast bestudeerd. Na deze noodzakelijke literatuurstudie werd overgestapt naar het eigenlijke onderzoek. Hierbij was het dus de bedoeling dat we op zoek gingen naar een methode om het kraakbeen te implementeren in het eindig elementenmodel van de achtervoet. Tijdens de scriptie van vorig academiejaar [28] werd een methode ontwikkeld waarbij twee afzonderlijke lagen kraakbeen bepaald werden. Bij de simulatie in het eindige elementen pakket leverde dit echter soms problemen op, wat zijn weerslag had op de rekentijd die het model nodig had. Daarom werd in eerste instantie gedacht om het kraakbeen als een vast volume te definiëren, zoals ook Antunes gedaan had in zijn voetmodel. Op deze manier is het model wel bruikbaar voor een statische analyse, maar niet voor een dynamische analyse aangezien de botten in dit geval geen relatieve bewegingen meer kunnen uitvoeren ten opzichte van elkaar. Bij deze eerste methode zou opnieuw worden vertrokken van de CT-beelden van de kadavervoet, waar ook het model van het vorige academiejaar op gebaseerd is. De botten waren reeds grotendeels gesegmenteerd in Mimics. Men zal echter nog een methode moeten vinden om het kraakbeen aan te maken. Hierbij werd besloten om de zone tussen twee botten van een gewricht grafisch op te vullen. Nadat deze zone geselecteerd is, kan men daarop boolean operaties toepassen, zodat het kraakbeen quasi perfect zal aansluiten op de botten. De nadelen van deze manier van modelleren waren echter dat het tijdrovend, gebruikersafhankelijk en moeilijk exact reproduceerbaar was. Daarom werd op zoek gegaan naar een alternatief. Dit alternatief werd gevonden in het programma pyFormex. Er werd een offset script ontwikkeld waarmee een extensie kan worden verricht op de buitenste elementen van een mesh. Met dit script zal men in een bestaande mesh van een bot een bepaalde zone kunnen selecteren waar men kraakbeen wenst. Deze zone van elementen zal dan getransleerd worden over een bepaalde afstand, namelijk de gewenste dikte voor het laagje kraakbeen. Aan deze getransleerde elementen zal dan een dikte worden toegekend die gelijk is aan de afstand waarover de translatie gebeurde. Op die manier bekomt men kraakbeen dat perfect aansluit aan het bot, wat uiteraard bevorderlijk zal zijn voor de contactdefinities in het eindige elementen model. Bovendien zal men aan elk bot van het gewricht een laagje kraakbeen toekennen, zodat een relatieve beweging toch nog mogelijk is en niet verhinderd wordt door een vast volume kraakbeen.


125

Oorspronkelijk was het de bedoeling om met dezelfde beelden te werken als onze voorgangers, namelijk de CT-beelden van een gezonde kadavervoet. Hieruit kon men dan via Mimics de botten segmenteren, de mesh bewerken met behulp van Magics of Mimics Remesher, om dan vervolgens de vernieuwde mesh te exporteren naar Abaqus. Daar kon het model dan verder uitgewerkt worden. Aangezien men nu echter het effect van een enkelosteotomie wou onderzoeken, had men een vrij grote zone tibia nodig om een dergelijke osteotomie te kunnen simuleren. De kadavervoet, waarvan we de CT-beelden beschikbaar hadden, was echter vrij kort boven het enkelgewricht afgezaagd, waardoor het quasi onmogelijk werd om met behulp van deze beelden een enkelosteotomie te simuleren. Eerst werd gedacht om een nieuwe kadavervoet te zoeken en in te scannen, maar uiteindelijk heeft men een waardig alternatief gevonden in de beelden van het VAKHUM project. Dit is een Europees project dat onder andere het volledige skelet van een mens heeft ingescand, dit skelet bot per bot gesegmenteerd heeft, en die deze 3D modellen van deze botten via het internet beschikbaar stelt voor de gebruikers. Aangezien alle botten in hun geheel in dit model opgenomen zijn, was het probleem van een te kort afgezaagde tibia opgelost. Bovendien zijn de botten importeerbaar in pyFormex, waar ze verder kunnen worden bewerkt. Op die manier kan men het offset script gemakkelijk laten lopen voor deze botten en zo kan men gemakkelijk kraakbeenzones definiëren. De botten (tibia en talus) en hun bijhorende kraakbeenlaagjes worden dan uitgevoerd naar Abaqus, waar ze deel zullen uitmaken van een eindig elementen model. Eens deze botten en hun bijhorende kraakbeenzones ge¨ımporteerd zijn in eenzelfde model in Abaqus kunnen de materiaaleigenschappen, de contactdefinities, de belastingen, de randvoorwaarden, ... en dergelijke vastgelegd worden. Men heeft de modellering van de kraakbeenlaagjes toegepast voor het tibia-talaire gewricht. Op basis van het model van dit gewricht heeft men de werkwijze verder verfijnd. Vervolgens zijn we op zoek gegaan naar een methode om een osteotomie te modelleren. In eerste instantie werd gedacht om dit in Mimics uit te voeren door middel van de Osteotomy Wizard. Dit bleek echter in onze situatie te weinig precies en reproduceerbaar te zijn en bovendien was het resultaat gebruikersafhankelijk. Daarom werd over gestapt op een methode met behulp van pyFormex en Magics. In pyFormex werd de wig uit het bot verwijderd. Ten gevolge van deze bewerking was de mesh verstoord, zodat men de mesh bewerkt heeft met Magics. Vervolgens kunnen ook deze bewerkte botten onderworpen worden aan het offset script en dergelijke, waarna alles opnieuw naar Abaqus kan worden geëxporteerd om daar opnieuw een volwaardig model van het tibia-talair gewricht op te stellen.


126

Vervolgens werden dan de resultaten van de modellen voor de gevallen met osteotomie en zonder osteotomie met elkaar vergeleken. Hieruit bleek duidelijk dat de spanningen in het geval van een osteotomie, en dan vooral wanneer de talus niet mee roteert met de zone onder de weggehaalde wig, meer geconcentreerd zijn, dat de hoogste spanningen iets meer mediaal zullen bevinden, en dat de spanningen over het algemeen iets hoger zullen zijn dan in de uitgangssituatie (de situatie zonder osteotomie). Dit komt min of meer overeen met de verwachtingen. In dit model werd immers een omgekeerde situatie geschetst... Het model zonder osteotomie kan in feite beschouwd worden als de situatie die men wenst te bekomen. Het model waarbij wel een osteotomie uitgevoerd werd, induceert eigenlijk een scheefstand van het onderste deel van de tibia. Dit komt eigenlijk min of meer overeen met de situatie die men aantreft bij een patiënt waarop men een osteotomie wenst toe te passen. In het model induceert men immers door de osteotomie een zekere varusstand van de enkel. In de toekomst zal men de ontwikkelde methode om kraakbeen te modelleren kunnen toepassen op vele andere gewrichten. Er is immers uitvoerig beschreven hoe het kraakbeenlaagje tot stand komt, en hoe de contacdefinities, enerzijds tussen tot en kraakbeen, en anderzijds tussen twee lagen kraakbeen, verlopen. Wat de modellering van de enkelosteotomie betreft, zal er nog wat verder onderzoek nodig zijn. In ons model werd immers vertrokken van een gezonde voet. In werkelijkheid wordt echter meestal vertrokken van een arthrotische voet of een varusvoet. Het effect op van een enkelosteotomie op een pathologische voet zal nog nauwkeurig moeten worden beschouwd. Verder zal men het ontwikkelde model in de toekomst nog kunnen uitbreiden naar de volledige voeten. Op termijn kan men ook de spieren, pezen, ligamenten en het zachte weefsel in het model opnemen, maar daarvoor zal uiteraard ook nog wat onderzoek nodig zijn. De resultaten van een model moeten ook steeds gevalideerd worden. Het is immers relatief eenvoudig om mooie resultaten te halen uit een eindig elementen pakket, maar men moet kritisch blijven. Deze resultaten hebben immers maar weinig waarde als ze niet gevalideerd zijn door middel van experimenten. Hier zal dus nog onderzoek nodig zijn naar de manier waarop men de spanningen in het kraakbeen experimenteel kan meten. Eventueel kan men zich hierbij laten inspireren door de lopende experimenten voor de knie, waarbij een rekstrookje aangebracht wordt in het gewricht, en de knie vervolgens door een toestel mechanisch aan buiging onderworpen wordt. Voor de belasting van de voet zou men gebruik kunnen maken van een mechanisch voetmodel zoals afgebeeld in de onderstaande figuur. Hiermee zijn de laatste woorden gezegd en neergeschreven. Hopelijk zal er nog verder onder-


127

zoek verricht worden voortbouwend op dit werk, en zal het ooit uitgroeien tot een meerwaarde voor de geneeskunde, zowel op het vlak van onderzoek als bij de behandeling van patiënten.

Bibliografie [1] Biomechanics, cartilage structure and function. http://www.engin.umich.edu/class/ bme456/cartilage/cart.htm. [2] Current diagnosis and treatment in Family Medicine, Second Edition. The Mc Graw-Hill Companies. [3] Current Rheumatology Diagnosis and Treatment, Second Edition. The Mc Graw-Hill Companies. [4] Harrison’s Principles of Internal Medicine, 17th Edition. [5] Orthopedics, conditions and treatment. http://www.southwest-ortho.com/. [6] Virtual animation of the kinematics of het human for industrial, educational and research purposes. http://www.ulb.ac./project/vakhum. [7] Soorten voeten, 2002. http://www.orthopro.nl. [8] R.L. Actis, L.B. Ventura, K.E. Smith, P.K. Commean, D.J. Lott, T.K. Pilgram, and M.J. Mueller. Numerical simulation of the plantar pressure distribution in the diabetic foot during the push-off stance. Medical and biological engineering and computing, 34:653– 663, 2006. [9] D. Al-Ali, H. Graichen, S. Faber, K.H. Englmeier, M. Reiser, and F. Eckstein. Quantitative cartilage imaging of het human hind foot: precision and inter-subject variability. Journal of Orthopaedic Research, 20:249–256, 2002. [10] D.D. Anderson, J.K. Goldsworthy, W. Li, M.J. Rudert, Y. Tochigi, and T.D. Brown. Physical validation of a patient-specific contact finite element model of the ankle. Journal of Biomechanics, 40:1662–1669, 2007. [11] P.J. Antunes, G.R. Dias, A.T. Coelho, F. Rebelo, and T. Pereira. Non-linear finite element modelling of anatomically detailed 3d foot model. www.materialise.com, 2006. http://www.materialise.com/materialise/download/en/807411/file. 128

Bibliografie

129

[12] K.A. Athanasiou, G.T. Liu, L.A. Lavery, D.R. Lanctot, and R.C. Schenck. Biomechanical topography of human articular cartilage in the first metatarsophalangeal joint. Clinical Orthopeadics and related research, (348):269–281, 1998. [13] F.A. Bandak, R.E. Tannous, and T. Toridis. On the development of an osseo-ligamentous finite element model of the human ankle joint. International Journal of Solids an Structures, 38:1681–1697, 2001. [14] W.-P. Chen, F.-T. Tang, and C.-W. Ju. Stress distribution of the foot during midstance to push-off in barefoot gait: a 3-d finite element analysis. Clinical Biomechanics, 16:614–620, 2001. [15] Y.M. Cheng, P.J. Huang, S.H. Hong, S.Y. Lin, C.C. Liao, and H.C. Chiang. Low tibial osteotomy for moderate ankle arthritis. Archives of Orthopaedic and Trauma Surgery, 121(6):355–8, 2001. [16] Jason Tak-Man Cheung and Benno M. Nigg. Clinical applications of computational simulation of foot and ankle. Sportorthop¨ adie - Sporttraumatologie, 23:264–271, 2007. [17] J.T.M Cheung, M. Zhang, A.K.L. Leung, and Y.B. Fan. Three-dimensional finite element analysis of het foot during standing - a material sensitivity study. Journal of Biomechanics, 38:1045–1054, 2005. [18] Prof. Marc Espeel. Functionele anatomie. Universiteit Gent, Vakgroep Anatomie, Embryologie, Histologie en Medische Fysica, 2001. [19] W. Greene. Netter’s Orthopaedics. Elsevier, 2006. [20] R. Harstall, 0. Lehmann, F. Krause, and M. Weber. Supramalleolar lateral closing wedge osteotomy for the treatment of varus ankle arthrosis. Foot and Ankle International, 28(5):542–8, 2007. [21] Carl W. Imhauser, Sorin Siegler, Jayaram K. Udupa, and Jason R. Toy. Subject-specific models of the hindfoot reveal a relationship between morphology and passive mechanical properties. Journal of Biomechanics, 41:1341–1349, 2008. [22] M. Jahss. Disorders of the Foot and Ankle, Medical and Surgical Management, volume 1. Saunders, 2 edition. [23] J.E. Johnson, R. Lamdan, W.F. Granberry, G.F. Harris, and G.F. Carrera. Hindfoot coronal alignment: A modified radiographic method. Foot and Ankle International, Dec;20(12):818–825, 1999.

Bibliografie

130

[24] G.T. Lui, L.A. Lavery, R.C. Jr. Schenck, D.R. Lanctot, C.F. Zhu, and K.A. Anthanasiou. Human articular cartilage biomechanics of the second metatarsal intermediate cuneiform joint. Journal of Foot and Ankle surgery, 36:376–374, 1997. [25] S.A. Millington, B. Li, J. Tang, S. Trattnig, J.R. Crandall, S.R. Hurwitz, and S.T. Acton. Quantitative and topographical evaluation of ankle articular cartilage using high resolution mri. Journal of Orthopaedic Research, DOI 10.1002/jor.20267, 2006. [26] P. Monteyne. Studie van de functie van de voet bij de beweging van een- en tweepotige systemen. Vrije Universiteit Brussel, Faculteit Toegepaste Wetenschappen, Vakgroep Werktuigkunde, 2003. [27] C. Mow and C.T. Hung. Basic Biomechanics of the Musculoskeletal System, chapter Chapter 3: Biomechanics of articular cartilage, pages 60–97. Lippincott Williams and Wilkins, 3 edition, 2001. [28] S. Oosterlinck and Pille. Ontwikkeling van een biomechanisch model van het voetenkel complex. Afstudeerwerk, Universiteit Gent, Faculteit Ingenieurswetenschappen, Vakgroep Mechanische Constructie, 2007. [29] H. Van Oosterwyck. Cartilage mechanics, 2007. [30] G.I. Pagenstert, B. Hintermann, A. Barg, A. Leumann, and V. Valderrabano. Realignment surgery as alternative treatment of varus and valgus ankle osteoarthritis. Clinical Orthopaedics and Related Research, 462:156–168, 2007. [31] W. Platzer. Atlas van de anatomie, Deel1: Bewegingsapparaat. SESAM, 1999. [32] R. Putz and R. Pabst. Sobotta - Altas van de menselijke anatomie. Bohn Stafleu van Loghum, 1998. [33] D.E.T. Shepherd and B.B. Seedhom. Thickness of human articular cartilage in joints of the lower limb. Annals of the Rheumatic Diseases, 58(5):27–34, 1999. [34] E.D. Stamatis, P.S. Cooper, and M.S. Myerson. Supramalleolar osteotomy for the treatment of distal tibial angular deformities and arthritis of the ankle joint. Foot and Ankle International, 24(10):754–764, 2003. [35] F. Taddei, S. Martelli, B. Reggiani, L.Cristofolini, and M. Viceconti. Finite-element modeling of bones from ct-data: Sensitivity to geometry and material uncertainties. IEEE Transactions on Biomedical Engineering, 53, 2006.

Bibliografie

131

[36] Y. Takakura, Y. Tanaka, T. Kumai, and S. Tamai. Low tibial osteotomy for osteoarthritis of the ankle - results of a new operation in 18 patients. Journal of Bone and Joint Surgery, 77B(1), 1995. [37] T. Van Cleynenbreugel. Porous scaffolds for the replacement of large bone defects, a biomechanical design study. Katholieke Universiteit Leuven, Faculteit Ingenieurswetenschappen, 2005. [38] N. van Dijk. Kneuzen en verzwikken van de enkel. Academisch Medisch Centrum Amsterdam, 2004. [39] Prof. Vanderstraeten and S. De Mits. Inleiding tot de biomechanica. Universiteit Gent, Vakgroep Geneeskunde. [40] M. Nordin V.H. Frankel. Basic mechanics of the musculoskeletal system. Lippincott Williams and Wilkins. [41] L. Wan, R.J. de Asla, H.E. Rubash, and G. Li. In vivo cartilage contact deformation of human ankle joints under full body weight. Journal of Orthopaedic Research, DOI 10.1002/jor.20593, 2007. [42] D. Winter. Biomechanics and motor control of human movement. John Wiley, 1990.

Numerieke studie van de invloed van een enkelosteotomie op de krachtswerking in de achtervoet

Recommend Documents