Analisi computazionale dell'articolazione del ginocchio: quantificazione delle tensioni legamentose durante il task locomotorio nel ginocchio sano e sottoposto ad artroplastica.

The present thesis work aimed to quantify the ligament tensions during locomotion in the healthy and prosthetised knee using a computational knee model. Computational musculoskeletal models are a fundamental tool for investigating those anatomical and biomechanical aspects of the joints of the human body that are difficult to evaluate in vivo. To enable this, the implementation of such models must replicate as closely as possible the actual joint biomechanics they represent, from both a structural and functional point of view. This is particularly complex to achieve in the case of the knee joint, as it is composed of several structures, including ligaments, whose mechanical and functional characteristics have not yet been fully defined. The computational knee model used in this work was developed in previous studies using the multi-body analysis software ''SimWise4D,'' and the musculoskeletal system of left lower limb. The first part of the present work focused on simulating clinical tests (antero-posterior drawer test, varus-valgus test and internal-external rotation test) with the aim of confirming the validity of the model. The tests were carried out both in the case of a healthy knee and in the case of a knee deprived of the posterior cruciate ligament, on five knee configurations at different degrees of flexion (0°, 20°, 60°, 90°, 135°), under the condition of muscle passivity. From the tests, the joint laxity and stiffness parameters of the knee model and the stresses exerted by the ligaments in response to the imposed stresses were then derived. The results obtained from both the healthy knee model and the knee model deprived of the posterior cruciate ligament were compared with the literature consulted. The second part of the present work concerned the simulation of locomotion in the healthy and prosthetised knee. Prosthesis models with posterior cruciate ligament preservation (Cruciate Retaining, ''CR'') and Posterior Stability (''PS'') were included in the prosthetised knee; this allowed us to investigate the effects of posterior cruciate ligament preservation on the joint mobility of the prosthetised knee. From gait cycle simulations, ligament tensions acting on the knee joint, femoral-tibial kinematics, and contact forces acting on the tibial plateau (or tibial prosthetic component) were quantified. Again, the results obtained from the simulations were compared with the literature consulted. The results obtained from the simulation of the clinical-functional tests were in strong agreement with what has been reported in the reference literature, in both cases of healthy and injured knees. One difference from the reference study was observed during the varus-valgus test, in which the joint showed high initial stiffness in response to the test stresses. This discordance was probably due to the fact that in the computational model of the knee used, with rigid contact elements, tension of the collateral ligaments occurs only as the condyles are lifted from the tibial plateau, a condition that is not necessary in the real knee, where the deformability of the cartilages allows for better force distribution. In any case, the strong feedback obtained from the literature consulted allowed the computational model of the knee used and, in particular, the ligamentous components that compose it, to be considered valid. In contrast, gait simulations carried out on the healthy and prosthetised knee model, with the ''CR'' and ''PS'' prosthesis models inserted, recorded opposing results. In the healthy knee configuration, the results obtained from tibiofemoral kinematics, quantification of ligament tensions, and contact forces were remarkably consistent with the literature consulted. In the configurations of prosthetised knee, however, the results obtained showed a relaxed condition of the ligaments in the ground support phase, which did not allow quantification of the actual ligament tensions during walking in the prosthetised knee. The causes may be sought in the positioning of the prosthetic components in relation to the original bony contact surfaces, and it will be interesting to conduct further in-depth analysis on this topic. In any case, the correct execution of the gait cycle recorded in the healthy knee configuration equally allows to confirm the validity of the model used.

Il presente lavoro di tesi si è posto l’obiettivo di quantificare le tensioni legamentose presenti nel ginocchio sano e sottoposto ad artroplastica durante il task locomotorio mediante l’utilizzo di un modello computazionale di ginocchio. I modelli computazionali muscolo-scheletrici sono uno strumento fondamentale per approfondire quegli aspetti anatomici e biomeccanici delle articolazioni del corpo umano che risultano essere di difficile valutazione in vivo. Per permettere ciò, l’implementazione di tali modelli deve replicare il più fedelmente possibile la reale biomeccanica articolare che rappresentano, da un punto di vista sia strutturale sia funzionale. Questo risulta particolarmente complesso da ottenere nel caso dell’articolazione del ginocchio, essendo composta da diverse strutture, tra cui i legamenti, le cui caratteristiche meccaniche e funzionali non sono state ancora del tutto ben definite. Il modello computazionale di ginocchio utilizzato in questo lavoro è stato sviluppato da studi antecedenti a questo, mediante l’utilizzo del software di analisi multi-body ‘’SimWise4D’’, e prende in considerazione l’arto inferiore sinistro. La prima parte del presente lavoro si è incentrata sulla simulazione di test clinico-funzionali (test di cassetto antero-posteriore, test di varo-valgo e test di rotazione interna-esterna) con lo scopo di confermare la validità del modello. I test sono stati svolti sia nel caso di ginocchio sano, sia nel caso di ginocchio privato del legamento crociato posteriore, su cinque configurazioni di ginocchio a diversi gradi di flessione (0°, 20°, 60°, 90°, 135°), in condizione di passività muscolare. Dai test sono stati quindi ricavati i parametri di lassità e rigidezza articolare del modello di ginocchio e le tensioni esercitate dai legamenti in risposta alle sollecitazioni imposte. I risultati ottenuti sia dal modello di ginocchio sano, sia dal modello di ginocchio privato del legamento crociato posteriore, sono stati confrontati con la letteratura consultata. La seconda parte del presente lavoro ha riguardato la simulazione del task locomotorio nel ginocchio sano e sottoposto ad artroplastica. Nel modello di ginocchio sottoposto ad artroplastica sono stati inseriti i modelli di protesi a conservazione del legamento crociato posteriore (Cruciate Retaining, ‘’CR’’) e a stabilità posteriore (Posterior Stability, ‘’PS’’); ciò ha permesso di indagare sugli effetti della conservazione del legamento crociato posteriore sulla mobilità articolare del ginocchio sottoposto ad artroplastica. Dalle simulazioni del ciclo del passo sono state quantificate le tensioni legamentose agenti sull’articolazione del ginocchio, la cinematica femoro-tibiale e le forze di contatto agenti sul piatto tibiale (o sulla componente protesica tibiale). Anche in questo caso i risultati ottenuti dalle simulazioni sono stati confrontati con la letteratura consultata. I risultati ottenuti dalla simulazione dei test clinico-funzionali hanno trovato una forte corrispondenza con quanto riportato dalla letteratura di riferimento, in entrambi i casi di ginocchio sano e lesionato. Una differenza rispetto allo studio di riferimento è state osservata durante il test di varo-valgo, in cui l’articolazione ha mostrato un’elevata rigidezza iniziale in risposta alle sollecitazioni del test. Questa discordanza era probabilmente dovuta al fatto che nel modello computazionale di ginocchio utilizzato, ad elementi di contatto rigidi, la tensione dei legamento collaterali avviene solo con il sollevamento dei condili dal piatto tibiale, condizione non necessaria nel ginocchio reale, dove la deformabilità delle cartilagini permette una migliore distribuzione delle forze. Ad ogni modo, il forte riscontro ottenuto dalla letteratura consultata ha consentito di ritenere valido il modello computazionale di ginocchio utilizzato e, in particolare, le componenti legamentose che lo compongono. Le simulazioni del cammino svolte sul modello di ginocchio sano e sottoposto ad artroplastica, con inseriti i modelli di protesi ‘’CR’’ e ‘’PS’’, hanno invece registrato risultati contrastanti. Nella configurazione di ginocchio sano i risultati ottenuti dalla cinematica tibio-femorale, dalla quantificazione delle tensioni legamentose e dalle forze di contatto, hanno trovato un notevole riscontro dalla letteratura consultata. Nelle configurazioni di ginocchio sottoposto ad artroplastica, invece, i risultati ottenuti hanno evidenziato una condizione rilassata dei legamenti nella fase di appoggio al terreno, che non ha consentito la quantificazione delle reali tensioni dei legamenti durante il cammino nel ginocchio sottoposto ad artroplastica. Le cause possono essere ricercate nel posizionamento delle componenti protesiche in relazione alle superfici di contatto ossee originali, e su questo argomento sarà interessante svolgere ulteriori analisi di approfondimento. Ad ogni modo, la corretta esecuzione del ciclo del passo registrata nella configurazione di ginocchio sano permette ugualmente di confermare la validità del modello utilizzato.