Anatomie de l'articulation tibio-fibulaire proximale et de la membrane interosseuse, et leur contribution à la cinématique articulaire chez les amputés sous le genou
Introduction
L'articulation tibio-fibulaire proximale (TFP) a été décrite en tant que petite surface plane (Eichenblat 1983) dont l'anatomie varie considérablement selon les individus (Ogden 1974). Ogden a été le premier à décrire la TPF en utilisant quatre variables : l'angle d'inclinaison, la zone de la surface articulaire, la concavité et la forme de la surface articulaire, ce qui est devenu depuis la nomenclature acceptée. Bien que des tentatives pour caractériser davantage la TPF aient été entreprises depuis les travaux de Ogden, ces études (Eichenblat 1983; Bozkurt 2003; Espregueira-Mendes 2006) ont trouvé des résultats contrastés et sont limitées au sens où elles présentent uniquement des statistiques descriptives, et que la quantification de la relation entre les variables caractéristiques de l'articulation n'a pas été réalisée.
Les caractéristiques de la TPF, en particulier l'inclinaison, ont été impliquées à la fois dans les mouvements physiologiques et pathologiques (Ogden 1974; Sugita 1995; Soavi 2000; Scott 2007). Dans des conditions physiologiques, la rotation de la fibula se produit pour s'adapter aux flexions dorsale et plantaire de la cheville. Par exemple, le degré de rotation est influencé par l'angle d'inclinaison de telle sorte que, lorsque l'articulation est inclinée horizontalement (par opposition à l'inclinaison oblique), l'articulation connaîtra une plus grande rotation latérale pendant la flexion dorsale (Ogden 1974; Sugita 1995). Pathologiquement, Ogden a signalé une plus incidence (70 %) de subluxation ou de luxation chez les patients avec des angles d'inclinaison obliques par rapport à une inclinaison horizontale. Les angles d'inclinaison obliques se sont aussi avérés avoir des surfaces articulaires plus petites, diminuant la mobilité et réduisant la capacité de l'articulation à subir de plus grandes contraintes en torsion. En revanche, l'articulation la plus mobile inclinée horizontalement permet une plus grande flexibilité et ainsi est plus à même de supporter des forces de torsion substantielles (Ogden 1974).
Une composante secondaire de la TFP est la membrane interosseuse (MIO), fine structure ligamentaire qui occupe la majorité de l'espace entre le tibia et la fibula. La MIO se compose de deux types de fibres : les grandes (diamètre de 30 à 40 μm; inférieures et latérales, du tibia à la fibula) et les petites (diamètre 0,5-1 μm; pas d'orientation claire des fibres), avec un foramen en proximal de 1,2 cm2 (Ebraheim 1998). L'arrangement structurel des fibres de la MIO fournit un support rigide entre les deux os, et il a été rapporté que la MIO est capable de supporter entre 164 N et 3604 N de force de traction, en fonction de la direction de l'application de la charge (Minns 1976). Comme pour les caractéristiques de la TFP, il y a très peu d'accords concernant les caractéristiques anatomiques de la MIO, à la fois dans des conditions physiologiques et pathologiques.
Une compréhension approfondie de la morphologie des structures majeures de la TFP est importante lors de l'évaluation des mouvements physiologiques et pathologiques de la fibula. L'une des conditions cliniques particulières est celle des patients avec amputations sous le genou (ASG) souffrant d'une abduction de la fibula, causant des douleurs, des retards dans la rééducation et finalement des complications pour le raccord prothétique (Pinzur 2007; Asa 2014). Cependant, les contributions de l'anatomie de l'articulation et de la MIO dans l'importance des mouvements de la fibula n'ont pas été investiguées. Par conséquent, le but de cette présente étude était : (i) de décrire l'anatomie des surfaces de la TFP, et d'évaluer statistiquement les relations entre les composantes du tibia et de la fibula; et (ii) d'évaluer la relation multivariée entre les caractéristiques anatomiques de la TFP et de la MIO dans les mouvements de la fibula chez les ASG. A été émise l'hypothèse qu'il y aurait une forte relation entre les formes et des aires de surface entre le tibia et la fibula. A été également émise l'hypothèse que les caractéristiques de la TFP et de la MIO seraient prédicatrices significatives des mouvements de la fibula chez les ASG.
Matériels et méthodes
Préparation des échantillons
Quarante spécimens embaumés (22 mâles, 20 à droite), avec une moyenne d'âge (écart-type) de 77,1 (14,1) ans ont été utilisés pour cette étude. Les spécimens ont été désarticulés à la cheville et au genou, et tous les tissus mous, en dehors de la MIO, de la capsule de la TFP et du tendon du biceps fémoral (BF) ont été retirés.
Mesures anatomiques
Après des essais expérimentaux, le tibia et la fibula ont été désarticulés de la TFP, exposant les surfaces articulaires de ces os respectifs. Via l'utilisation d'un rapporteur numérique (d'une résolution de 0,1°), l'angle d'inclinaison de la fibula a été mesuré par l'un des bras du rapporteur sur la surface articulaire fibulaire tandis que l'autre bras était placé le long de la diaphyse fibulaire, le long de la MIO (Eichenblat 1983). Pour calculer l'angle d'inclinaison de la fibula, 90° ont été soustraits à l'angle mesuré. L'inclinaison tibiale a été mesurée en traçant une ligne allant de la MIO au plateau tibial. Le rapporteur numérique a été placé en ligne avec la ligne étendue depuis la MIO et la surface articulaire. Pour calculer l'angle d'inclinaison du tibia, l'angle mesuré a été soustrait de 90° (Espregueira-Mendes 2006).
L'articulation tibio-fibulaire proximale (TFP) a été décrite en tant que petite surface plane (Eichenblat 1983) dont l'anatomie varie considérablement selon les individus (Ogden 1974). Ogden a été le premier à décrire la TPF en utilisant quatre variables : l'angle d'inclinaison, la zone de la surface articulaire, la concavité et la forme de la surface articulaire, ce qui est devenu depuis la nomenclature acceptée. Bien que des tentatives pour caractériser davantage la TPF aient été entreprises depuis les travaux de Ogden, ces études (Eichenblat 1983; Bozkurt 2003; Espregueira-Mendes 2006) ont trouvé des résultats contrastés et sont limitées au sens où elles présentent uniquement des statistiques descriptives, et que la quantification de la relation entre les variables caractéristiques de l'articulation n'a pas été réalisée.
Les caractéristiques de la TPF, en particulier l'inclinaison, ont été impliquées à la fois dans les mouvements physiologiques et pathologiques (Ogden 1974; Sugita 1995; Soavi 2000; Scott 2007). Dans des conditions physiologiques, la rotation de la fibula se produit pour s'adapter aux flexions dorsale et plantaire de la cheville. Par exemple, le degré de rotation est influencé par l'angle d'inclinaison de telle sorte que, lorsque l'articulation est inclinée horizontalement (par opposition à l'inclinaison oblique), l'articulation connaîtra une plus grande rotation latérale pendant la flexion dorsale (Ogden 1974; Sugita 1995). Pathologiquement, Ogden a signalé une plus incidence (70 %) de subluxation ou de luxation chez les patients avec des angles d'inclinaison obliques par rapport à une inclinaison horizontale. Les angles d'inclinaison obliques se sont aussi avérés avoir des surfaces articulaires plus petites, diminuant la mobilité et réduisant la capacité de l'articulation à subir de plus grandes contraintes en torsion. En revanche, l'articulation la plus mobile inclinée horizontalement permet une plus grande flexibilité et ainsi est plus à même de supporter des forces de torsion substantielles (Ogden 1974).
Une composante secondaire de la TFP est la membrane interosseuse (MIO), fine structure ligamentaire qui occupe la majorité de l'espace entre le tibia et la fibula. La MIO se compose de deux types de fibres : les grandes (diamètre de 30 à 40 μm; inférieures et latérales, du tibia à la fibula) et les petites (diamètre 0,5-1 μm; pas d'orientation claire des fibres), avec un foramen en proximal de 1,2 cm2 (Ebraheim 1998). L'arrangement structurel des fibres de la MIO fournit un support rigide entre les deux os, et il a été rapporté que la MIO est capable de supporter entre 164 N et 3604 N de force de traction, en fonction de la direction de l'application de la charge (Minns 1976). Comme pour les caractéristiques de la TFP, il y a très peu d'accords concernant les caractéristiques anatomiques de la MIO, à la fois dans des conditions physiologiques et pathologiques.
Une compréhension approfondie de la morphologie des structures majeures de la TFP est importante lors de l'évaluation des mouvements physiologiques et pathologiques de la fibula. L'une des conditions cliniques particulières est celle des patients avec amputations sous le genou (ASG) souffrant d'une abduction de la fibula, causant des douleurs, des retards dans la rééducation et finalement des complications pour le raccord prothétique (Pinzur 2007; Asa 2014). Cependant, les contributions de l'anatomie de l'articulation et de la MIO dans l'importance des mouvements de la fibula n'ont pas été investiguées. Par conséquent, le but de cette présente étude était : (i) de décrire l'anatomie des surfaces de la TFP, et d'évaluer statistiquement les relations entre les composantes du tibia et de la fibula; et (ii) d'évaluer la relation multivariée entre les caractéristiques anatomiques de la TFP et de la MIO dans les mouvements de la fibula chez les ASG. A été émise l'hypothèse qu'il y aurait une forte relation entre les formes et des aires de surface entre le tibia et la fibula. A été également émise l'hypothèse que les caractéristiques de la TFP et de la MIO seraient prédicatrices significatives des mouvements de la fibula chez les ASG.
Matériels et méthodes
Préparation des échantillons
Quarante spécimens embaumés (22 mâles, 20 à droite), avec une moyenne d'âge (écart-type) de 77,1 (14,1) ans ont été utilisés pour cette étude. Les spécimens ont été désarticulés à la cheville et au genou, et tous les tissus mous, en dehors de la MIO, de la capsule de la TFP et du tendon du biceps fémoral (BF) ont été retirés.
Mesures anatomiques
Après des essais expérimentaux, le tibia et la fibula ont été désarticulés de la TFP, exposant les surfaces articulaires de ces os respectifs. Via l'utilisation d'un rapporteur numérique (d'une résolution de 0,1°), l'angle d'inclinaison de la fibula a été mesuré par l'un des bras du rapporteur sur la surface articulaire fibulaire tandis que l'autre bras était placé le long de la diaphyse fibulaire, le long de la MIO (Eichenblat 1983). Pour calculer l'angle d'inclinaison de la fibula, 90° ont été soustraits à l'angle mesuré. L'inclinaison tibiale a été mesurée en traçant une ligne allant de la MIO au plateau tibial. Le rapporteur numérique a été placé en ligne avec la ligne étendue depuis la MIO et la surface articulaire. Pour calculer l'angle d'inclinaison du tibia, l'angle mesuré a été soustrait de 90° (Espregueira-Mendes 2006).
Cinématique de l'articulation tibio-fibulaire
Le protocole de charge qui a été utilisé pour provoquer un mouvement tibio-fibulaire était décrit en détail dans Asa et al. (2014). En bref, après un protocole chirurgical, les spécimens cadavériques ont été amputés à deux longueurs différentes de la fibula (long = 10; court = 5 cm), et dans la moitié des échantillons la MIO a été sectionnée. Un fil de suture a été appliqué sur le tendon du BF, l'extrémité libre de celui-ci ayant été fixé à l'actionneur de la Material Testing Machine (Instron®, 8872, Canton, MA, USA; Figure 2). L'Instron® a été programmé pour générer un déplacement contrôlé cyclique (0,5 Hz) avec tension avec une amplitude de 14 mm. Des marqueurs opto-électroniques (Optotrack Certus, Northern Digital, Waterloo, Ontario, Canada; Figure 2) ont été rigidement fixés au tibia et à la fibula, et en utilisant le système articulaire coordonné, la cinématique en trois dimensions (flexion / extension, abduction / adduction, rotation) et le déplacement absolu ont été calculés.
Le protocole de charge qui a été utilisé pour provoquer un mouvement tibio-fibulaire était décrit en détail dans Asa et al. (2014). En bref, après un protocole chirurgical, les spécimens cadavériques ont été amputés à deux longueurs différentes de la fibula (long = 10; court = 5 cm), et dans la moitié des échantillons la MIO a été sectionnée. Un fil de suture a été appliqué sur le tendon du BF, l'extrémité libre de celui-ci ayant été fixé à l'actionneur de la Material Testing Machine (Instron®, 8872, Canton, MA, USA; Figure 2). L'Instron® a été programmé pour générer un déplacement contrôlé cyclique (0,5 Hz) avec tension avec une amplitude de 14 mm. Des marqueurs opto-électroniques (Optotrack Certus, Northern Digital, Waterloo, Ontario, Canada; Figure 2) ont été rigidement fixés au tibia et à la fibula, et en utilisant le système articulaire coordonné, la cinématique en trois dimensions (flexion / extension, abduction / adduction, rotation) et le déplacement absolu ont été calculés.
Analyse des données et statistiques
Pour déterminer la fiabilité des mesures de la surface et de l'angle d'inclinaison, les coefficients de corrélation intra-classes (CCI) ont été calculés (Shrout 1979), et les intervalles de CCI suivants ont été utilisés pour définir l'importance de la fiabilité (Weir 2005) : CCI < 0,4 = pauvre ; 0,4 < CCI < 0,59 = passable ; 0,60 < CCI < 0,74 = bonne ; CCI > 0,74 = excellente. Si, après analyse de la fiabilité, les CCI étaient excellents, les valeurs moyennes étaient utilisées dans un test t apparié pour évaluer s'il y avait un différence significative entre l'inclinaison du tibial et de la fibula ou entre les aires des surfaces du tibia et de la fibula. Pour évaluer la force de la relation entre l'angle d'inclinaison et la surface indépendamment de la forme articulaire, des analyses de corrélation de Pearson ont été effectuées pour à la fois le tibia et la fibula séparément. Des tests du Chi2 ont été effectués pour déterminer si la concavité était statistiquement liée à la forme de la surface articulaire de la fibula et du tibia. Enfin, des analyses de régression linéaires multivariées ont été effectuées, en utilisant une approche par étapes afin de déterminer les variables anatomiques qui prédisent le mieux l'angle d'abduction et le déplacement de la fibula.
La signification statistique a été acceptée à p < 0,05.
Résultats
Les CCI pour les mesures anatomiques allaient de 0,88 (inclinaison du tibia) à 0,99 (longueur de la MIO), suggérant une excellente fiabilité dans toutes les mesures (tableaux 1 et 2). L'angle d'inclinaison était significativement plus élevé (p < 0,001) sur la fibula par rapport au tibia (fig. 3a), et les deux mesures ont modérément corrélées entre elles (Tableau 1; r = 0,492, p = 0,001).
A l'inverse, les aires des surfaces articulaires du tibia et de la fibula n'étaient pas significativement différentes (p = 0,328; Tableau 1), et les deux aires de surface ont été fortement corrélées (r = 0,80; p < 0,001; Tableau 1). Aucune relation significative n'a été trouvée entre l'angle d'inclinaison ou l'aire de la surface que ce soit pour la fibula (r = 0,032, p = 0,851) ou pour le tibia (r = 0,130, p = 0,422; fig. 3 et 4). Les aires de surface moyennes de la MIO de 487,3 (écart-type 169,5) mm2 et 1616,0 (197,7) mm2 ont été trouvés pour les spécimens courts et longs, respectivement, et la différence entre eux était statistiquement significative.
Pour déterminer la fiabilité des mesures de la surface et de l'angle d'inclinaison, les coefficients de corrélation intra-classes (CCI) ont été calculés (Shrout 1979), et les intervalles de CCI suivants ont été utilisés pour définir l'importance de la fiabilité (Weir 2005) : CCI < 0,4 = pauvre ; 0,4 < CCI < 0,59 = passable ; 0,60 < CCI < 0,74 = bonne ; CCI > 0,74 = excellente. Si, après analyse de la fiabilité, les CCI étaient excellents, les valeurs moyennes étaient utilisées dans un test t apparié pour évaluer s'il y avait un différence significative entre l'inclinaison du tibial et de la fibula ou entre les aires des surfaces du tibia et de la fibula. Pour évaluer la force de la relation entre l'angle d'inclinaison et la surface indépendamment de la forme articulaire, des analyses de corrélation de Pearson ont été effectuées pour à la fois le tibia et la fibula séparément. Des tests du Chi2 ont été effectués pour déterminer si la concavité était statistiquement liée à la forme de la surface articulaire de la fibula et du tibia. Enfin, des analyses de régression linéaires multivariées ont été effectuées, en utilisant une approche par étapes afin de déterminer les variables anatomiques qui prédisent le mieux l'angle d'abduction et le déplacement de la fibula.
La signification statistique a été acceptée à p < 0,05.
Résultats
Les CCI pour les mesures anatomiques allaient de 0,88 (inclinaison du tibia) à 0,99 (longueur de la MIO), suggérant une excellente fiabilité dans toutes les mesures (tableaux 1 et 2). L'angle d'inclinaison était significativement plus élevé (p < 0,001) sur la fibula par rapport au tibia (fig. 3a), et les deux mesures ont modérément corrélées entre elles (Tableau 1; r = 0,492, p = 0,001).
A l'inverse, les aires des surfaces articulaires du tibia et de la fibula n'étaient pas significativement différentes (p = 0,328; Tableau 1), et les deux aires de surface ont été fortement corrélées (r = 0,80; p < 0,001; Tableau 1). Aucune relation significative n'a été trouvée entre l'angle d'inclinaison ou l'aire de la surface que ce soit pour la fibula (r = 0,032, p = 0,851) ou pour le tibia (r = 0,130, p = 0,422; fig. 3 et 4). Les aires de surface moyennes de la MIO de 487,3 (écart-type 169,5) mm2 et 1616,0 (197,7) mm2 ont été trouvés pour les spécimens courts et longs, respectivement, et la différence entre eux était statistiquement significative.
En ce qui concerne la classification des formes des surfaces articulaires et de leur concavité, la fibula étaient essentiellement triangulaire (48,8%) et concave (43,6%), tandis que le tibia était principalement circulaire (59,0%) et plane (56,4%; tableau 1). Par ailleurs, une association significative a été trouvée entre la forme et concavité à la fois pour les surfaces fibulaires (p = 0,030) et les surfaces tibiales (p = 0,002; Fig. 5).
Le modèle de régression linéaire à variables multiples suggère que la concavité et la forme à la fois des surfaces articulaires fibulaires et tibiales, en combinaison avec la surface articulaire fibulaire, contribuent de manière significative à l'abduction de la fibula (tableau 2). En respectant la surface articulaire fibulaire, une articulation qui est en selle dans la concavité et qui est soit triangulaire soit circulaire au niveau de la forme entraînera une augmentation de 6° de l'angle d'abduction. En outre, chaque augmentation de mm2 de la l'aire de la surface de la fibula contribuera à une diminution de 0,04° en abduction (tableau 2). Le modèle qui prédit le mieux l'importance du déplacement contient la concavité de la fibula, la longueur de l'amputation et l'angle d'inclinaison de la surface articulaire de la fibula. Lorsque l'articulation expose une concavité décrite comme une double-trochoïde, le déplacement sera augmenté d'environ 11 mm. Une courte amputation se traduira par environ 6 mm de moins de déplacement, tandis que la fibula va se déplacer d'un supplément de 0,28 mm tous les 1° d'augmentation de l'angle d'inclinaison de la fibula (tableau 2).
Discussion
Cette étude est la première à évaluer quantitativement la relation entre les caractéristiques anatomiques entre les composants tibiaux et fibulaires de la TFP. Dans l'ensemble, il n'y a eu aucune relation trouvée entre les angles d'inclinaison du tibia et de la fibula, mais un rapport important entre les aires des surfaces a été indiqué. En outre, cette étude a également révélé les variables anatomiques qui prédisent le plus fortement l'amplitude de l'abduction de la fibula (concavité de la fibula, forme de la fibula, concavité du tibia, forme du tibia et aire de la surface) et le déplacement de la fibula (concavité de la fibula, longueur de l'amputation et inclinaison de la fibula).
Bien que Ogden (1974) présente un système de classification de la TFP basé sur l'inclinaison de la surface articulaire fibulaire, cela n'a pas été utilisé dans cette étude car ce système ne tient pas compte de l'inclinaison du tibia et est un système imprécis. Par conséquent, dans cette étude, à la fois l'inclinaison du tibia et de la fibula ont été mesurées, et alors qu'aucune relation n'a été établie entre elles, une description un peu plus détaillée de l'articulation est prévue. La différence des angles d'inclinaison tibia-fibula peut être attribuée à la concavité de la surface articulaire. La distribution des concavités pour le tibia et la fibula n'étaient pas similaires, indiquant que les surfaces du tibia et de la fibula ne s'articulent pas avec des concavités en miroir et, lorsque les articulations s'articulent avec des concavités différentes, il semble logique que l'angle d'inclination soit également différent.
En ce qui concerne les zones des surfaces articulaires, Eichenblat (1983) a rapporté que les zones de surfaces articulaires de la fibula étaient plus grandes que celles du tibia, alors que Espregueira- Mendes (2006) a trouvé l'inverse. Cependant, plus de la moitié des échantillons mesurés par dans l'étude de Eichenblat étaient issus d'anciennes fouilles archéologiques, et peuvent mettre en cause la généralisation à une population plus moderne comme les spécimens cadavériques utilisés dans l'étude de Espregueira-Mendes ainsi que l'étude ici présente. Les résultats présentés ici, qui concordent bien avec Espregueira-Mendes, utilisent également une technique similaire de mesure de surface, différente de celle de Eichenblat.
Récemment, Asa et al. (2014) ont suggéré que l'abduction de la fibula est affectée par la viabilité de la MIO ; cependant, ils n'ont pas étudié les caractéristiques anatomiques de la TFP. Comme il est bien connu que différents types d'articulations parmi les différentes localisations anatomiques permettent différents types et amplitudes de mouvement (Barnett 1952; Iwaki 2000), il semble raisonnable que des différences de concavité et de forme de surface articulaire se traduiraient également par des différences de mobilité articulaire (Iwaki 2000). Ce principe soutient les résultats actuels présentés ici, où la forme et la concavité des surfaces articulaires appositionnelles ont touché à la fois l'abduction et le déplacement de la fibula. Il est également important de tenir compte du fait qu'avec une augmentation de la surface vient une augmentation de la surface de la capsule, ce qui peut conduire à une plus grande raideur articulaire accompagnée d'une diminution du mouvement. En ce qui concerne le déplacement de la fibula, la longueur de l'amputation s'est avérée être un prédicateur significatif du mouvement, avec une fibula plus longue présentant une abduction de moindre degré. De futures recherches sont nécessaires pour déterminer si cette relation est simplement une indication selon laquelle une amputation plus courte intrinsèquement résulterait à une plus grande proportion de dommages à la MIO (cad augmentation des dommages des fibres de la MIO).
Bien que les mesures anatomiques de l'articulation aient été faites avec beaucoup de soin, et qu'elles soient hautement reproductibles, la précision de ces mesures peut être améliorée par l'utilisation de techniques d'imagerie sophistiquées (ex. tomodensitométrie ou imagerie par résonance magnétique). En outre, le développement et l'intégration de mesures basées sur l'imagerie fourniraient les outils nécessaires pour l'évaluation de la TFP chez les patients avec ASG pour dépister ceux qui peuvent être à risque de mouvements pathologiques de la fibula. Une autre limitation de ce travail est l'utilisation de spécimens cadavériques embaumés. Bien que le procédé d'embaumement puisse modifier les propriétés mécaniques du tissu, tous les échantillons ont été préparés avec la même solution et ainsi l'effet que cela a sur la cinématique résultante est contrôlé. Enfin, même si une bonne fiabilité a été trouvée pour les mesures anatomiques, seule une personne les a réalisées. Par conséquent, de légères augmentations de la précision de ces mesures peuvent être possibles avec plusieurs évaluateurs.
Conclusion
L'étude actuelle présente des preuves suggérant que l'anatomie de la TFP peut avoir des implications significatives dans les mouvements pathologiques spécifiques des ASG. Prédire la cinématique de la fibula chez les ASG in vivo peut permettre à l'équipe de rééducation de traiter préventivement le patient, réduisant ainsi la douleur, le temps de rééducation, tout en augmentant leur déambulation et finalement, leur qualité de vie.
Article de référence
Burkhart TA, Asa B, Payne MW, Johnson M, Dunning CE, Wilson TD. Anatomy of the proximal tibiofibular joint and interosseous membrane, and their contributions to joint kinematics in below-knee amputations. J Anat. 2014 Dec 2. doi: 10.1111/joa.12263. [Epub ahead of print]
Références
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Le modèle de régression linéaire à variables multiples suggère que la concavité et la forme à la fois des surfaces articulaires fibulaires et tibiales, en combinaison avec la surface articulaire fibulaire, contribuent de manière significative à l'abduction de la fibula (tableau 2). En respectant la surface articulaire fibulaire, une articulation qui est en selle dans la concavité et qui est soit triangulaire soit circulaire au niveau de la forme entraînera une augmentation de 6° de l'angle d'abduction. En outre, chaque augmentation de mm2 de la l'aire de la surface de la fibula contribuera à une diminution de 0,04° en abduction (tableau 2). Le modèle qui prédit le mieux l'importance du déplacement contient la concavité de la fibula, la longueur de l'amputation et l'angle d'inclinaison de la surface articulaire de la fibula. Lorsque l'articulation expose une concavité décrite comme une double-trochoïde, le déplacement sera augmenté d'environ 11 mm. Une courte amputation se traduira par environ 6 mm de moins de déplacement, tandis que la fibula va se déplacer d'un supplément de 0,28 mm tous les 1° d'augmentation de l'angle d'inclinaison de la fibula (tableau 2).
Discussion
Cette étude est la première à évaluer quantitativement la relation entre les caractéristiques anatomiques entre les composants tibiaux et fibulaires de la TFP. Dans l'ensemble, il n'y a eu aucune relation trouvée entre les angles d'inclinaison du tibia et de la fibula, mais un rapport important entre les aires des surfaces a été indiqué. En outre, cette étude a également révélé les variables anatomiques qui prédisent le plus fortement l'amplitude de l'abduction de la fibula (concavité de la fibula, forme de la fibula, concavité du tibia, forme du tibia et aire de la surface) et le déplacement de la fibula (concavité de la fibula, longueur de l'amputation et inclinaison de la fibula).
Bien que Ogden (1974) présente un système de classification de la TFP basé sur l'inclinaison de la surface articulaire fibulaire, cela n'a pas été utilisé dans cette étude car ce système ne tient pas compte de l'inclinaison du tibia et est un système imprécis. Par conséquent, dans cette étude, à la fois l'inclinaison du tibia et de la fibula ont été mesurées, et alors qu'aucune relation n'a été établie entre elles, une description un peu plus détaillée de l'articulation est prévue. La différence des angles d'inclinaison tibia-fibula peut être attribuée à la concavité de la surface articulaire. La distribution des concavités pour le tibia et la fibula n'étaient pas similaires, indiquant que les surfaces du tibia et de la fibula ne s'articulent pas avec des concavités en miroir et, lorsque les articulations s'articulent avec des concavités différentes, il semble logique que l'angle d'inclination soit également différent.
En ce qui concerne les zones des surfaces articulaires, Eichenblat (1983) a rapporté que les zones de surfaces articulaires de la fibula étaient plus grandes que celles du tibia, alors que Espregueira- Mendes (2006) a trouvé l'inverse. Cependant, plus de la moitié des échantillons mesurés par dans l'étude de Eichenblat étaient issus d'anciennes fouilles archéologiques, et peuvent mettre en cause la généralisation à une population plus moderne comme les spécimens cadavériques utilisés dans l'étude de Espregueira-Mendes ainsi que l'étude ici présente. Les résultats présentés ici, qui concordent bien avec Espregueira-Mendes, utilisent également une technique similaire de mesure de surface, différente de celle de Eichenblat.
Récemment, Asa et al. (2014) ont suggéré que l'abduction de la fibula est affectée par la viabilité de la MIO ; cependant, ils n'ont pas étudié les caractéristiques anatomiques de la TFP. Comme il est bien connu que différents types d'articulations parmi les différentes localisations anatomiques permettent différents types et amplitudes de mouvement (Barnett 1952; Iwaki 2000), il semble raisonnable que des différences de concavité et de forme de surface articulaire se traduiraient également par des différences de mobilité articulaire (Iwaki 2000). Ce principe soutient les résultats actuels présentés ici, où la forme et la concavité des surfaces articulaires appositionnelles ont touché à la fois l'abduction et le déplacement de la fibula. Il est également important de tenir compte du fait qu'avec une augmentation de la surface vient une augmentation de la surface de la capsule, ce qui peut conduire à une plus grande raideur articulaire accompagnée d'une diminution du mouvement. En ce qui concerne le déplacement de la fibula, la longueur de l'amputation s'est avérée être un prédicateur significatif du mouvement, avec une fibula plus longue présentant une abduction de moindre degré. De futures recherches sont nécessaires pour déterminer si cette relation est simplement une indication selon laquelle une amputation plus courte intrinsèquement résulterait à une plus grande proportion de dommages à la MIO (cad augmentation des dommages des fibres de la MIO).
Bien que les mesures anatomiques de l'articulation aient été faites avec beaucoup de soin, et qu'elles soient hautement reproductibles, la précision de ces mesures peut être améliorée par l'utilisation de techniques d'imagerie sophistiquées (ex. tomodensitométrie ou imagerie par résonance magnétique). En outre, le développement et l'intégration de mesures basées sur l'imagerie fourniraient les outils nécessaires pour l'évaluation de la TFP chez les patients avec ASG pour dépister ceux qui peuvent être à risque de mouvements pathologiques de la fibula. Une autre limitation de ce travail est l'utilisation de spécimens cadavériques embaumés. Bien que le procédé d'embaumement puisse modifier les propriétés mécaniques du tissu, tous les échantillons ont été préparés avec la même solution et ainsi l'effet que cela a sur la cinématique résultante est contrôlé. Enfin, même si une bonne fiabilité a été trouvée pour les mesures anatomiques, seule une personne les a réalisées. Par conséquent, de légères augmentations de la précision de ces mesures peuvent être possibles avec plusieurs évaluateurs.
Conclusion
L'étude actuelle présente des preuves suggérant que l'anatomie de la TFP peut avoir des implications significatives dans les mouvements pathologiques spécifiques des ASG. Prédire la cinématique de la fibula chez les ASG in vivo peut permettre à l'équipe de rééducation de traiter préventivement le patient, réduisant ainsi la douleur, le temps de rééducation, tout en augmentant leur déambulation et finalement, leur qualité de vie.
Article de référence
Burkhart TA, Asa B, Payne MW, Johnson M, Dunning CE, Wilson TD. Anatomy of the proximal tibiofibular joint and interosseous membrane, and their contributions to joint kinematics in below-knee amputations. J Anat. 2014 Dec 2. doi: 10.1111/joa.12263. [Epub ahead of print]
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