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L'auteur conserve la propriété du
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Ni la thèse ni des extraits substantiels
de celle-ci ne doivent être imprimés
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autorisation.
Remerciements
La réalisation d'un mémoire de maitrise implique l'aide de plusieurs
personnes que je désire remercier.
Premièrement je désire remercier sincèrement mes parents Carole et
Raymond Villeneuve qui m'ont toujours encouragé dans mes multiples
projets et qui ont toujours cru en moi.
Deuxièmementje remercie mon directeur Monsieur Denis Gagnon,
Ph.D., pour ses incalculables conseils et directives et pour la confiance qu'il
a su mettre en moi. Je remercie également les membres de mon comité de
mémoire, Messieurs Marcel Nadeau, Ph.D. et Denis Gravel, PhD.
Troisièment je désire souligner la contributionde Monsieur Ali
Ghorbal, M.Sc.A., ingénieur au laboratoire de biomécanique
occupationnelle, de même que de Monsieur Patrick Loisel, M.D.pour les
examens médicaux des sujets.
Je remercie mon frére Marc pour ses talents en graphisme.
Finalement, je remercie mes collègues Christian Larivière, M-Sc., Michel
Mercier, Gilles Drouin et Dany Lafontaine pour leur contribution.
l e désire souligner que mon projet a été tinancé par le Conseil de
recherche en sciences naturelles et en génie (CRSNG)sous forme de bourse
d'études supérieures et par ['Institut de recherche en santé et sécurité du
travail (IRSST) sous forme de subvention à mon directeur, Monsieur Denis
Gagnon, Ph.D.
Résumé
Cette étude exploratoire analyse les patrons d'activation des muscles
du tronc lors de différentes conditions quasi-statiques et dynamiques de
chargements externes. Cinq sujets, dont un a trois reprises, participent a
l'étude. Ces derniers exécutent 13 tâches expérimentales qui consistent en
des mouvements principalement réalisés au niveau du tronc et des
mouvements impliquant principalement les membres supérieurs. Une ou
deux charges de 2.3 kg sont manipdées. L'activité EMG des muscles droits
de l'abdomen, obliques internes, obliques externes, spinaux lombaires,
spinaux thoraciques et grands dorsaux est enregistrée et comparée aux
résultats d'un modèle articulaire à solution mathématique optimale. Les
niveau d'activation EMG enregistrés ton de contractions miornétriques
sont supérieurs à ceux enregistrés lors de contractions pliométiques. Les
muscles des côtks gauche et droit ne sont pas activés de façon symétrique
lors de tâches symétriqueset asymétriques opposées. Les tâches de
rotations axiales du tronc impliquent beaucoup de coactivation musculaire.
Les performances de prédiction de forces.muscuiaires par le modèle
articulaire ne concordent pas avec les données physio1ogiques contenues
dans les signaux EMG.
La confrontation des résultats à la littérature en biomécanique permet
de faire ressortir certaines observations. Les plus hauts niveaux d'activation
EMG des muscles investigués lors des contractions miornétriques de la
présente étude sont en accord avec les principales études sur ce sujet
L'asymétrie d'activation des côtés gauche et droit des muscles du tronc,
bien que plus complexe à expliquer, trouve quand même des pistes
d'explications dans différentes études. On tente notamment d'expliquer le
phénomène par la direction du chargement et par les fonctions des muscles
impliqués. La coactivation musculaire est surtout présente lors de rotations
axiales du tronc comme c'est le cas dans la majorité des études sur la
coactivation. Les prédictions de forces musculaires par le modèle
articulaire a solution mathématique optimale ne concordent pas avec les
signaux EMG des muscles investigués. L'amélioration de la version
actuelle du modèle pour que celui-ci devienne un modèle à solution
physiologique optimale est discutée à l'aide d'études récentes sur le sujet.
Table des matières
...
Liste des tableau .......................................................................................viii
Liste des figures..............................................................................................
x
CHAPITRE I...................................................................................................1
Introduction................................................................................................ 1
. . . .
E pidemiologie........................................................................................
-2
Facteurs de risques et maux de dos......................................................... 5
Manutention de charge et lombalgie...................................................
Chargement lombaire................
.
-6
.
.
.
................................................
-8
.
Manutention asymetnque...................................................................... 10
.
.
La modélisation biomécanique........................................................... 12
. .
Niveaux de modé1isation...........
.
.
..........................................1 3
Modèles segmentaires.................................................................1 5
Modèles articulaires........... ...,...................................................... 26
Solution mathématique optimale.............
.....
....................-22
Solution physiologique...........................................................
-23
Solution physiologique optimale............................................... 23
Notions d'électromyographie...................
2
5
Utilisation de I'électromyographie...
.
...................................... -28
Orientation des recherches actuelles............................................ 29
Problématique de la coactivation musculaire..........................
-36
Enoncé du problème.....................................................................
-41
Hypothèses...........-..........................................................................-42
Importance de 1 etude.......................................................................-43
7
CHPiPITRE II...............................................................................................-44
Méthodologie....................................................................................... 44
Sujets.............................................-44
Techniques de mesures...................................................................... 45
Vidéographie 3 D....................... .
.
........................................... 46
.
Dynamometne...................................................
.
.
48
Electromyographie......................48Procédure.......................................................................................-51
Séquence des étapes de l'expérimentation.............................. 1
Conditions expérimentales........................................................ 56
Directives aux sujets................................................................ .60
Traitement des données dynamiques............................................6 1
Transformation des données mesurées expérimentalement.....62
Reconstruction 3 D......................... .
.
.
............................. -62
Filtrage du déplacement linéaire.......................................... -63
Estimation des centres articuIaires.........................
2
Disposition des référentiels segmentaires........
.
............... -67
Détermination des variables segmentaires............................ 67
Calculs menant au chargement net articulaire.......................... 67
Cinématique linéaire et angulaire........................................-69
Forces externes.....................
.
........ -69
Calcul de l'équilibre dynamique................
.
.
..........J
Traitement des données électromyographiques.......................... -71
Modèle articulaire.........,
.
.
......................................................-73
. .
Traitement statistique.................................................................
74
Chapitre iII.................................
.
............................................................. 76
Résultats.............
.
.
.
................................................................... 76
Influence du type de contraction musculaire sur les niveaux
d'activation EMG des muscles du tronc....................................... 76
Symétrie des patrons d'activation des muscles des côtés
gauche et droit du tronc.........................
...
................................. 82
Relation entre les forces musculaires prédites et le niveau
d'activation EMG des muscles du tronc...................................
-92
Chapitre IV................................................................................................... 99
Discussion......................................................................................
99
Influence du type de contraction musculaire sur les niveaux
d'activation EMG des muscles du tronc..................................... 100
Symétrie de L'activation des musc tes des cotés gauche et
droit du tronc............................................................................... 103
.
.
Coactivation................................................................................ 112
Relation entre les forces musculaires prédites et L'activation
EMG des muscles du tronc......................................................... 114
Conclusions.......... ,
.
.
............................................................. IL7
Références................................................................................................... i l 9
Annexes...................................................................................................... 128
Liste des tableaux
Tableau I : Caractéristiques des sujets....................................................... 45
Tableau 2 : Mouvement principal produit par les membres supérieurs.....-58
Tableau 3 : Mouvement principal produit par le tronc................................ 59
Tableau 4 : Moyennes et écarts-types (n=2 1) des valeurs maximales du
ratio EMG et de leurs temps d'occurrence (%) pour chacun des
muscles des tàches 5 (extension : miométnque) et
4 (flexion : pliornétique)..........
.
........................................ --.77
Tableau 5 : Moyennes et écarts-types (n=2 1) des valeurs maximales du
ratio EMG et de leun temps d'occurrence (%) pour chacun
des muscles des tâche 9 (extension latérale vers la droite :
miornétrique) et 6 (flexion latérale vers la gauche :
pliornétrique)..............................................................................
79
Tableau 6 : Moyennes et écarts-types (n=21) des valeurs maximales du
ratio EMG et de leurs temps d'occurrence (%) pour chacun
des muscles des tache 8 (extension latérale vers la gauche :
miornétrique) et 7 (flexion latérale vers la droite :
pliometnque).............................................................................. .8 1
P
.
Tableau 7 : Corrélations croisées et différences RMS entre les
courbes moyennes des cotés gauche et droit des muscles
du tronc pour la tâche 3........................................................
-85
Tableau 8 : Corrélations croisées et différences RMS entre les
courbes moyennes des côtés gauche et droit des muscles
du tronc pour la comparaison entre les tâches 1 et 2 ................ 85
Tableau 9 : CoréIations croisées et difierences RMS entre les
courbes moyennes des côtés gauche et droit des muscles
du tronc pour la comparaison entre les tâches 10 et 1 1 ............. 86
Tableau 10 : Corrélations croisées et différences RMS entre les
courbes moyennes des côtés gauche et droit des muscles
du tronc pour la comparaison entre les tâches 12 et 1 X.. ........87
Tableau 1 1 : Moyennes et écarts-types (n=2 1 ) des valeun maximales
des forces musculaires prédites et de leurs temps
d'occurrence (%) pour chacun des muscles des
tâches 5 (extension :miométique) et 4 (flexion :
, .
pliometnque). ......................................................................... .95
Tableau 12 : Moyennes et écarts-types (n=2 1) des valeurs maximales
des forces musculaires prédites et de leurs temps
d'occurrence (%) pour chacun des muscles des
tâches 9 (extension latérale vers la droite :miométique) et
6 (flexion latérale vers la gauche : pliornétrique)....................96
Tableau 13 : Moyennes et écarts-types (n=2 1) des valeurs maximales
des forces musculaires prédites et de leurs temps
d'occurrence (%) pour chacun des muscles des
tâche 8 (extension latérale vers la gauche : miornétrique) et
7 (flexion latérale vers la droite :pliornétrique)......................97
Tableau 14 : Somme de l'épaisseur (mm) des 6 plis cutanés (méthode
des 6 plis) et épaisseur des plis cutanés sous I'emplacement
de chacune des électrodes pour les cinq sujets......................134
Tableau 15 : Moyennes et écarts-types (n=2I ) des valeurs maximales et
minimales des composantes du moment net i L5/S 1
et de leurs temps d'occurrence (%) pour les tâches 1 a 7.. ...- 135
Tableau 16 : Moyennes et écarts-types (11-21) des valeun maximales et
minimales des composantes du moment net a LYS 1
et de leurs temps d'occurrence (%) pour les tâches 8 à 13.....136
Liste des fiaues
Figure 1 : Système d'acquisition des signaux myoélectriques....................50
Figure 2a : Positionnement des électrodes sur les muscles de t'abdomen :
grand droit, obliques internes et obliques externes.................... 54
Figure 2b : Positionnement des électrodes sur les muscles du dos :
spinaux thoraciques, spinaux lombaires et grands dorsaux.......-55
Figure 3 : Disposition des repères anatomiques..............+......................... 66
Figure 4 : Positions et orientations des référentiels
.
......................68
segmentaires de tous les segments....................
Figure 5 : Courbes moyennes de I'activité EMG des grands dorsaux
gauches (tâche 1) et des grands dorsaux droits (+)
(tâche 2) pour les sept sujets....................
.
.
........................... 83
Figure 6 : Courbes moyennes de l'activité EMG des grands donaux
gauches (tâche 1) et des grands dorsaux droits (+)
(tâche 2) pour chaque côté........................................-.........--.......
84
Figure 7 : Représentation graphique de la corrélation croisée entre les
patrons d'activation EMG des spinaux thoraciques
gauche et droit pour la tâche 3.................................................. 133
Figure 8a : Activation EMG et forces musculaires prédites pour
les muscles droits de ['abdomen, obliques internes et
obliques externes lors de la tâche 5a pour le sujet 1................... 93
Figure 8b : Activation EMG et forces musculaires prédites pour
les muscles spinaux lombaires, spinaux thoraciques et
grands dorsaux lors de la tâche 5a pour le sujet 1.................... -94
Introduction
Un des problèmes actuels les plus coûteux pour la société et plus
précisément pour l'industrie concerne les sommes énormes d'argent que les
compagnies doivent dépenser en compensations pour des travailleurs ayant
subi des lésions au cours de l'exercice de leur fonction.
Dans les sections suivantes, un survol de l'épidémiologie des lésions
subies par les travailleurs dans l'industrie e n réalisé. De plus, comme il
sera expliqué, le dos est plus principalement touché par les blessures. DOM:
les principaux facteurs de risques, dont la manutention de charges,
relativement aux maux de dos sont décrits. Par la suite, différentes
méthodes d'évaluation du chargement lombaire sont expliquées. Une
section est également réservée à la manutention asymétrique de charges.
Ensuite, la modélisation biomécanique est expliquée, puis une autre section
décrit quelques notions d'électromyographie servant à ['analyse de la
problématique des maux de dos. Finalement, l'introduction est complétée
par l'énoncé du problème, la présentation des hypothèses de recherche et de
1'importance de 1 étude.
La majorité des lésions subies au travail touche le système mwculosquelettique des individus. En 1983 les coûts engendrés par des troubles du
systême rnusculo-squelettique totalisaient, aux États-Unis, plus de 65
milliards de dollars (Grazier et ai. (1984), cité dans Chafin et Andersson
( 199 1)). Toujours selon la même source, il y aurait annuellement aux États-
Unis 36 millions de visites chez le médecin reliées à des blessures musculosquelettiques.
La région du corps la plus touchée par les lésions est le dos. Plus
particulièrement la colonne lombaire (lindh, 1989; Spitzer, 1986). Ainsi,
selon Chaffin et Andersson (199 1), pour certains secteurs d'emploi comme
les milieux hospitaliers, les manufactures, les usines de production de fer et
d'acier, les entreprises de constmction et de transformation du bois (lumber
processing), les réclamations pour les Iésions au bas du dos ou lombalgies
comptent pour 40% à 50% de toutes les réclamations de compensation
financière des travailleurs. Au Québec en 1981, cinq groupes de
professions enregistrent 4 1% des lésions au dos déclarées. Ce sont les
manutentionnaires, les conducteurs de camion et d'autobus, le personnel
infirmier, les travailleurs du bâtiment,les mécaniciens et les réparateurs de
véhicules automobiles, de machines industrielles, agricoles et de la
construction (Gervais & Hébert, 1987).
Webster et Snook ( 1990) montrent que les coûts des compensations
aux travailleurs blessés au bas du dos .aux États-~nissont passés de $4.6
milliards en 1980 à % 1 1.1 milliards en 1986, soit une augmentation de 24 1%
comparativement à une augmentation de 184% pour les autres types de
réclamations. Un fait à noter est que dans cette étude, 25% seulement des
cas totalisent 95% de la somme totale des coûts. Tandis que Spengler,
Bigos, Martin, Zeh, Fisher et Nachemson ( 1986) mentionnent que dans leur
étude portant sur 3 1 200 employés d'une compagnie américaine, 10%
seulement de toutes les blessures aux dos sont responsables de 79% des
coûts pour les blessures au dos ainsi que de 32% des coûts engendrés pour
tous les types de blessures répertoriées. Spengler et al. ( 1986) mentionnent
également que les blessures au dos représentent 19% de toutes les blessures
de leur étude alors qu'elles représentent 4 1% des coûts. Parallèlement, au
Québec en 1981,7% seulement des cas de maux de dos représentent à eux
seuls 70% des jours d'absence, 73% des coûts médicaux et 76% des coùts
de compensation et d'indemnité financière (Spitzer, 1986). Selon ce même
rapport, les affections veriébrales engendrent un coût annuel de $150
millions en 1981. Donc, il a p v n tque les lombalgies coûtent chers
comparativement aux autres types de blessures subies en milieu de travail,
mais qu'également un petit nombre seulement de lombalgies sont
responsables de ces coûts très élevés.
En plus d'être coûteuses financièrement, les lombalgies
occasionnent également des incapacités de travail. Ainsi, selon Langrana,
Lee, Alexander et Mayott ( 1984)et Langrana et Lee (1984),la diminution
de la capacité de travail causée par les maux de dos est en moyenne de 28.6
jours par année par 100 travaillewdtravailleuses aux États-unis.
II semble évident que les maux de dos sont omniprésents, et que le
problème progresse malgré la relative automatisation de l'ind-e.
En
effet, selon Pope, Andeason, Brornan, Svensson, et Zetterberg ( 1986) les
maux au bas du dos affectent 70% des travailleurs a un moment de leur
carrière, tandis que Bigos et al. (1986) et Spengler et al. (1986) mentionnent
que 85% de la population soufient de lombalgies durant sa vie. De leur
côté, Masset et Malchaire ( 1994), en se référant à plusieurs études
épidémiologiques menées dans différents pays, ou dans des environnements
industriels différents, mentionnent que 35% a 90% de la population adulte
souffrent d'au moins un épisode de mal de dos durant sa vie. Leur étude
épidémiologique de 6 18 cols bleus de l'industrie du fer confirme ces
natistiques et démontre de plus que 66% des travailleurs de moins de 40 ans
ont déjà souffert de maux de dos durant leur vie. Finalement, 50% des
travailleurs rapportent avoir éprouvé des problèmes de dos durant les 12
demiers mois et 25% d'entre eux durant les 7 derniers jours.
Facteurs de nsaues et maux de dos
Bien que généralement la cause exacte des douleurs lombaires ne
puisse ètre identifiée précisément (Burdorf, 1992; Riihirnaki, 1991) et que
la majorité des lombalgies soit dite « non spécifiques » (Spitzer. 1986),
certains facteurs de risques sont quand mème identifiables. Ces facteurs de
risques se divisent en quatre catégories : 1) les caractéristiques du
travailleur, 2) les caractéristiques de l'objet manipulé,3) les caractéristiques
de la tâche et du poste de travail et finalement 4) les caractéristiques de
l'emploi (Andenson, 1981; Hemn, G.D., Chaffin, D.B. & Mach, RSJ974
citds dans Chaffin & Andersson, 1991; Spitzer, 1986; Riihimaki, 1991) .
Comme facteurs reliés au travailleur, les auteurs indiquent
l'influence de l'âge, du sexe, de la condition physique et de la force des
muscles du tronc, des caractéristiques anthropométriques, sensorielles et
motrices, de la posture, de la mobilité de la colonne vertébrale, de la
personnalité, de l'expérience, de l'état de santé, des facteurs psychologiques
et problèmes psychiatriques, des facteurs sociaux, des facteurs
radiographiques et finalement des activités de loisirs. De même, le poids de
l'objet manipulé, ses dimensions, sa forme, sa densité, la dimibution de la
charge, sa stabilité et la nature et la direction des efforts sont les
caractéristiques reliées a l'objet. Comme exemples de facteurs reliés à la
tâchdposte de travail, il est question de travail physique lourd, de
soulèvement et de transport de charges, des actions de tirer et de pousser et
autres mouvements demandant un effort, de travail répétitif, de postures
statiques, de fréquentes rotations axiales etfou flexion du tronc, de
vibrations, de la géométrie de l'espace de travail, de la fréquence, de la
durée, du rythme et de la complexité de ia tâche. Finalement, les
caractéristiques de l'emploi som les caractéristiques individuelles,
organisationnelles et administratives.
Donc, toutes ces caractéristiques peuvent avoir un rôle à jouer dans
le développement des problèmes de lombalgies et c'est pour cette raison
qu'elles sont identifiées comme facteurs de risques et qu'elles doivent être
considérées Ion de l'analyse d'un poste de travail. Surtout qu'à l'heure
actuelle, il n'est pas encore possible d'établir des liens spécifiques entre des
facteurs de risques précis et la nature des affections vertébrales chez les
travailleurs (Spitzer, 1986). Andersson ( 1981) mentionne que les facteurs
reliés au poste de travail ou à la tache ont un poids équivalent car ils
augmentent tous le chargement sur la colonne. De plus, ils sont souvent
présents simultanément, ce qui rend difficile l'association du problème de
maux de dos avec un seul de ces groupes de facteurs.
Manutention de charge et lombalgie
Bien que plusieun facteurs de risques soient connus, l'incidence des
lombalgies est plus élevée pour les emplois exigeant des manutentions de
charges. L'étude de Klein, Jensen et Sanderson (1984) soutient que la
manutention de charges est responsable de 90% des blessures au bas du dos.
De leur côté, Bigos et al. (1986) mentionnent que dans la majorité des 900
blessures au dos répertoriées dans leur étude, la cause était reliée à la
manutention ou au soulèvement de charges. De même, un certain nombre
d'auteurs font ressortir le lien direct entre les tâches de manutention et
l'incidence de lombalgies. En d'autres termes, les travailleurs ayant a
effectuer des tâches de manutention sont plus susceptibles de développer
des maux de dos (Andeason, 1981; Langrana & Lee, 1984; Marras &
Mirka, 1992; Mirka & Marras, 1993; Tveit, Daggfeldt, Hetland &
Thorstemson, 1994).
Bien qu'il soit clair à l'heure actuelle, que la manutention de charges
soit directement reliée aux problèmes de lombalgies, certaines formes de
mouvements effectués lors de manutentions semblent plus problématiques
que d'autres. En effet, si le soulèvement de charge semble être le principal
facteur de risques relié awc maux de dos, la forme de ce soulèvement peut
varier et impliquer des gestes de flexion-extension, de flexion latérale et/ou
de rotation axiaIe du tronc, ce dernier mouvement étant une rotation du
tronc autour de l'axe vertical du corps. Or, ibsemble que les risques de
lombalgies soient majoritairement reliés à une combinaison de ces types de
mouvements lors de la manutention. Les études épidémiologiques font
entre autres ressortir comme facteurs de risques principaux, le soulèvement
répétitif de charges, la flexion et la rotation axiale (Andersson, 1981;
Bigoset al., 1986).
Chargement Zorn baire
La raison pour laquelle la manutention de charges comporte des
risques de lésions à la colonne lombaire est que les différents types de
mouvements réalisés lors de son exécution provoquent un chargement sur
les structures vertébrales. Ce chargement lombaire s'exprime généralement
par les forces de compression et de cisaillement qui agissent à un niveau
donné de la colonne et qui résultent d'un chargement externe.
Le chargement en compression résulte surtout de mouvements de
flexion-extension, donc de mouvements du tronc dans le plan sagittal. Le
soulèvement ou I'abaissement d'une charge dans ce plan augmente donc le
chargement en compression sur les structures lombaires. Ceci s'explique
par le fait que dans une position fléchie, le poids du tronc créé un moment
de force qui doit être équilibré par un moment de force de sens opposé qui
sera produit par les muscles extenseurs. Lindh (1989) mentionne que ce
moment sera augmenté si en plus la personne tient un objet dans ses mains,
ce qui fera égaiement augmenter le stress imposé à la colonne lombaire.
Toujours selon Lindh (1989), lorsque la colonne subit un chargement de ce
type, I'inclinaison de la colonne vers l'avant fait en sorte que la partie
antérieure du disque intervertébral est compressée, tandis que sa partie
postérieure est étirée. De grands chargements, des chargements répétitifs,
des chargements soudains etiou des chargements trop rapides peuvent tous
provoquer des lésions à la colonne vertébrale lombaire, principalement au
disque intervertébral et aux plateaux vertébraux, suite au mess imposant en
compression que subissent ces structures.
Le chargement en cisaillement produit une force parallèle a la surface
des plateaux vertébraux, ce qui tend à provoquer un mouvement de
glissement d'une vertèbre par rapport a une autre. Ce type de chargement
est surtout fonction de l'orientation des forces externes et de la position du
tronc par rapport au bassin.
La littérature en biomécanique montre qu'il y a des forces externes
et internes qui agissent s u .le corps lors de manutention de charges. Les
forces externes produisent des moments sur la colonne vertébrale par
l'action de la gravité sur la masse de l'objet manipulé et sur la masse des
segments du corps en fonction de leurs distances respectives de la colonne
(Marras & Mirka, 1992). Lindh (1989) ajoute que la forme et la densité de
l'objet manipulé de même que la position en flexion ou en rotation de la
colonne vertébrale contribuent également à moduler le chargement externe.
Les forces internes quant a elles sont produites par les muscles et les
structures passives du corps humain qui agissent pour contrebalancer les
moments externes agissant sur le corps ( M m & Mirka, 1992).
Cependant, les structures responsables de la production des forces internes
ont un important désavantage mécanique par rapport aux forces externes,
car elles doivent agir à une distance beaucoup plus petite de la colonne
vertébrale comparativement aux forces externes qui agissent au bout d'un
grand bras de levier. Ainsi, les stnicures internes doivent produire des
forces beaucoup plus grandes pour pouvoir contrebalancer les moments
externes qui agissent sur la colonne vertébrale (Marras & Mirka, 1992;
Mirka & Marras, 1993; Tveit et al., 1994). Les très grandes forces internes
produites par les muscles du tronc Ion de la manutention de charges
deviennent alors les principaux facteurs de modulation du chargement sur la
colonne (Mirka & Manas,1993; Tveit et al., 1994).
Manutention asymétrique
Un autre facteur, l'asymétrie du mouvement, peut faire augmenter
les forces internes- Un mouvement est dit asymétrique lorsque son
exécution se réalise hors d'un plan donné (généralement le plan sagittal)
(Lavender, Tsuang, H e ,Andersson, Chaftin & Hughes, 19%; Lavender,
Tsuang, Andenson, Hafezi & S b ;1992). Or, il est admis que la majorité
des mouvements de manutention dans I'industrie est de nature asymétrique
(Marras & Mirka, 1992).
Lorsque le tronc est en position asymétrique, la force de ce dernier est
beaucoup moindre que lors d'une position symétrique et ce tant pour des
conditions statiques (Manas& Mirka, 1992; Vink, Daanen, Meijst &
Ligteringen, 1992; Wessel, Ford & van Driesum, 1994), que dynamiques
(Wessel et al., 1994). La manutention asymétrique de charges impose donc
un p tus grand effort aux structures du tronc.
Un phénomène relié a la manutention asymétrique de charges est
désormais bien connu et contribue à augmenter les forces internes sur les
structures vertébrales : ce phénomène est la coactivation musculaire aussi
appelée cocontraction musculaire (Chaffin, 1988). En effet, lors de
manutention en position asymétrique, l'activation de muscles antagonistes
au mouvement est fréquemment observée. Or, la contraction de ces
muscles s'ajoute à celle des muscles agonistes qui sont les muscles qui
produisent le mouvement en question. Ainsi, la coactivation musculaire
provoque une augmentation du chargement lombaire (Granata & Marras,
1995; Marras & Mirka, 1992). Par la coactivation, les chargements internes
sont partagés entre différents muscles ou sont tout simplement transférés
vers d'autres muscles. Ceci peut faire en sorte que certains petits muscles
qui reçoivent alon un imposant chargement puissent être Iésés en devant
produire une trop grande force pou.répondre à la demande. 11 en résulte un
arrangement complexe de chargements internes dans les trois plans
anatomiques. Conséquemment, en plus d'augmenter le chargement sur la
colonne, la coactivation change la nature du chargement (cisaillement vs
compression). Marras et Mirka (1992) expliquent ce phénomène par le fait
que la coactivation de muscles antagonistes fait augmenter la composante
de cisaillement sur la colonne lombaire. Certains de ces muscles ont un
avantage mécanique dû à leur distance de la colonnne vertébrale (ex. : droit
de l'abdomen) et d'autres ont une composante horizontale en plus d'une
composante verticale dans leur ligne d'action (ex. :obliques externes).
En résumé, l'asymétrie sous-tend la présence de coactivatioa
musculaire et de ce fait provoque l'augmentation du chargement lombaire
lors de la manutention. Une explication plus détaillée de ta problématique
de la coactivation musculaire e n présentée plus loin.
La modélisation biomécanique
Pour quantifier le chargement lombaire in vivo, plus
parîiculièrement les forces internes agissant sur le disque intervertébral,
l'approche la plus directe consiste a introduire une aiguille instrumentée à
l'intérieur du disque intervertébral pour ainsi mesurer la pression au niveau
du noyau du disque et en déduire la force de compression (Nachemson,
1981). Évidemment, cette approche beaucoup trop invasive ne respecte pas
les règles de déontologie de la recherche impliquant des sujets humains et
ne peut être utilisée.
Il est donc nécessaire de se tourner vers une approche indirecte pour
parvenir à estimer les forces internes qui agissent sur le disque
intervertébral. Cette approche fait appel à la modélisation biomécanique
qui permet d'estimer le chargement sur le disque intervertébral et les
diverses contributions des muscles et autres tissus biologiques.
Niveaux de modélisation
La modélisation biomécanique peut se réaliser a différents n i v e a u
En effet, les modèles peuvent S e unisegmentaires, bisegrnentaires, plurisegmentaires ou articulaires. La modélisation peut ètre statique, quasistatique, quasi-dynamique ou dynamique. Un modèle peut représenter un
phénomène en deux dimensions (planaire ou 2D)ou en trois dimensions
(spatial ou 3D). Ainsi, par exemple, un modèle peut ètre plurisegmentaire,
dynamique et tridimensionnel.
La modélisation statique est pertinente lors de l'analyse de postures.
Lorsqu'un mouvement est réalisé, comme dans Le cas lors de la
manutention, un modèle dynamique s'avère plus adéquat En effet, la
présence de mouvements introduit,selon Chaffin et Andeason ( 1991), deux
types de complexité auxquels un modèle statique n'est pas en mesure de
répondre. Premièrement, la cinématique du mouvement doit être décrite, ce
qui implique que la direction du déplacement des segments doit être
mesurée, de même que leur vélocité et accélération pour toute la durée du
mouvement Deuxièmemenf la cinétique du mouvement doit être décrite
en considérant toutes les forces agissant sur les segments. Lors d'une
condition dynamique, des forces inertielles non négligeables sont produites
par les changements de vélocité et de direction du mouvement- Ces forces
inertielles sont le résultat de l'accélération et de la décélération des
segments corporels et de I'application de la deuxième loi de Newton
(F=ma). Donc, l'analyse d'un mouvement, si simple soit-il, tire avantage à
être réalisée à l'aide d'un modèle dynamique pour pouvoir tenir compte des
forces inertielles qui s'ajoutent aux autres forces (internes et externes) qui
agissent sur le corps humain. En fait, l'utilisation d'un modèle statique
pour l'analyse d'un mouvement provoque une sous-estimation des forces et
moments agissant sur les articulations (McGill & Norman, 1985).
Pour ce qui est de l'utilisation d'un modèle planaire (2D) ou d'un
modèle tridimensionnel (3D),le choix dépend également du type de posture
ou de mouvement a analyser. Lorsque la tâche est effechiée dans un seul
plan, par exemple dans le plan sagittal, I'utilisation d'un modèle 2D est
adéquate. Toutefois, lorsque la tâche à analyser en réalisée dans plus d'un
plan, par exemple une manutention asymétrique de charges, l'utilisation
d'un modèle 3D est essentielle. Ainsi. Chaffin et Andenson (1991)
mentionnent que dans certains cas où une personne n'utilise qu'un seul bras
pour soulever, tirer, ou pousser un objet, les forces externes agissant sur le
corps doivent être traitées en trois dimensions. De même, les tâches et
positions asymétriques impliquant des rotations, des positions de pieds ou
de mains asymétriques et des charges externes asymétriques doivent être
analysées à l'aide de modèle 3D. De plus, il semble plausible de croire que
même une tâche qui semble purement symétrique, comme la manutention
d'une charge dans le plan sagittal. peut comporter des composantes
cinématiques et cinétiques non négligeables qui sont hors du plan principal
du mouvement (Gagnon & Gagnon, 1991; Gagnon, Mercier & Larivière,
1995). L'utilisation de modèles 3D semble donc des plus pertinentes dans
ces cas aussi.
Modèles segmentaires
Les modèles segmentaires permettent le calcul des forces et
moments nets agissant sur les articulations. Ainsi, lors de I'utiIisation d'un
modèle mdtisegrnentaire l'analyse débute au point d'application du
chargement externe (souvent les mains) et se poursuit en séquence, en
résolvant les équations d'équilibre pour chaque segment du corps jusqu'au
segment d'intérêt ( C h a n et Andersson, 1991). Les calculs sont basés sur
des principes simples de physique mécanique qui permettent de déterminer
les forces et moments nets à chaque articulation unissant les différents
segments du modèle. L'exemple classique du modèle segmentaire est celui
développé par Chaffin ( 1975).
Ceci rend possible l'étude des différentes variables qui affectent les
forces et moments nets à chaque articulation lors de manutention de
charges. Les variables identifiéesjqu'à maintenant comme ayant une
influence sur les moments nets sont : la masse et les dimensions de l'objet
manipulé (Freivalds, Chaffin, Garg & Lee, 1984), la position des segments
du corps et du tronc (Chaffin & Andersson, 1991), pour les modèles
statiques. Les modèles dynamiques permettent d'ajouter l'influence de la
vitesse du mouvement, de I'accélération, du type de mouvement
(soulèvement vs abaissement), du plan de mouvement, de l'asymétrie de
mouvement (Gagnon & Gagnon, 1992; .Eiger. Luttmann & Laurig, 1991) et
de l'inertie (Chaffin & Andenson, 1991).
La principale limite des modèles segmentaires est qu'ils ne donnent
aucune information sur les chargements internes sur les muchireS. Ils
donnent cependant des indications intéressantes sur l'action des muscles si
la coactivation musculaire est négligée. Ainsi, pour en savoir davantage sur
la façon dont les muscles résistent au chargement externe, donc sur Ia nature
des forces internes produites, il est nécessaire d'utiliser les modèles
articulaires. l1 a été démontré, par les modèles multisegmentaires, que
d'importants moments étaient créés autour des articulations lombaires los
de soulèvements de charges lourdes. Ainsi. il devient intéressant de
connaître la nature des forces internes développées pour résister à ces
grands chargements nets (Chaffin & Andersson, 1991 ).
Modèles articulaires
Les modèles articulaires permettent de calculer les forces internes
agissant sur les structures articulaires. Pour ce faire, il est nécessaire de
connaître les lignes d'action et points d'application des muscles et tendons
agissant à l'articulation modélisée ainsi que l'arrangement géométrique de
la surface articulaire d'intérêt (Chaffin & Andersson, 1991). 11 est donc
important de considérer les données anthropométriques des sujets pour
utiliser ce type de modélisation. Les calculs effectués dans un modèle
articulaire reposent sur l'hypothèse que la force d'un muscle est
proportionnelle à la surface de sa section physiologique (Mirka & Marras,
1993).
Les niveaux lombaires vertébraux les plus souvent modélisés sont
I'articulation entre la cinquième vertèbre lombaire (L5)et la première
vertèbre sacrée (S 1), communément appelée I'articulation LYS I ;
i'articulation entre les quatrième et cinquième vertèbres lombaires, soit
l'articulation L4/L5; l'articulation L3R.4, soit l'articulation entre les
troisième et quatrième vertèbres lombaires. Le choix des deux premières
articulations est justifié par le fait que 95% des hernies discales affectent, a
des fréquences relativement égaies, les articulations L4L5 et LYS 1
(Armstrong, 1965; Knisen, Ellwood & Koale, 1965; Smith, Deery &
Hagman, 1944 cités dans Chaffin & Andersson, 1991). De plus, étant donné
que le disque intervertébral L5/S1 subit le plus grand moment de force lors
du soulèvement d'une charge à cause de la longueur importante de son bras
de levier relatif à l'objet manipulé et qu'une plus grande partie du tronc est
au-dessus de LWSI par rapport a L4L5, ce niveau vertébral est
fréquemment choisi pour représenter le stress subi par la colonne vertébrale
lombaire lors de soulèvements de charges (Chaffin & Andenson, 1991). Le
modèle lombaire développé par Schultz et Andersson ( 1981) est m exemple
de modélisation du niveau L3L4. Plus précisément, ce modèle coupe le
tronc dans le plan transverse au niveau de l'articulation L3.
Selon Chaffin et Andersson ( 1991), un des premiers modèles
statiques planaires de la colonne lombaire est proposé par Morris, Lucas, et
Bressler en 1961. Ce genre de modèle permet la mise en lumière des
grandes forces de compression sur les disques intervertébraux qui sont
développées Ion du soulèvement de charges. Le modèle original de Moms
et al. (196 1) est ensuite amélioré par Chaffin (1975) en se basant sur
plusieurs données anthropométriques de cadavres. Dans le modèle de
Chaffin (1975), la seule source interne de production de force pour résister
au chargement externe provient de l'action des muscles spinaux (erector
spinae). Ces muscles sont des extenseurs de la colonne qui ont une ligne
d'action parallèle à la force de compression qui agit sur le disque. Selon
I'hypothèse de l'auteur, leur ligne d'action est située à une distance
perpendiculaire de 5 cm du centre du disque intervertébral (LS/S 1).
Ce dernier type de modèle est limité par différents facteurs.
Premièrement, le fait de considérer seulement deux dimensions et d'être un
modèle statique fait en sorte que certaines forces internes sont sous-
estimées et que le modèle est limité à des soulèvements dans le plan
sagittal. Deuxièmement, les muscles antagonistes, notamment les muscles
abdominaux, ne doivent pas être actifs durant le soulèvement. Donc, ce
genre de modèle suppose que le phénomène de coactivation musculaire est
absent. Or, il est désormais démontré qu'au cours de soulèvement de
charges et d'exécution de mouvements du tronc, le phénomène de
coactivation se manifeste (Granata & Marras, 1993). Admettre que la
coactivation musculaire est négligeable dans un modèle lombaire fait en
sorte que les forces de compression et de cisaillement sur la colonne sont
sous-estimées (Granata & Marras, 1993; Granata & Marras' 1995).
II s'avère donc nécessaire de développer davantage des modèles
articulaires qui considèrent ['activité antagoniste et la coactivation dans une
perspective tridimensionnelle. Ainsi, Schultz et Andersson ( 198 1),
suggèrent un modèle tridimensionnel statique qui permet l'analyse des
forces internes présentes a I'artïcdation L5lS1. En 1988, Bean, Chaffin et
Schultz proposent une version améliorée de ce modèle (Chaffin, 1988), en
développant une solution par double optimisation, qui tente de minimiser
l'intensité de force musculaire nécessaire et de ce fait, la force de
compression sur le disque. Ce genre de modèle illustre bien pourquoi
certains muscles antagonistes sont actifs durant la manutention asymétrique
de charges. En fait, selon Chaffin (1 988), la coactivation musculaire
produit le moment contraire a celui qui permet de maintenir l'équilibre
tridimensionnef lorsque les muscles agissent dans des directions nonorthogonales. Donc, ce qui peut sembler être une action antagoniste inutile
et coûteuse est probablement plus une action nécessaire pour maintenir la
stabilité de ia coIome vertébrale face aux moments de force autour de trois
axes anatomiques (Chaffin, 1988; McGill & Norman, 1993).
Un autre exemple de modèle lombaire est celui de Ladin, Murthy et
De Luca (1989)' qui minimise la force de compression sur la colonne
vertébrale tout en n'excédant pas un stress musculaire prédéterminé. Ce
modèle, limité à des chargements en condition statique à ses débuts, est
désormais en mesure de prédire les forces musculaires développées lors de
conditions quasi-statiques (Ladin & Neff, 1992). Ce modèle démontre une
bonne corrélation entre les forces muscdaires qu'il prédit et les mesures de
signaux EMG, surtout lorsque les chargements et les muscles sont
contralatéraux les uns par rapport aux autres. Les résultats sont moins bons
pour les muscles ipsilatéraux La principale lacune du modèle du groupe de
Ladin est sans aucun doute sa limitation a des conditions statiques et quasistatiques de chargement. De plus, il ne considère que les chargements dans
deux plans, les plans frontal et sagittal. Il ne considère pas les chargements
provoqués par une rotation axiale.
Toutes les tentatives de modélisation lombaire font face au problème
de la prédiction des forces développées par les muscles du tronc pour
résister au chargement externe. L'utilisation de l'optimisation pour
solutionner mathématiquement ce problème requiert une fonne de
validation. Une façon de répondre à cette question est d'utiliser I'EMG. En
effet, Chaffin (1988) mentionne qu'il est nécessaire de développer une
variété de solutions basées sur l'optimisation et de procéder a la validation
de la capacité du modèle à estimer les forces musculaires en comparant
l'estimation des forces musculaires aux données d'activation EMG
recueillies en laboratoire. 11 souligne également le besoin de développer des
modèles dynamiques et tridimensionnels de la colonne lombaire. Les
mouvements dynamiques complexes semblent impliquer de grandes
variations de coactivation musculaire, telles qu'estimées par EMG, qui sont
difficiles à reproduire à l'aide de I'optimisation (McGill & Norman, 1993).
Les différents modèles dcuiaires sont tous limités par diverses
suppositions. Ainsi, les modèles 2D dits à un seul muscle équivalent
admettent que la force interne résistant au chargement externe à une
articulation donnée est produite par un seul muscle. Or, la majorité du
temps, plusieurs muscles se partagent l'action nécessaire pour contrer le
chargement externe. De plus, de simples changements de posture font en
sorte que certains muscles devie~enttrès actifs ou peu actifs (Chaffin &
Andersson, 1991). Il faut également noter que la longueur des bras de levier
des différents muscles agissant autour de I'articuiation varie en fonction des
variations d'angle entre les segments adjacents à cette même articulation.
De plus, la relation tension-longueur qui conditionne la force d'un muscle
est aussi influencée par les changements de position des segments. Ces
phénomènes remettent donc en question la pertinence ou la validité de ce
genre d'hypothèse simplificatrice.
Le problème majeur de la modélisation articulaire est celui des
forces musculaires redondantes ( C h a n ai Andersson, 1991). La
possibilité de l'action de plus d'un muscle pour équilibrer le même
chargement interne fait que plusieurs lignes d'action et points d'application
doivent être considérés dans l'analyse. L'analyse se complique encore plus
lorsque l'angle de l'articulation change. Ce qui suMent est que le système
contient plus de forces musculaires d'amplitudes inconnues que d'équations
indépendantes, ce qui rend impossible la détermination d'une solution
unique (Chaffin & Andersson 1991). Les différentes approches pour
résoudre ce problème sont par solution (1) mathématique optimale,
(2) physiologique et (3) physiologique optimale.
Solution mathématisue ootimale. La solution mathématique
optimale d'un modèle articulaire suppose que le corps tente d'optimiser
(maximiser ou minimiser) une fonction particulière. Un exemple est la
minimisation de l'activité musculaire totaie, donc la minimisation de
l'activité de chaque muscle contribuant au mouvement (Bean et al., 1988).
L'optimisation peut se faire de façon linéaire ou non linéaire. Cependant,
en plus de reposer sur plusieurs hypothèses, cette solution anive rarement à
représenter concrètement l'activité réelle d'un muscle. Cette solution a par
contre l'avantage de pouvoir considérer tous les muscles agissant à une
articulation. Le problème le plus important de l'optimisation est le choix du
critère à optimiser (McGill & Norman, 1993). En effek il est impossible de
dire si le corps humain tente de minimiser le stress articulaire, le travail
musculaire, la fatigue, ou tout autre fonction Le critère peut changer durant
l'exécution d'une même tache et peut être influencé par des conditions
comme le confort, la fatigue, ou la présence d'une blessure (McGiII &
Norman, 1993).
Solution ohvsiologiaue. La solution physiologique consiste à utiliser
le signal myoélectrique (EMG) pou. quantifier le niveau d'activation des
muscles agissant à l'articulation modélisée. Cette technique permet
d'obtenir une représentation plus juste de l'activité des muscles agissant
dans une situation donnée. Le signal EMG est transformé (normalisé et
pondéré avec un facteur de gain) avant d'être utilisé dans des équations
permettant de partiîionner la force produite par chaque muscle. L'avantage
principal de la solution physiologique est sa représentation plus juste de ce
qui se passe au niveau musculaire Ion de la production d'une force interne.
Cependant, plusieurs problèmes surviennent dans I'établissement de
relations entre la force et le signal EMG.
Solution phvsioloeiaue ootimale. La solution physiologique
optimale est une solution hybride qui combine les avantages des solutions
physiologique et optimale. Les données enregistrées à l'aide de L'EMG sont
combinées à des équations mathématiques d'opamisation pour représenter
les forces internes qui résistent au chargement externe (Cholewicki &
McGill, 1994; Cholewicki, McGill& Norman, 1995). L'article de
Cholewicki et ai. ( 1995) décrit en détail la solution physiologique optimale
qui consiste en une correction appliquée aux forces musculaires calculées à
partir de !'enregistrement de signaux EMG, dans le but de satisfaire
simultanément les trois contraintes d'équilibre des moments.
L'optimisation des auteurs minimise l'activité musculaire et, bien que leur
approche ne soit appuyée par aucune base physiologique, elle semble
donner le meilleur agencement entre les patrons d'activités EMG observés
physiologiquement et les forces musculaires prédites, tout en satisfaisant les
contraintes d'équilibre des moments. La pertinence de I'utilisation de
l'approche physiologique, c'est-à-dire de I'EMG, est donc jum'fiée et sera
décrite plus en détail dans les prochaines sections. En outre, pour plus de
détails sur les solutions expliquées précédemment il est possible de
consulter Mirka et Marras (1993).
En réalité, il n'existe aucune méthode directe pour valider la
prédiction des forces musculaires par un modèle articulaire. Une validation
directe nécessite la comparaison des forces prédites par le modèle et des
forces mesurées directement, ce qui ne peut se faire sur des sujets humains
pour des raisons évidentes de déontologie (Cholewicki et al., 1995). Ces
auteurs ont cependant démontré que les solutions physiologique et
physiologique optimale contiennent toutes deux une validité biologique. En
effet, avec l'utilisation de ces deux solutions lors de modélisation
articulaire, on note une certaine validité lorsque les muscles investigués
démontrent une activité EMG durant une tâche et que parallèlement le
modèle prédit une force pour ces mêmes muscles (Cholewicki et al., 1995).
Schultz et Andersson (1981), ont de leur côté validé leur modèle en
comparant les forces musculaires prédites par le modèle à l'activité EMG
des muscles et en comparant les forces de compression prédites par le
modèle lors de différentes situations a celles enregistrées directement par
une aiguille instrumentée insérée dans le noyau du disque intervertébral
(Andersson, Ortengren & Schultz, 1980; Schultz, Andenson, Ortengren,
Bjork & Nordin, 1982; Schultz Andersson, Ortengren, Haderspeck &
Nachemson, 1982; Schultz, Haderspeck, Wanvick & Portillo, 1983). Ces
études de validation ont toutes démontré de bonnes corrélations entre les
forces mesurées et les forces prédites, tant au niveau des forces musculaires
que de la force de compression à L3.
Notions d'électromvoemr>hie
Le signal EMG enregistré a l'aide d'électrodes de surface ou
implantées, représente la somme de tous les potentiels d'action de toutes les
unités motrices a proximité de l'électrode (Basmajian & De Luca, 1985).
Une unité motrice est constituée d'un motoneurone et de toutes les fibres
musculaires innewées par ce dernier. Lonqu'un motoneurone est
dépolarisé soit par stimulation externe ou par une commande du système
nerveux, un potentiel d'action est créé et se propage le long de l'axone
jusqu'à ce qu'il soit transmis aux fibres musculaires innervées par le
motoneurone. Toutes les fibres musculaires sont à leur tour dépolarisées,
créant du même coup un potentiel d'action au niveau de chaque fibre. C'est
justement la contribution de tous les potentiels d'action, non seulement
d'une unité motrice, mais de toutes les unités motrices situées à proximité
de l'électrode qui est enregistrée et qui forme le signal EMG.
Deux phénomènes modulent le signal EMG (le niveau d'activation).
Ce sont la variation du taux de sollicitation des unités motrices ainsi que la
variation du recrutement d'autres unités motrices.
La force produite et le signal EMG sont deux variables différentes,
puisque l'enregistrement du début de l'augmentation du signai EMG
précède toujours te début de l'augmentation de la force produite lors d'une
contraction musculaire. Il y a un délai (délai électro-mécanique) entre le
signal électrique et la production du phénomène mécanique. Ce phénomène
mécanique se manifeste par la production de force et/ou de mouvement
Cependant, la raison principale de l'utilisation de I'EMG en
biomécanique est la prediction de la tension musculaire (Chaffin &
Andersson, 1991). Ceci n'est possible que si une relation existe entre la
force et I'EMG. R est bien connu que, dans des conditions domees, lorsque
la valeur du signal EMG augmente, la force augmente également. Ce qui
est moins corn4 c'est la nature de la relation force-EMG. Selon Basmajian
et De Luca (1985)' lors de contractions isométriques, les chercheurs
rapportent presque sans exception une relation linéaire ou une augmentation
plus que linéaire du signal EMG avec l'augmentation de la force. La
relation est quasi-linéaire pour les petits muscles de la main et non Linéaire
pour les plus gros muscles des membres. II est donc possible, dans certaines
conditions, à partir du signal EMG et à l'aide de différents calculs,
d'estimer la tension ou la force produite par le muscle.
Plusieurs facteurs affectent la relation force-EMG. L'acidité, la
fatigue du muscle, la température du muscle, la typologie, L'état
d'entraînement du muscle, la longueur du muscle et la vitesse de
contraction du muscle ont tous une influence sur la relation entre la force
produite et le signal EMG (Basmajian & De Luca, 1985). De plus, si la
relation semble assez valide lors de conditions isométnques, les conditions
impliquant des mouvements compliquent la situation. Ceci est surtout dû a
la relation entre la force et la longueur du muscle ainsi qu'au changement
de patrons de recrutement en condition dynamique (Basrnajian & De Luca,
1985; C h a f i & Andersson, 199 1). Le type de contraction musculaire
infiuence égaiement la relation force-EMG. Winter (1990)rapporte deux
études du groupe de Komi (Korni (1973) et Komi, Kaneko & Aura (1987))
qui démontrent qu'une contraction miornétrique nécessite davantage
d'activations EMG qu'une contraction pliométrique. En contraction
pliométrique, aussi appelée concentrique, le muscle se raccourcit, tout en
produisant une force supérieure à la résistance. En contraction
miornétrique, aussi appelée excentrique, la résistance est supérieure a la
force produite par le muscle qui s'allonge tout en produisant de la tension.
Par cette contraction, on s'oppose habituellement à la force de gravité (Mc
Ardle, Katch & Katch, 1987).
Utilisation de 1'e~ectromvogra~hie
L'EMG permet de quantifier le niveau d'activation des muscles du
tronc lors de toute tache et de tout mouvement. Fréquemment, 17EMG sert
à la validation de modèles à solution mathématique optimale en comparant
les mesures s'activation musculaire avec les forces optimales estimées par
le modèle. L'EMG est aussi utilisée comme information d'entrée dans
certains modèles. Effectivement, après certaines transformations
numériques, les données foumies par I'EMG peuvent servir à identifier la
contribution de chaque muscle au moment produit à une articulation
(McGill & Norman, 1993). Un exemple de modèle assisté par I'EMG est
d'ailleurs celui que ces demiers auteun ont développé (McGill & Norman,
1986). Ce modèle estime les forces produites par les muscles, les
ligaments, et l'aponévrose lombaire, et celles supportées par le disque
intervertébral lors de tâches dynamiques de manutention de charges. Ce
modèle, planaire dans sa version originale, est désormais utilisé pour
analyser les mouvements en trois dimensions.
L'EMG permet de faire des liens entre le niveau d'activation
musculaire et les données de cinématique et de cinétique recueillies pour
une tâche donnée. Cette information complémentaire lors de l'analyse
biomécanique de manutention de charges permet d'individualiser les
patrons de chargement d'un sujet donné. En effet, la variabilité inter-sujets
et intra-sujet dans les patrons d'activation musculaire pour des tâches ayant
la même cinématique et produisant les mêmes moments nets articulaires
peut être accomodée par un modèle dont la solution physiologique est basée
sur I'EMG mais non par une solution mathématique optimale (McGill &
Norman, 1993; Mirka & Marras, 1993). La solution mathématique optimale
ne peut démontrer la contribution individuelle de chaque muscle et de
chaque structure impliqués pour un individu donné parce que l'information
sur les stratégies musculaires réelles ne lui est pas fournie.
Orientation des recherches actuelles
L'EMG est utilisée daos plusieurs secteurs de la recherche sur les
maux de dos et la manutention, et plusieurs auteurs utilisent I'EMG comme
intrant dans leur modèle @olan & Adams, 1993; Granata & Marras, 1993;
McGill, 1991; Pope et al., 1986; Thelen, Schultz, Fassois & Ashton-Miller,
1994). Le signal des différents muscles impliqués à l'articulation est relié, à
l'aide de différentes équations qui établissent une relation entre la force et
I'EMG, à la force produite par ce muscle pour résister au chargement
eaeme. Ces recherches permettent de mettre en lumière la contribution
relative des différents muscles pour produire le moment net. 11 devient ainsi
possible de comparer différents types de mouvements et différentes
positions. Les mouvements d'extension symétriques (Dolan & Adams,
1993) et asymétriques (Granata & Marras, 1993), de rotation axiale
(McGill, 1991; Pope et al., 1986), de même que les soulèvements
symétriques de charge (Dolan & Adams, 1993) sont entre autres investigues.
Les efforts isométriques de flexion, d'extension, de flexion latérale et de
rotation axiale du tronc sont aussi étudiés (Thelen et al., 1994).
Un autre domaine d'intérêt consiste a utiliser I'EMG pour étudier les
patrons musculaires générés Ion de différents types de chargement du tronc.
Les chargements d'intérêt sont sous fome de mouvements du tronc (Marras
& Mirka, 1990; Marras & Mirka, 1992; Tan, Parnianpour, Nordin, Hofer &
Willems, 1993)-de différents types d'efforts isométriques (Ladin et al.,
1989;Ladin, Murthy & De Luca, 1991;Pope, Svensson, Andeason, Broman
& Zeîîerberg, 1987; Seroussi & Pope, 1987; Vhk, van der Velde &
Verbout, 1988)' quasi-statiques (Ladin & Neff, 1992) et de différentes
formes de manutentions (Leskinen, Stalhammar & Rautanen, 1992;
Sommerich & Marras, 1992; Vakos, Nitz, Threikeld, Shapiro & Horn, 1994;
Yates & Kmowski, 1992). L'influence d'un chargement soudain du tronc
sur les stratégies musculaires est aussi étudiée (Lavender, Mamis & Miller,
1993).
Les muscles du tronc les plus couramment investigués dans la
littérature sur la manutention et les aaux de dos sont, du côté dorsal, les
muscles spinaux (principaux extenseurs du tronc) de même que la portion
lombaire des grands dorsaux. Du côté ventral, les muscles considérés sont
le grand droit de l'abdomen, les obliques externes, ainsi que les obliques
internes. il faut noter que les côtés gauche et droit de ces muscles sont
considérés. Certains auteurs commencent également à s'intéresser aux
muscles agissant à l'articulation de la hanche et à leun patrons d'activation
Ion de soulèvement de charges (Looze, Toussaint, van Dieén & Kemper,
1993; Paquet, Malouin & Richards, 1994; Vakos et al., 1994). En plus des
muscles du tronc, ces auteurs regardent le comportement des grands fessiers
et des ischio-jarnbiers.
Ces études visent à mieux comprendre les patrons musculaires
employés par les sujets lors de différents types de mouvements ou pour
différentes modalités de chargements du tronc. Elles rendent possible la
détermination des muscles les plus actifs lors d'une situation donnée. Des
séquences types d'activation peuvent donc être identifiées. De plus,
I'influence de différentes variables sur ces séquences types d'activation
musculaire devient possible. Notamment, Tan et ai. (1993) démontrent que
plus Ie tronc est incliné lors d7eEortsisométriques d'extension plus les
muscles spinaux et les grands dorsaux sont actifs. Seroussi et Pope ( 1987)
indiquent également que l'activité des muscles spinaux augmente en
fonction de I'augrnentation du moment dans le plan sagirtal. Vakos et al.
( 1994) illustrent deux patrons rnuscuhires différents en fonction de la
posture de la colonne lombaire Ion du soulèvement de charges. Les deux
patrons musculaires présents, et ce indépendamment de la posture lombaire,
sont un patron des extenseurs de la hanche (grands fessiers, biceps
fémoraux, semi-tendineux) et un patron des muscles du tronc (grand droit
de I'abdomen, obliques de l'abdomen, muscles spinaux, grands dorsaux).
Pope et al. (1987) démontrent quant à eux l'influence de la prérotation du
tronc lors d'efforts en torsion. Des auteurs étudient même la subdivision
fonctionnelle des muscles spinaux (Vinket al., 1988). Par ailleurs, Marras
et Mirka (1990) montrent l'influence de l'asymétrie de mouvement et de
l'accélération sur l'activation des muscles du tronc, alors que ces deux
mêmes auteurs en 1992, démontrent l'influence de la vitesse du mouvement
et du niveau de torque produit sur l'activation des muscles du tronc.
Des recherches de ce genre rendent de grands services a l'industrie
en mesurant les différences au niveau de I'amplitude et des patrons
d'activation EMG des muscles du tronc lors de l'exécution de différentes
tâches. Ainsi, des études sur les différences de patrons musculaires lors de
taches de manutention en position assise et en position debout (Yates &
Karwowski, 1992) et sur des rythmes diffërents de manutention (Leskinen et
al., 1992) sont réalisées. Ces études démontrent que la manutention de
charges en position assise provoque une plus grande activation des muscles
du dos que la manutention de charges en position debout. Par contre aucune
différence significative n'est observée entre différents rythmes de travail de
manutention au niveau de l'activation des muscles du tronc.
Ces études sur les patrons de recrutement musculaire permettent
d'identifier des séquences types d'activation des muscles du tronc.
Plusieun études sont menées dans le but de comparer les patrons
musculaires utilisés par des gens dits normaux a des sujets souffrant de
lombalgie (Ahern, Follick, Council, LaserWolston & Litchman, 1988;
Arena, Sherman, Bruno & Young, 1991; Cassisi, Robinson, O'Conner &
MacMillan, 1993; Cooper, Stokes, Sweet, Taylor & Jayson, 1993; Nouwen,
Van Akkerveeken & Versloot, 1987; Paquet et al., 1994; Roy, De Luca &
Casavant, 1989).
Certaines études montrent des différences significatives entre des
sujets lombalgiques et des sujets normaux. Notamment, Nouwen et al.
(1987) mentionnent que lors de mouvements du tronc, les patrons
d'activation des muscles spinaux et abdominaux different entre les deux
groupes en flexion seulement. Toujours pour des mouvements du tronc,
Ahem et al. (1988) mentionnent que les sujets lombalgiques démontrent des
niveaux plus faibles d'activation EMG que les sujets normaux et ce malgré
le fait que lors d'un test en position debout et immobile, aucune différence
n'est observable quant au niveau d'activation des muscles spinaux des
sujets des deux groupes. Ahern et al. (1988) expliquent cette différence par
la plus faible étendue de mouvements mesurés chez les sujets lombalgiques.
Paquet et al. (1994) démontrent également des différences entre les patrons
d'activation des muscles spinaux des sujets lombalgiques et des sujets sains,
lors de mouvements de flexion-extension du tronc dans le plan sagittal. Les
sujets sains démontrent un patron d'activation EMG des muscles spinaux
qui est biphasique, c'est-à-dire que ces muscles sont actifs lors de la flexion
vers l'avant du tronc, silencieux à la fin de la flexion, puis finalement
redeviennent actifs pour effectuer l'extension du tronc. Le patron
d'activation EMG des muscles spinaux des sujets lornbalgiques est au
contraire monophasique, aucune relaxation n'étant présente à la fin de la
flexion.
Lors d'efforts isométriques d'extension, des sujets souffrant de
douleurs lombaires chroniques produisent des moments de force et des
niveaux d'activation EMG des muscles spinaux plus bas que ceux des sujets
sains, et ce pour tous les angles de flexion testés (Cassisi et al., 1993). De
même, les muscles spinaux de sujets lombalgiques se fatiguent plus
rapidement lors de contractions isométriques soutenues (Cooper et al.,
1993; Roy et al., 1989).
Toutes ces études tentent de mettre en lumière les principales
différences entre des sujets lombalgiques et des sujets sains, afin de mieux
comprendre les mécanismes qui peuvent être associés ou responsables des
lésions au bas du dos.
D'autres étucies s'intéressent au phénomène de fatigue des muscles
spinaux Ion de differentes tâches (Roy, De Luca & Schneider, 1986;
Thompson & Biedermann, 1993; van Dieën, Toussaint, Thissen & van de
Ven, 1993). L'utilisation de l'analyse du spectre de puissance du signal
EMG permet de quantifier la fatigue musculaire. II a été démontré que le
spectre de puissance du signal EMG subit un déplacement vers les basses
fréquences lors d'une contraction musculaire soutenue (Roy et al., 1986).
La fatigue musculaire localisée des muscles spinaux résultant de
manutention répétitive de charges peut contribuer a I'occurrence de
lombalgie (van Dieën et al., 1993). Ces études sont donc entreprises pour
tenter de mieux comprendre et de mieux quantifier la fatigue des muscles
spinaux Certains chercheurs ont même développé un système d'analyse
des muscles du dos qui permet I'identification de sujets lombalgiques et de
sujets sains à partir des caractéristiques des signauxEMG de leurs muscles
spinaux Ion de contractions isométriques fatigantes (De Luca, 1993; Klein,
Snyder-Mackler, Roy & De Luca, 1991; Roy, D e Luca, Snyder-Mackler,
Emley,Crenshaw & Lyons, 1990).
L 'électromyographie permet également la réalisation d'études de
terrain. Dans certains cas, I'EMG sert a l'analyse ergonomique de tâches ou
de situations rencontrées dans l'industrie. Ainsi, des études sur l'utilisation
d'une foreuse manuelle (jackleg drill) (Lavender & Marras,1W O ) , sur
l'influence de la hauteur du mur lors de travail de briquetew (Luttmann,
Jager & Laurig, 1991)' de m ê m e que sur l'effet de différentes positions
assises sur l'activation EMG des muscles spinaux lors de vibrations
(Zimmermann, Cook & Goel, 1993) sont des exemples de recherches qui
utilisent L'EMG comme outil d'anaiyse. L'étude de Lavender et Mamu
(1990) démontre que certaines tâches réalisées lors de l'opération d'une
foreuse manuelle comportent des risques de blessures au dos car elles
surchargent les muscles du rronc; par contre I'ajout d'une poignée sur fa
foreuse diminue ces risques. De même,l'analyse électromyographiquede
la tâche de briqueteurs démontre que plus la hauteur du mur de briques
augmente plus le niveau d'activation des muscles spinaux augmente
(Luttmann et al., 1991). Finalement, la position assise avec le tronc non
supporté et incliné vers l'avant provoque une plus grande activation des
muscles spinaux que les positions assises en position neutre et inclinée vers
I'arrière. L'influence de vibrations sur les muscles spinaux est égaiement
dépendante de la position du tronc (Zimmermann et al., 1993).
Cependant, une des contributions majeures de L'EMG dans l'étude
de la problématique des maux de dos est de permettre l'analyse de la
coactivation musculaire.
Problématique de la coactivation musculaire
Il semble clair que la coactivation musculaire fait augmenter le
chargement lombaire mais ses mécanismes ne sont pas encore compris
parfaitement Or, la sede fqon de considérer la présence de la coactivation
musculaire dans I'analyse biomécanique du chargement lombaire est
d'utiliser I'EMG. Cette technique di mesure est, à date, la seule à permettre
I'enregstrement d'informations sur les niveaux d'activation et les patrons
d'activation musculaires.
L'étude du phénomène de la coactivation sous-tend un certain
nombre de problèmes techniques encore non résolus. Ainsi, bien qu'il soit
admis que la coactivation est présente Ion de manutention asymétrique de
charge (ChaKin, 1988; Granata & Marras, 1993; Lavender, Tsuang, Hafezi,
Andenson, Chaffin & Hughes, 1992 ), la raison de sa présence n'est pas
toujoun claire. il devient parfois compliqué de déterminer quelle activité
musculaire contribue au moment de force produit et quelle activité
musculaire sert a stabiliser le tronc.
L'arrangement anatomique des muscles du tronc amène un autre
problème, soit celui de l'identification des muscles agonistes et antagonistes
lors de certaines tâches (Lavender, Tsuang, Andersson, Hafezi et Shin,
1992). Comme exemple, ces auteurs mentionnent le fait que certains
muscles du tronc peuvent ê e agonises lonqu'ils résistent a un moment
dans le plan sagittal et être antagonistes lonqu'ils résistent au même
moment dans le plan fiontal. McGill(1991) donne un autre exemple en
mentionnant qu'aucun muscle du tronc n'est spécifiquement conçu pour ne
produire que le mouvement de rotation axiale car ce mouvement est couplé
a un moment de flexion latérale ou a un moment dans le plan sagittal ou a u
deux.
Différentes études sont réalisées dans le but de mieux comprendre le
phénomène de la coactivation. Ainsi, Lavender, Tsung, Hafezi, Andersson,
Chaffin et Hughes (1992) proposent une façon de quantifier la coactivation
muscuiaire. Une fois qu'un muscle est considéré comme actif lors d'une
tâche donnée, la notion d'activité relative d'un muscle est proposée.
L'activité relative d'un muscle est définie comme la proportion de l'activité
de ce muscle dans l'activité musculaire totale (obtenue par la somme des
muscles actifs) dans une direction de chargement donnée.
Lavender et ai. (1992) vérifient l'influence de la direction et de
l'amplitude du chargement externe sur le tronc, de même que l'influence de
la posture du tronc sur la coactivation. Ainsi, peu de coactivation est
présente lorsqu'un chargement est appliqué antérieurement jusqu'à un angle
de 45" hors du plan médiosagittai du tronc. Toutefois, lorsque la direction
du chargement externe est supérieure à 45' la coactivation devient
significative. L'amplitude du chargement externe a très peu d'effets sur la
coactivation musculaire comparativement à sa direction. Marras et Mirka
( 1990) démontrent égaiement que la coactivation musculaire augmente en
fonction de l'asymétrie et de l'accélération angulaire du mouvement du
tronc. Les résultats de ces études montrent l'aspect coopératif de la
coactivation musculaire, car avec l'augmentation de l'asymétrie et de
l'accélération angulaire, les obliques externes et le grand droit de
l'abdomen augmentent leur activité au moment où les muscles spinaux ont
une baisse d'activités. De plus, ces derniers auteun mentionnent que la
présence simultanée de coactivation et l'augmentation de l'accélération
angulaire peut occasionner un chargement important sur la colonne
lombaire lorsque de grands moments de force sont produits. La coactivation
musculaire augmente aussi en fonction de 17augmentationde la vitesse
angulaire de mouvement du tronc (Marras & Mirka, 1992). En outre,
Ionque le tronc est dans une posture de rotation axiale, la coactivation
musculaire augmente. Lorsqu'en plus un chargement en flexion est imposé
au tronc, la direction du chargement a davantage d'influence sur la
coactivation musculaire que l'amplitude du chargement externe (Lavender,
Tsuang & Andersson, 1993).
L'influence de la posture du tronc sur la coactivation musculaire est
également démontrée en position de flexion (Lavender, Trafimow,
Andersson, Mayer & Chen, 1994). Cette dernière étude montre que si le
tronc est en position fléchie et qu'un chargement en flexion lui e n imposé,
les muscles antérieurs du tronc, donc les muscles abdominaux, ne sont pas
actifs pour stabiliser le tronc comme c'est le cas lorsque le même
chargement est appliqué au tronc en position verticale, c'est-à-dire debout
En flexion, la coactivation se fait surtout entre les muscles postérieurs du
dos, soit les muscles spinaux et les grands dorsaux des côtés gauche et droit
(Lavenderet al., 1994).
Un des derniers développements dans la recherche sur la coactivation
est le modèle publié par Mirka et Marras ( 1993). En effet, ces auteurs
proposent un modèle stochastique de la coactivation des muscles du tronc
los de mouvements de flexion. À partir de résultats obtenus
expérimentalement à l'aide de dynamométne et d'EMG, une base de
données sur l'activité des muscles du tronc lors de différentes conditions est
formée. Selon le principe que les muscles spinaux sont les principaux
responsables du chargement en flexion les auteurs spéculent sur la
coactivation des autres muscles du tronc a partir des informations sur
l'activité des muscles spinaux. Les auteurs ont créé un générateur de
signaux EMG, basé sur les paramètres de la tâche (vitesse?inclinaison,
moment de force, etc.) et du sujet, permettant de prédire avec assez de
succès (80%) des valeurs de signaux EMG des muscles du tronc pour
différentes tâches et différents sujets. Ce qui est intéressant est que Mirka
et Marras ( 1993) expliquent l'origine
possible de la coactivation, par la
variabilité de l'activité EMG des muscles spinaux. L'activité des muscles
spinaux modulerait l'activité des autres muscles du tronc pour maintenir
l'équilibre tridimensionnel.
Un autre développement récent est L'optimisation assistée par EMG
que proposent Cholewicki et McGiII (1994) et Cholewicki, McGill et
Norman (1995). Cette nouvelle solution hybride combine les solutions
mathématique optimale et physiologique pour fomer la solution
physiologique optimale. L'application de cette méthode d'optimisation
donne des prédictions de forces musculaires similaires a des estimations
dérivées de la solution physiologique (EMG) avec en plus l'avantage que
toutes les équations d'équilibre mécanique pour les trois axes sont
balancées.
11 est clair que I'EMG est un outil fort utile pour faire progresser la
recherche sur les maux de dos. De plus, son utilité est renforcée par le fait
que I'EMG est a ce jour la seule méthode de mesure qui permette d'obtenir
des informations précises sur les niveaux d'activation et les patrons
d'activation des muscles du tronc,
Énoncé du orobleme
Différentes solutions émergent pour tenter de résoudre le problème de
la redondance musculaire dans la modélisation articulaire. L'utilisation de
I'éiectromyographie pour valider les modèles a solution mathématique
optimale ou comme i n m t dans un modèle à solution physiologique
optimale est incontournable si une meilleure estimation et compréhension
du chargement lombaire sont visées. Ces formes de solutions présupposent
que les informations physiologiques sur le contrôle moteur contenues dans
le signal EMG et l'action des muscles sont reliées, donc témoignent
quantitativement de la façon dont le corps résiste à un chargement externe.
Cette &de se veut donc une recherche de nature exploratoire sur les
informations physiologiques provenant des muscles du tronc Ion de
différentes conditions de chargement externe. Ainsi, les buts de l'étude sont
( I ) de montrer l'effet du type de contraction musculaire sur l'activation des
muscles du tronc, (2) de montrer la symétrie entre L'activation des muscles
des cotés gauche et droit du tronc et (3) de tenter d'établir des relations
entre les forces prédites par un modèle à solution mathématique optimale et
le niveau d'activation EMG des muscles du tronc.
Hvnotheses
Cette étude compte trois grandes hypothèses de recherche. L'étude
veut démontrer pour des tâches de maintien et de déplacement d'une charge
( I ) qu'il y a une différence entre une contraction pliométrique et
miornétrique au niveau de l'activation des muscles du tronc, (2) que
l'activation des muscles du côté gauche du tronc est symétrique à celle des
muscles du côté droit pour des tâches symétriques et asymétriques
opposées, et finalement (3) qu'il existe des relations entre les forces
musculaires prédites et l'activation EMG des muscles du tronc.
Ces trois grandes hypothèses de recherche sont posées pour chacun
des muscles du tronc investigués (muscles spinaux, grand dorsal, grand droit
de l'abdomen, obliques interne et externe}, en utilisant les conditions
expérimentales appropriées pour chaque comparaison
Importance de t'étude
La problématique actuelle des maux de dos dans l'industrie fait état
des nombreux cas de manutention de charge, tâche de travail, mouvement
etlou chargement a nature asymétrique qui augmentent le risque de lésions
chez les travailleurs. L'asymétrie de chargement provoque la présence de
coactivation musculaue. Incidemment, les modèles développés jusqu'à
maintenant sont incapables de prédire correctement la coactivation des
muscles du tronc. Cette étude veut vérifier la présence de coactivation
musculaire lors de différentes conditions de chargement externe du tronc
pour tenter de mieux comprendre le phénomène de même que les
circonstances entraînant son apparition. Ceci doit contribuer (1 ) à améliorer
les modèles lombaires et (2) à produire éventuellement des
recommandations dans le but de réduire les blessures aux dos.
CHAPITRE II
Méthodologie
Les étapes de cette étude visent à évaluer les différentes variables
démontrant qu'il y a une différence entre une contraction pliornétrique et
miornétrique au niveau de l'activation de muscles du tronc, que l'activation
des muscles du tronc du c8té gauche du tronc est symétrique a celle des
muscles du côte droit pour des taches symétriques et asymétriques opposées
et qu'il existe des relations entre les forces musculaires prédites et
I'activation EMG des muscles du troncCe chapitre décrit en détail la façon dont l'étude est réalisée. Plus
précisément, les différentes subdivisions du chapitre décrivent les sujets qui
participent à l'étude, les techniques de mesures utilisées, la procédure
choisie pour le déroulement de l'expérimentation, le traitement des données
dynamiques et électromyographiques et finalement le traitement statistique
utilisé.
S uiets
Cinq étudiants volontaires rémunérés participent à l'étude. Les
sujets sont tous physiquement actifs et répondent aux critères d'inclusion de
sujets sains suivants : (1) examen médical réussi, (2) absence de mal de dos
depuis au moins un an, (3) absence de malformation congénitale, (4)
absence d'intervention chirurgicale, (5) bonne condition physique générale,
(6) absence d'obésité (critère : gras corporel supérieur à 20% de la masse
corporelle; McArdle, et al., 1987) et (7) aucune réponse positive au Q-AAP
(questionnaire sur l'aptitude à l'activité physique; Condition Physique et
Sport amateur Canada, 1986). Les caractéristiques des sujets sont
présentées au tableau 1. Les sujets, en moyenne, sont âgés de 23 ans,
mesurent 1.77 m et leur masse est de 77.6 kg. Le consentement écrit de
chaque sujet est obtenu avant l'expérimentation (formulaire de
consentement en annexe).
Tableau 1
Caractéristiciues des suiets
1
Sujet
1
Movenne:
1
] Taille
1
Masse
(cm)
179.5
(kg)
22
21
25
171.5
t 82.0
171.9
181.5
64
89
23
1177.3 1
26
21
1
2
3
4
5
1
~ g e
87
67
81
.
776
-
1
Techniques de mesures
Cette section décrit les trois techniques de mesures nécessaires a
l'enregistrement simultané des données de cette étude, qui sont la
vidéographie 3D pour les données de position, la dynamométrie pour les
données de force et l'électromyographie pour les données sur l'activation
des muscles du tronc. La description des deux premières techniques de
mesures est un résumé des techniques déjà décrites par Larivière ( 1994)'
tandis que l'électromyographie sera décrite en détail.
Vidéogra~hie3D
Un système vidéographique permet de mesurer les données
tridimensionnelles de position. Le système d'analyse du mouvement
comprend cinq caméras (modèle WV-CL700, Panasonic), cinq
magnétoscopes SuperVHS (modèle AG- 1970P,Panasonic) servant à
l'enregistrement, et cinq unités d'étalonnage temporel (modèle RM-50,
Horita, Mission Viejo, CA). La fréquence d'échantillonnage des caméras
est de 60 trameds (30 imagesis) et leur facteur d'obturation a été fixé à
11250' de seconde. Les enregistrements sont faits sur des bandes SuperVHS
(modèle ST-120, 3M7ST-Paul, MN).
La visibilité des repères anatomiques est accrue griice à un éclairage
spécial composé de 14 néons fluorescents et de deux néons blancs qui
permettent aux sujets de voir suffisamment l'environnement de travail.
Ceci favorise la numérisation automatique des images grâce à un meilleur
contraste. Les repères anatomiques sont peints ou faits de tissu fluorescent
selon Le type de repère utilisé.
La synchronisation du signal vidéo des caméras est assuré par un
mécanisme Gedock qui verrouille quatre des caméras (esclaves) a une
caméra maîtresse. Un code temporel correspondant aux nomes SMPTE
(Society of Motion Pichire and Television Engineers) est enregistré sur la
bande sonore et visuelle des rubans vidéo par les unités d'étalonnage
temporel Horita Comme pour les chéras, quatre unités d'étalonnage
temporel sont verouillées à une unité maîtresse ce qui permet
l'enregistrement simultané du même temps sur chaque bande.
Le calibrage des cinq vues se fait par l'enregistrement vidéo de 24
points de contrôle (balles de golf fluorescentes suspendues à un panneau
rigide attaché au plafond) distribués symétriquement dans un volume de
4.84 rn3(2.24 rn de hauteur, 1.20 rn de largeur et 1.80 m de longueur). Ce
volume englobe tous les segments du sujet Ion des tâches effectuées afin
d'éviter des erreurs de reconstruction 3D causées par la sortie des repères de
cette zone. La position des points de contrôle est mesurée préalablement
avec une exactitude de 1 mm et une précision de 0.5 mm. L'exactitude de
la reconstruction 3D de ces mêmes points de contrôle varie de 2.6 mm a 6.5
mm selon l'axe lorsque les cinq vues sont utilisées.
La numérisation se fait à l'aide d'un système d'analyse vidéo
comprenant un magnétoscope (Panasonic, modèle AG-7350-P), un
ordinateur équipé d'une carte de saisie d'images et d'une carte de contrôle
pour le magnétoscope (Dell, modèle 486DX 33 MHz), un moniteur Sony
PVM-134 1 et logiciel Peak 5.1 (Peak Performance Technologies,
Englewood, CO). Cet équipement permet de déterminer les coordonnées
cartésiennes planaires de chacun des repères pour toutes les images de
chacune des cinq vues. Le mode de numérisation semi-automatique est
utilisé pour la numérisation des repères des tâches expérimentales, du
calibrage du volume de travail, du calibrage anatomique et du calibrage de
la position des plates-formes dynamométriques.
Dvnamométrie
Les forces 3D et leurs points d'application sont mesurés par deux
plates-formes dynamométriques AMTI (Advanced Mechanical Technology,
hc., Newton, MA) placées sous chacun des pieds. Un ordinateur (Dell,
modèle 4861 33 MHz) enregime le signal de force à une fréquence de 300
Hz par l'entremise d'un programme d'acquisition développé au Laboratoire
de biomécanique occupationnelle dans le langage graphique du logiciel
LabVTEW (National Instruments Corporation, Austin, i X ) et d'une carte
AT- M O 16 H à 16 canaux (National Insiruments Corporation, Austin,
TX)et sauvegarde les données sur le disque dur dans un format ASCII pour
leur traitement firtur.
Le niveau d'activation des muscles du tronc est mesuré à l'aide de 12
électrodes de sirrface actives (modèle #DE02, DELSYS hc.,Wellesley,
MA). Chaque électrode a deux surfaces de détection de 1 mm de largeur
par 1 cm de longueur séparées de Icm. Les électrodes renferment un pré-
amplificateur qui amplifie, il la source, le signai EMG de dix fois. Elles ont
également un ratio de réjection en mode commun (CMRR ou cornmon
mode rejection ratio) supérieur a 80 dB. Les électrodes sont placées audessus des muscles d'intérêt de manière a assurer que les barres de
détection soient perpendiculaires au sens des fibres musculaires (Basmajian
&De Luca, 1985).
Le signal EMG est ensuite amplifié (gain = 101) et filtré
analogiquement pour obtenir une bande passante résultante se situant entre
10 Hz et 1000 Hz Le système de conditionnement du signal effectuant ces
dernières opérations (unité Ampli-Filtre) a été développé au Laboratoire de
biomécanique occupationnelle.
L'acquisition se fait interactivement sur un ordinateur (HP, modèle
Netserver LF 66 MHz) par l'entremise d'un programme développé au
Laboratoire de biomécanique occupationnelle dans le langage graphique du
logiciel LabVIEW (National Instruments Corporation, Austin, TX). Deux
cartes amplificatrices diffërentielfes SCXI- 1 140 (National Instruments
Corporation, Austin, TX)contenant huit canaux chacune (gain variable de
1, 10, 100,200,500, ici ajusté à 1) sont reliées à une carte d'acquisition 64
canaux AT-MIû-64F-5 (National instruments Corporation, Austin, ïX; gain
variable de 1,2,5, 10,20,50 et 100 ajusté ici à 10) installée dans
I'ordinateu. (figure 1). La néquence d'khantillonnage des signaux est de
2048 Hz pour chaque canal. Les données sont sauvegardées sur disque dur
pour les analyses subséquentes.
La synchronisation des mesures dynarnomémques, cinématiques et
électromyographiques se fait grâce à une unité de synchronisation (Peak
.
Event Synchronisation Unit) qui produit un signal électrique qui imprime
simultanément un signal lumineux sur les cinq bandes vidéo et initie
l'enregistrement des forces et de l'activité EMG. Ce signal est produit par
l'expérimentateur en appuyant sur un interrupteur, une fraction de seconde
avant de donner un signal verbal au sujet pour qu'il exécute la tàche requise.
Ceci permet de synchroniser le début de l'enregistrement des forces et de
['activité EMG avec la séquence appropriée des enregistrements vidéo.
Figure i : Système d'acquisition des signaux myoélectriques.
Procédure
Un des cinq sujets fait la même expwience à trois reprises. Les
expériences sont séparées d'une période de deux jours au minimum selon
ses disponibilités. Les quatre autres sujets font l'expérience une seule fois.
Lors de la séance, les sujets exécutent trois fois (dansun ordre aléatoire) les
13 tâches expérimentales présentées plus loin. Les sections qui suivent
présentent la séquence des étapes à suivre lors des séances
d'expérimentation, les conditions expérimentales et les directives aux
sujets.
Séquence des étaws de l'expérimentation
1- Préparation du montage expérimentai (instruments de mesure, repères,
poids libres, éclairage, élimination des objets fluorescents, tirage au hasard
des conditions expérimentaies, etc.).
2- Calibrage des caméras et de la position des plates-formes
dynamométriques.
3- Accueil du sujet (lecture et signature du formulaire de consentement et
du formulaire de renseignements personnels'pour sa rémunération, réponse
aux questionnaires).
4- Prise des données antIiropometriquessuivantes;
- taille à I'aide d'une toise et poids à l'aide des plates-formes
dynamométriques;
- diamètre antéro-postérieur au niveau du nombril (anthropomètre);
- largeur Iatero-latérale au niveau du nombril (anthropomètre).
5- Marquage des positions des électrodes.
6- Prise des plis cutanés aux endroits suivants : biceps, sous-scapulaire,
supra-iliaque, abdomen, cuisse (tiers supérieur), mol let et à l'emplacement
de chaque électrode (voir l'étape 8).
7- Disposition des repères anatomiques sur le sujet;
Huit des repères sont des bandes fluorescentes faites de tissu
élastique. Ces nibans entourent les articulations des chevilles, des genoux,
des coudes et des poignets. Tous les autres repères sont des balles de tennis
de table peintes en jaune fluorescent et collées sur la peau a l'aide de ruban
adhésif Pour plus de renseignements sur les positions et la numérotation
des repères anatomiques, voir la figure 3 ou consultez Larivière (1994).
8- Disposition des électrodes sur le sujet;
Après avoir préparé la peau du sujet (rasée et nettoyée au besoin), les
électrodes sont positionnées sur les côtés gauche et droit de six muscles du
tronc. Chacune des douze électrodes actives est retenue sur chaque muscle
investigué par un ruban adhésif médical (Tegaderm HP, 6 cm x 7 cm,3M
Health Care, St-Paul, MN). Les électrodes sur le grand droit de l'abdomen
sont positionnées a la hauteur du nombril à 3 cm de la ligne médiane de
l'abdomen. Les électrodes sur les obliques externes sont placées IS cm
latéralement au nombril et dans le sens des fibres musculaires, donc B un
angle d'environ 45". Celles sur les obliques internes sont positionnées sous
les électrodes des obliques externes, juste supérieur au ligament inguinal
(tendu entre l'épine iliaque antéro-supérieure et l'épine du pubis; Kahle,
Leonhardt & Platzer, 1988) et dans le sens des fibres musculaires, soit à un
angle de 180°. Les électrodes sur le grand dorsal sont placées latéralement
ê la hauteur de la vertèbre T9, sur le ventre du muscle. Les électrodes sur
les muscles spinaux sont placées, au niveau lombaire, 3 cm latéralement à
l'apophyse épineuse de la vertèbre L3 et au niveau thoracique, 5 cm
latéralement à l'apophyse épineuse de la vertèbre Tg. Finalement, une
électrode de mise à la terre (Red Dot Ag/AgCI, 3M Health Care Products
and S e ~ c eDivision,
s
London, Ontario) est située sur l'apophyse épineuse
de la septième vertèbre cervicale. Ces positions d'électrodes sont celles
utilisées par McGill(199 1) et selon Lafortune, Norman et McGill(1988)
elles permettent une représentation adéquate de l'activité des muscles du
tronc, tout en minimisant l'inter communication (cross talk) des signaux des
différents muscles du tronc. Les figures 2a et 2b illustrent les positions des
12 électrodes sur les muscles du tronc.
Deltoïde
Cnnd pertoml
Grand dentelé
Droit de
l'abdomen
Fime 2a : Positionnement des électrodes sur les muscles de I'abdomen :
grand droit, obliques internes et obliques externes.
S terno-ckid*
mas<~Tdien
-
Trapue
-
,
,
Splënius de In cètt
1. Angulaire de
Petit rhomboïde
Grand rhomboMe
'-
Petit rond
~ n rond
d
. ..--.
*-
Grand dorsal
-.
Grand dentefe
postineur inférieur
Fimire 2b :Positionnement des électrodes sur les muscles du dos : spinaux
thoraciques, spinaux lombaires et grands dorsaux.
Delto
9- Calibrage anatomique du sujet en position statique avec les 29 repéres
anatomiques (Larivière, 1994). Ce calibrage demande au sujet de se placer
dans le volume calibré tout en demeurant immobile durant une dizaine de
secondes. Durant ce temps, un enregistrement de l'activité musculaire
(EMG) et des forces externes au sol est réalisé dans le but de mesurer
l'activation EMG normale (ligne de base) et d'estimer le chargement
articulaire du sujet dans la position debout.
10- Directives données au sujet et pratique des tâches à éxécuter pour
familiariser et échauffer le sujet. Détermination des positions des pieds ou
le sujet est à l'aise pour exécuter les différentes taches expérimentales. La
standardisation de la position des pieds assure que le sujet prend la même
position lors de toutes les tâches.
1 1- Exécution des tâches expérimentales dans un ordre aléatoire préétabli.
12- Second calibrage anatomique (essai statique sans charge) pour contrôler
si tous les systèmes d'acquisition se sont comportés nomalement et pour
vérifier si l'activation EMG du sujet est la même dans cette position
anatomique qu'au début de la collecte des données.
Conditions expérimentales
Les conditions expérimentales varient en fonction de la tâche. Cette
tâche requiert que le mouvement principal soit produit par les membres
supérieun (conditions Tl à T3)ou par le tronc (conditions T4 à T13). Au
cours de ces tâches, le sujet doit tenir une charge de 2.3 kg dans une main
(conditions Tl, T2, T6, T7, T8 et Tg)ou 2.3 kg dans chacune des mains
(conditions T3,T4,T5,T 10, T 1 1, TI2 et T 13). Les charges accroissent le
moment externe imposé aux muscles du tronc et facilitent ainsi leur
recrutement. Les tableaux 2 et 3 donnent une description des conditions
expérimentales. Consultez l'annexe A pour la représentation graphique des
conditions expérimentales.
La condition T3 implique un mouvement simultané des deux bras.
Pour les conditions de rotation axiale du tronc (conditions T 10 a T 13
incl usivement) un procédé semblable a celui uti Iisé par Larivière ( 1994)
permet aux sujets de reproduire les mêmes angles de rotation a chacun des
essais. Des repères suspendus au plafond servent de guide aux sujets qui
débutent et terminent l'essai avec la main droite vis-à-vis ces repères. Lon
de ces conditions de rotation axiale, les deux pieds des sujets doivent
demeurer en contact avec le sol et ne pas glisser. Les angles exacts de
rotation sont déterminés suite a la reconstruction 3D des essais. Dans le
tableau 3, une position du tronc verticale et neutre décrit la position debout
le tronc droit, sans aucune rotation axiale.
Toutes ces conditions expérimentales (tableaux 2 et 3) permettent de
répondre aux hypothèses posées précédemment. Les conditions T4 à T9
permettent la vérification de l'hypothèse 1 et de I'hypothèse 3. Les
conditions T l à T3, de même que Tl0 à T13 permettent de vérifier
I'hypothèse 2.
Tableau 2
Mouvement principal ~roduitDar les membres supérieurs
I
Identification de la
condition
Bras en mouvement Position initiale du
(des) bras
1Mouvement du
Bras gauche
Abduction à la
hauteur de l'épade
Flexion horizontale
Bras droit
Abduction a la
hauteur de l'épaule
Flexion horizontale
Bras gauche et droit
Abduction du bras a FIexion horizontale
la hauteur de l'épaule des bras et extension
et flexion de I'avant- des avant-bras
bras a 90"
(des) bras
expérimentale
Tableau 3
Mouvement ~rincipal~roduitpar le tronc
tronc
du tronc
Position finale
Position du
du tronc
(des) bras
Fiexion
Flexion à la
- --
Flexion
Verticale
épaules (2 bras)
Extension
FIexion
d'environ 40"
Verticale
Flexion a la
hauteur des
épaules (2 bras)
Flexion Iatéraie
vers la gauche
Verticale
Flexioa latérale
d'environ 30" à
gauche
Bras gauche en
abduction
(hauteur épauie)
Flexion latérale
vers la droite
Verticaie
Fiexion f a t h i e
d'environ 30" a
droite
Bras droit en
abduction
(hauteur épaule)
Extension
latétale vers ia
sauche
Fiexion latérale
d'environ 30" à
droite
Verticale
Bras droit en
abduction
(hauteur épaule)
Extension
Flexion latétale
Verticale
Bras gauche en
abduction
(hauteur épaule)
Rotation axiale
vers Ia gauche
Verticale et
neutre
Rotation axiale Flexion à la
d'environ 90" à hauteur des
gauche
épauies (2 bras)
Rotation m'de
vers la droite
Verticale et
neutre
Rotation axiale
vers la gauche
Rotation axide
vers la droite
droite
-
Rotation axiaie
d'environ 90" a
droite
Flexion a la
hauteur des
épauies (2 bras)
Rotation axiaie
d'environ 90° à
droite
Verticale et
neutre
Flexion a la
hauteur des
épaules (2 bras)
Rotation axiale
d'environ 90° à
gauche
Verticale et
neutre
Flexion a la
hauteur des
épaules (2 bras)
Directives aux sujets
Les explications données aux sujets pour le déroulement de
l'expérimentation et l'exécution des tâches sont les suivantes :
- Les essais débutent suite à un signal verbal de l'expérimentateur.
- Les charges (haltères courts) doivent être tenues normalement dans la
même position tout au long de l'essai. La prise est neutre et la paume de la
main doit toujours faire face au sol et ce pour toutes les conditions.
- Pour les conditions ou le mouvement principal est produit par les membres
supérieurs, les sujets prennent la position initiale et juste avant le début de
l'essai, les poids leur sont remis. Ceci permet d'éviter le développement de
fatigue musculaire. Pour ces mêmes conditions, les sujets doivent maintenir
le tronc droit (vertical) en tout temps.
- Pour les conditions où le mouvement principal est produit par le tronc, les
mouvements du tronc doivent impliquer principalement la colonne
lombaire.
- Pour tous les essais, les sujets doivent s'assurer que leurs deux pieds
demeurent constamment en contact avec les plates-formes
dynamométriques et qu'ils ne bougent pas.
- Toutes les tàches se déroulent a une vitesse normale, que les sujets
peuvent réaliser avec aisance. La durée d'un essai doit se situer aux
environs de une seconde.
- Entre chaque essai, les sujets descendent des plates-formes
dynamométriques et un repos obligatoire d'au moins une minute leur est
alloué pour éviter le développement de fatigue musculaire.
- L'expérimentateur doit s'assurer que les repères anatomiques et les
électrodes demeurent bien en place tout au long de l'expérience.
Traitement des données dvnamiuues
Un modèle biomécanique multisegmentaire est :itilisé pour déterminer les
forces et Ies moments nets aux articulations. Ces moments nets sont
estimés à partir de calculs mécaniques mettant en relation des valeurs
physiques connues ou mesurables directement comme (1) la masse de la
charge transportée, (2) la masse du sujet, (3) les forces externes et Ieun
points d'application, (4) le déplacement des extrémités segmentaires et (5)
les variables segmentaires (masses et moments d'inertie segmentaires). La
prochaine partie décrit les traitements que doivent subu les données brutes
afin d'obtenir certains de ces intranîs. Tous les calculs sont exécutées
automatiquement à partir d'un ensemble de fonctions développé au
Laboratoire de biomécanique occupationnelle dans le langage matriciel du
logiciel MATLAB (version 4.2 pour Windows, The Math Works, Inc.,
Natick, MA).
Transformation des données mesurées expérimentalement
Ces transformations visent à donner un sens physique aux d o ~ é e s
brutes mesurées expérimentalement pour situer les articulations dans
l'espace, calculer les vélocités et les accélérations linéaires des articulations
et les centres de masses segmentaires, calculer les vélocités et les
accélérations angulaires des segments et déterminer les caractéristiques
vectorielles des forces appliquées au sol par les pieds. L'élimination des
erreurs aléatoires dans les données brutes doit aussi être faite afin de ne
conserver que le signal dû au mouvement étudié. La séquence des
traitements qui suit respecte t'ordre des fonctions d'analyse utilisées. Ces
traitements sont expliqués en détail dans Gagnon ( 1990) et Gagnon et
Gagnon (1992).
Reconstruction 3D. Les coordonnees planaires brutes de chacun des
repères provenant de deux vues au minimum pennetient la reconstruction
tridimensionnelle des positions de ces repères grâce a la transformation
linéaire directe (Direct linear transformation ou DLT). Dans le cas ou un
repère n'a pas été numérisé sur au moins deux vues pour quelques trames
successives (six et moias) et que ces coordonnées manquantes ne sont ni au
début ni à la fin de la séquence, une interpolation des coordonnées
manquantes est faite après la reconstruction 3D avec une fonction spline
cubique (de Boor, 1990).
La reconstruction 3D des repères des différents calibrages (caméras,
repères anatomiques et position des plates-formes) est réalisée pour les
données planaires de chaque vue (5) pour dix trames successives. Une
moyenne est ensuite faite pour éliminer l'effet des erreurs aléatoires. Le
calibrage anatomique provient de l'enregistrement vidéo du sujet avec 29
repères anatomiques dans une position statique. Ce calibrage permet
d'estimer la position relative des centres articulaires du sujet par rapport à la
position des repères anatomiques places a la surface de la peau. Le
calibrage spatial de la position des plates-formes dynamométriques permet
de situer le centroïde et la hauteur de la surface de chaque plate-forme par
rapport au référentiel global XYZ défini par le calibrage des caméras afin
de pouvoir situer les points d'application des forces dans les calculs
d'équilibre dynamique ultérieurs.
Filtrage du déolacernent linéaire. Les données cinématiques de
déplacement sont filtrées pour enlever la partie du signal qui correspond au
bruit aléatoire. Un filtre est appliqué pour chacun des repères anatomiques
(n=18), pour les deux repères placés sur les poids libres et pour chacun des
axes (X, Y, 2). Un filtre numérique JJR (Infinite Impulse Response)
Butterworth (Winter, 1990) d'ordre deux appliqué dans les deux sens pour
annuler le déphasage temporel est utilisé. La fréquence de coupure de ce
filtre est établie par une analyse des résidus (Winter, 1990) et est ajustée
pour chacun des repères et chacun des axes. Cette fréquence de coupure
varie en général entre 0.5 Hz pour les métatarses et 5.0 Hz pour les poignets.
Estimation des centres articulaires. L'estimation des centres
la
ahculaires se fait par trois méthodes différentes. Selon I7~cu1ation,
méthode sera directe, géométrique ou avec calibrage segmentaire.
La méthode directe s'applique aux articulations des chevilles, des
genoux, des coudes et des poignets. Le centroide de chaque point numérisé
est calculé directement par le DLT.
La méthode géométrique est utilisée pour l'am'-culation LYS I car une
relation géométrique simple entre deux repères peut être utilisée pour
estimer sa position.
La méthode avec calibrage segmentaire est utilisée pour les
articulations (épaules, hanches, C7/T1 et Tl2Ll) ou il n'est pas possible
d'utiliser les méthodes précédentes. Aucune méthode pouvant seMr de
standard n'a été proposée dans la littérature pour les articulations des
épaules et des hanches. La première étape de la méthode avec calibrage
segmentaire consiste a établir une relation géométrique entre certains
repères et le centre articulaire. Selon la disposition des repères de la figure
3A, les hanches sont situées entre les repères 7 et 11 et sont séparées d'une
distance équivalant à 60% de la distance entre les crêtes iliaques (Rhorle et
al., 1984, cités dans Larivière 1994). Les épaules sont situées sur la droite
reliant les repères 22 et 26 à l'intersection de la projection des repères 2 1
(épaule gauche) et 25 (épaule droite). Les articulations C7K 1 et T l2/L 1
sont situées dans le plan constitué pai les repères 18, 19 et 29 a des
distances et à des angles spécifiques (consultez Larivière 1994 pour plus de
détails) par rapport aux repères 18 (T12)et 19 (C7).Ces positions sont
déterminées pour une moyenne de dix trames du sujet placé en position
anatomique. Ensuite, les positions géométriques des centres articulaires
sont mises en relation avec des référentiels Iocaux constitués sur le bassin
(avec les repères 8,9 et 10 de la figure 3A ou les repères 4,5,6 de la figure
3B) pour les hanches et sur la ceinture scapulaire (avec les repères 18,21 et
25 de la figure 3A ou 10, 13, 16 de la figure 3B) pour les épaules, C7K1 et
T12fLl.
Une fois la position de tous les centres articulaires définie par rapport
aux référentiels locaux, 1 1 des 29 repères peuvent être retirés afin de
conserver uniquement les repères qui peuvent définir les référentiels locaux
lors des essais expérimentaux. Les centres articulaires sont situés par
rapport aux référentiels locaux qui sont à leur tour mis en relation avec le
référentiel global ce qui permet, en bout de ligne, de situer les centres
articulaires par rapport au référentiel global.
Figure 3. Disposition des repères anatomiques (Larivière, 1994).
Dimsition des référentiels segmentaires. Des référentiels
segmentaires LST (longitudinal,sagittal, transverse) pour chacun des
segments sont définis en fonction des axes anatomiques du corps humain
afin que les moments nets articulaires aient un sens anatomique, ce qui
favorise leur interprétation. L'axe longitudinal permet d'exprimer les
moments de rotation (axiale, interne, externe), l'axe sagittal permet
d'exprimer les moments de flexion latérale (tronc)ou
d' adduction/abduction (membres) et l'axe transverse permet d'exprimer les
moments de flexion et d'extension (figure 4).
Détermination des variables segmentaires. Les moments d' inertie
autour des trois axes anatomiques et la masse de chaque segment sont
estimés par des équations de régression qui utilisent la masse corporelle et
la taille du sujet (Zatsiorsky & Seluyanov, 198 1, 1983). La position du
centre de masse de chaque segment est calculée en fonction d'un
pourcentage de sa longueur.
Calculs menant au chargement net articulaire. Une fois tous les
segments situés dans I'espace, il est nécessaire de calculer la cinématique
linéaire et angulaire. Ces variables sont nécessaires aux calculs d'équilibre
dynamique translationne1et rotationne1 qui permettent d'estimer les forces
et moments nets articulaires. Un résumé des principales étapes est décrit
dans ce mémoire.
Fipure 4. Positions et orientation, d a référcatieis segmentaires de tous les segments.
Le référentid en haut a gauche détermine le relu positif d a moments de
fortes selon la &gie de la main droite.
Cinématique linéaire et anaulaire. La cinématique linéaire comprend
les déplacements (mesurés en laboratoire), les vélocités et les accélérations
linéaires. Les vélocités et les accélérations linéaires sont obtenues par
différentiation successive des déplacements linéaires par la méthode des
différences finies centrales (Woods, 1982). Ces procédures sont répétées
pour tous les points du modèle géométrique (centres articulaires et sommet
de la tête) et selon chacun des axes (X, Y, Z) du référentiel global. La
cinématique angulaire est calculée lorsque la cinématique linéaire est
complétée. Les composantes de la vélocité angulaire d'un segment sont
calculées a partir de la matrice de cosinus directeur représentant
I'orientation de chacun des axes anatomiques du segment par rapport au
référentiel global XYZ (Benne et al., 1990). Le vecteur de vélocité
angulaire est ensuite différentié pour obtenir l'accélération angulaire du
segment. Ces procédures sont répétées pour tous les segments de chaque
essai.
Forces externes. Chaque plate-forme dynamométrique mesure trois
forces (Fx,Fy et Fz)et trois moments (Mx, My et Mt) exprimes selon son
propre référentiel. Ces données sont transformées dans la séquence qui suit
pour servir Cintrant au modèle dynamique multisegmentaire : (1) les points
d'applications sont déterminés, (2) les forces et les points d'applications
sont filtrés, (3) ces données sont sous-échantilIonnées à 60 Hz lors des
analyses pour les synchroniser avec la cinématique et (4) exprimées par
rapport au référentiel global XYZ (rotation et translation).
Calcul de 1'éouilibre dvnamiaue- Les calculs relatifs a l'équilibre
dynamique permettent d'obtenir les valeurs de chargement net articulaire
(forces et moments nets). Ces calculs requièrent des éléments de la
cinématique 1inéaire, de la cinématique angulaire ainsi que la grandeur,
l'orientation et les points d'application des forces externes. L'équilibre
dynamique translationne1 est basé sur la seconde loi de Newton qui stipule
que l'accélération d'un corps est proportionnelle a la force résultante qui
agit sur lui et dans la même direction que cette force. Cette équilibre
requiert les valeurs suivantes pour déterminer les trois composantes (3 axes)
inconnues de forces nettes de l'extrémité proximale du segment : (1) les
forces connues à l'extrémité distale du segment (forces de réaction au sol
cians le cas du segment pied), (2) la masse du segment, (3) l'accélération
gravitationnelle et (4) l'accélération linéaire du centre de masse du segment.
Ces forces nettes proximales deviennent, en inversant leur signe, les forces
nettes connues de la partie distale du segment adjacent. Les calculs se
répètent ainsi des métatarsesjusqu'à l'articulation L5/S 1 pour les trois axes
et toutes les séquences du mouvement L'équilibre dynamique rotationne1
utilise le même principe de calcul pour transférer les moments d'un
segment à l'autre. Cet équilibre utilise les trois composantes des (1) forces
connues et leur point d'application par rapport au centre de masse du
segment (2) moments connus, (3) moments d'inertie par rapport au centre
de masse, (4) vélocités angulaires et (5) accélérations angulaires.
Traitement des données e~ectromvom~hiaues
Pour le type d'utilisation requise dans le présent projet, le signal EMG brut
enregistré (en rnicrovoits) pour chaque muscle est traité de la façon
suivante. Premièrement, un filtrage passe-bande (Butterworth, ordre 8,
passe haut 25 H z , passe bas 500 Hz) dans une seule direction est réalisé sur
le signal brut Cette procédure a pour but d'enrayer l'interférence du signal
electrocardiographique et de tout autre source de bruit (principalement de
basse fréquence) dans l'emegktrement du signai EMG. La fréquence de
coupure (passe haut) de 25 Hz se situe dans I'intervalle de 20 à 30 Hz
recommandé par Redfem. Hughes et ChafKn (1993). Puis, pour obtenir son
enveloppe linéaire, le signai brut est redressé (Ml wave rectification) et
filtré ciam une seule direction par un filtre passe bas de type ButterWorth
d'ordre 2 et dont la fiequence de coupure est de 2 H i .
Une fois la fenêtre temporelle correspondant à la durée totale réelle de
l'essai déterminée, le signal EMG transformé est souséchantillonné a 60
Hz pour être pairé avec les données cinématiques. L'amplitude du signal
EMG transformé (enveloppe linéaire) de chacun des essais est divisée par
celle du calibrage statique du sujet (position debout immobile). Cette
dernière procédure vise (1) I'estimation de l'activation musculaire relative
des muscles par rapport à une position debout normale et (2) l'analyse de
l'activation musculaire qui résuite uniquement d'me condition
expérimentale donnée. Le niveau d'activation EMG d'un muscle s'exprime
donc par un ratio de l'activité EMG de ce muscle, lors d'une condition
expérimentale donnée, sur son activité mesurée lors du maintien de la
position anatomique (calibrage statique). Cetie procédure de normalisation
e n semblable à celle utilisée par Haig, Weismann, Haugh, Pope et Grobler
( 1993). Pour simplifier la description des données, la valeur maximale
observée au cours de la tâche est retenue comme critère de mesure.
Pour comparer entre eux les deux côtés d'une même paire de muscles,
il est nécessaire d'effectuer a quelques traitements additionnels sur les
données d'électromyographie. Les procédures de traitement sur les signaux
EMG des muscles investigués se résument ainsi. Tout d'abord, I'essai le
plus bref pour la tâche 3 ou les tâches 1 vs 2, 10 vs 11 et 12 vs 13 est trouvé.
Ensuite, une nomaiisation de tous les essais a la longueur de l'essai le plus
bref est faite. À cet effet, une fonction spline cubique d'interpolation est
employée pour obtenir une valeur à chaque 1% de la longueur de l'essai.
Ce traitement est fait muscle par muscle pour les ratios EMG des 12
muscles échantillonnés. Pour chaque tâche et chaque côté (gauche et droit),
la courbe moyenne des trois essais (a, b, c) par sujet est calculée. Ces
courbes sont visualisées et imprimées pour en faire l'interprétation. Par la
suite, une corrélation croisée est calculée entre les courbes moyennes
gauche et droite de chaque comparaison de tâches. Par exemple, entre la
courbe moyenne des spinaux lombaires gauches lors de la tâche 1 et la
courbe moyenne des spinaux lombaires droits lors de la ràche 2. La
corrélation croisée entre deux courbes permet de déterminer la similitude de
la forme des deux courbes ou patron, peu importe si elles sont déphasées
dans le temps (Lynn, 1989). Finalement, la différence RMS (différence
quadratique moyenne) entre les courbes moyennes gauche et droite de
chaque comparaison est calculée. La différence RMS permet de quantifier
l'écart des intensités d'activités EMG entre les courbes obtenues du côté
gauche et du côté droit d'une paire de muscles donnée lors d'une
comparaison de tâches. Cette différence est calculée sans considération au
déphasage révélé par la corrélation croisée. Puisque la difference E2MS ne
permet pas de savoir lequel des côtés gauche ou droit présente une activité
plus grande que l'autre, une inspection visuelle des courbes individuelles est
nécessaire pour préciser l'asymétrie des comportements
électromyographiques.
Modèle articulaire
Le modèle articulaire vise à estimer (1) les forces musculaires des six
principales paires de muscles du tronc (les grands droits de l'abdomen, les
obliques internes et externes, les portions lombaire et thoracique des
muscles spinaux et les grands dorsaux) et (2) les forces de cisaillement et de
compression au centre géométrique du disque situé entre les vertèbres L5 et
S 1.
Dans sa version actuelle, le modèle 3D implante une solution basée
sur une approche de double optimisation linéaire (Bean et al., 1988) pour
maintenir l'équilibre mécanique à I7~cu1ation
LYS 1. Le modèle permet
de modder (simuler) divers niveaux de coactivation musculaire et de
déterminer les muscles qui sont agonistes ou antagonistes dans une situation
3D sur le plan strictement mécanique. Ce modèle est donc un modèle à
solution mathématique optimale. Les résultats de la présente étude
contribueront au développement d'un modèle à solution physiologique
optimale. Ainsi, les informations physiologiques contenues dans le signal
EMG seront mises en relation avec le chargement net calculé par le modèle
multisegmentaire et d'autres paramètres sur la capacité et l'orientation des
muscles afin de Wtionner ces forces entre les différents muscles
impliqués dans une tâche donnée.
Traitement statistique
Compte tenu de la nature exploratoire de cette étude et du petit
nombre de sujets évalués, aucun test statistique inférentiel n'est employé.
Des statistiques descriptives sont cependant utilisées, en parallèle avec
l'inspection visuelle des courbes, pour déterminer les tendances présentes
dans les résultats et pour justifier, dans une certaine mesure, l'appui ou non
des hypothèses de recherche. Les variables indépendantes de cette étude
sont ( 1) le type de contraction des muscles du tronc (miornétrique ou
pliomémque) et (2) le côté du corps (gauche ou droit) pour évaluer la
symétrie entre l'activation des muscles du tronc lors de tâches (a)
symétriques par rapport au plan sagittal et (b)asymétriques opposées dans
les plans transverse et frontal. Les variables dépendantes sont (1) le ratio de
l'activité EMG de 12 muscles du tronc et (2) la force de chacun de ces 12
muscles telle qu'estimée par un modèle articulaire (LX3 1) à solution
mathématique optimale.
CHAPITRE rn
Résultats
Ce chapitre est divisé en sections selon les trois grandes hypothèses
de recherche. Les premiers résultats permettent donc de comparer les
niveaux d'activation EMG des muscles du tronc tors de contractions
miométriques et lors de contractions pliornétriques Par la suite, les
résultats permettant de vérifier la symétrie des muscles du tronc sont
présentés et finalement, la dernière section du chapitre présente les résultats
qui illustrent la relation entre les niveaux d'activation EMG et les forces
musculaires prédites par le modèle articulaire.
Influence du tvpe de contraction musculaire sur les niveaux
d'activation EMG des muscles du tronc
Pour vérifier la différence entre une tâche miornétrique et une tâche
pliornétrique au niveau des patrons d'activation des muscles du tronc, des
tâches inverses ont été comparées. Les tâches miométriques d'extension du
tronc (tâche 5), d'extension latérale vers la droite (tâche 9) et d'extension
latérale vers la gauche (tâche 8)' ont été comparées respectivement aux
tâches pliornétriques de flexion du tronc (tâche 4), de flexion latérale vers la
gauche (tâche 6) et de flexion latérale vers la droite (tâche 7).
Le tableau 4 présente les résultats comparés de la tache 5 et de la
tâche 4 pour les ratios EMG maximaux (plus grandes valeurs enregistrées)
et les temps de l e m occurrences pour les cinq sujets.
Tableau 4
Moyennes et écarts-tvoes (n=21 '1 des valeun maximales du ratio EMG et
de Ieurs t e m ~ d'occurrence
s
(%) mur chacun des muscles des taches 5
(extension :miornétrique)et 4 (flexion : ~liométriaue)
.Muscle
Tâche 5 finiornétricrue)
Ratio EMG Occurrence (%)
Muscle
Tâche 4 (~liométriauel
Ratio EMG Occurrence(%)
-
x
sz
x
sr
DAg
0.96
0.26
35
27
DAg
0.87 0.09 64
sz
18
GDd
2.28 0.50 58
33
GD^
2.57
22
X
sr
X
0.78 65
': Résultat du produit du nombre de séances expérimentales (&=7 par 5 sujets) par le
nombre d'essais (%=3); les principaux muscles agonises pour ces tâches $nt en caractères
italiques. Les muscIes ont les abréviations suivantes : droit de t'abdomen gauche et droit
@Ag a DAd), obliqua externes gauche et droit (OEg a OEd), obliques internes gauche et
dmit (OIg et OId), spinaux lombaires gauche et droit (SLg et SLd), spinaux thoraciques
gauche et droit (STg et STd) et grands dorsaux gauche et droit (GDget GDd).
Les muscles démontrant le plus d'activités EMG pour ces deux
tâches sont les muscles spinaux lombaires (SLg et S U ) et spinaux
thoraciques (STg et STd). Le grand dorsal droit (GDd) démontre également
une activation assez importante avec un ratio EMG maximal supérieur à 2.
Les muscles obliques externes (OEg et OEd) et obliques internes (OIg et
OId) sont moins actifs comme le démontrent l e m ratios EMG maximaux se
situant entre 1 et 2. Le droit de l'abdomen (DAg et D M )est peu actif pour
ces deux tâches car son ratio EMG maximal est inférieur à 1. Ce qui veut
dire que ce muscle démontre moins d'activation pour ces deux tâches que
lors du calibrage statique en position anatomique.
De façon générale, les ratios EMG maxirnawr sont plus élevés pour
la tâche d'extension du tronc (miométnque) que pour la tâche de flexion du
tronc (pliornétrique). Cette tendance est plus marquée pour les muscles qui
démontrent une plus grande activation. Les ratios maximaux des muscles
spinaux lombaires gauche et droit sont respectivement de 9.19 (SLg)et 9.29
(SLd) pour la tâche miométrique et passent à 4.47 (SLg)et 4.5 1 (SLd) pour
la tâche pliométrique. Les ratios EMG maximaux des muscles spinaux
thoraciques gauche et droit passent respectivement de 3.66 à 2.98 (STg) et
de 5.25 à 5.04 (STd). Bien que la tendance soit moins marquée,les ratios
EMG maximaw des autres muscles sont aussi supérieurs pour la tâche
mioméûique. Les grands dorsaux et l'oblique externe gauche démontrent ia
tendance inverse. Les ratios EMG maximaux de ces muscles sont plus
élevés pour la tâche pliométrique que pour la tache miométnque.
Le tableau 5 présente les résultats comparés des ratios EMG
rnaximaw et leurs temps d'occurrence pour la tâche 9 (miométrique) et la
tâche 6 (pliométrique) pour les cinq sujets.
Les muscles démontrant le plus d'activation EMG pour ces deux
tâches sont I'oblique externe droit et l'oblique interne droit. Les spinaux
lombaires droits démontrent également une activation assez importante.
Tous les muscles situés du côté droit du tronc démontrent des ratios EMG
maximaux supérieurs à 1, ils sont donc tous plus actifs Ion de ces deux
tàches. Les spinaux lombaires gauches pour les deux tâches (tâches 6 et 9)
et le droit de I'abdomen gauche pour la tâche 6 sont peu actifs car leurs
ratios EMG maximaux sont inférieurs a 1.
Tableau 5
Movennes et écarts-ws (n=21 '1 des valeurs maximales du ratio EMG et
de leurs temps d'occurrence (%) mur chacun des muscles des tâches 9
[extension latérale vers la droite : miornétriauel et 6 (flexion latérale vers la
gauche : ~liométriaue)
Muscle
Tâche 9 (rniornétriaue)
Ratio EMG
Occurrence (%)
x
X
DAg
1.15
0.43
27
s
17
GDd
2.46
0.55
38
25
S
Muscle
Tâche 6 (piiométriaue.
Ratio EMG Occurrence(%)
x
s
DAg
0.97
0.19
62
26
GD^
2.03
0.30 80
12
X s
': Résultat du produit du nombre de séances expérimentales (15=7 par 5 sujets) par le
nombre d'essais (&=3). Les p ~ c i p a u xmuscles agonistes pour cestâches &nt en caractères
italiques.
Comme pour les tâches 4 et 5, les muscles les plus actifs démontrent
des ratios EMG maximaux supérieurs lors de la tâche miométrique (tàche 9)
comparativement à la tâche pliométrique (tâche 6). Les ratios EMG
maximaux des obliques externe, interne et spinaux lombaires droits passent
respectivement de 1223,725 et 4.49 pour la tâche miométrique, à 6.26,
4.40 et 1.71 pour la tâche pliornétrique. Cette tendance est maintenue pour
tous les muscles situés du côté droit du tronc. Seulement deux exceptions
sont présentes parmi les muscles situés du côté gauche du tronc. Les
spinaux thoraciques et grands dorsaux gauches démontrent des ratios EMG
maximaux supérieurs lors de la tàche pliornétrique.
Le tableau 6 présente les résultats comparés des ratios EMG
maximaux et leurs temps d'occurrence pour la tâche 8 (miornétrique) et la
tâche 7 (pliornébique) pour les cinq sujets.
Les muscles les plus actifs pour ces deux tâches sont les
obliques externe, interne et spinaux lombaires gauches. Tous les muscles
situés du côté gauche du tronc démontrent des ratios EMG maximaux
supérieurs à 1. Par contre, plusieurs des muscles situés du côté droit du
tronc ont des ratios EMG maximaw inférieurs ou légèrement supérieurs à
1. Ces muscles sont donc moins actifs qu'en position anatomique.
TabIeau 6
Movemes et écarts-haes h = 2 1 ') des valeurs maximales du ratio EMG et
de leurs temns d'occurrence ( %) mur chacun des muscles des tâches 8
(extension latérale vers la gauche : miornétrique) et 7 (fiexion latérale vers
la droite :oliométriaue)
i'Muscle
Tâche 8 (rnioméuiaue)
Ratio EMG
Occurrence ( O h )
Muscle
Tâche 7 (~liornétriuue)
Ratio EMG Occurrence(%)
- -': Réniltat du produit du nombre de séances expérimentales ( ~ par75 sujets) par le
nombre d'essais (1133). Les principaux musctes agonistes pour ces tâches sont en caractères
-
-
-
italiques.
En général, les muscles démontrent des ratios EMG maximaux
supérieurs pour la tâche miornétrique que pour la tâche pliornéaique.
Comme pour les comparaisons précédentes, cette tendance est plus marquée
pour [es muscles les plus actifs. Dans le cas présent, les obliques externe,
interne et les spinaux lombaires gauches voient leurs ratios EMG maximaux
varier respectivement de l2.44,7.52 et 3.68 pour la tache miométrique à
7.48,5.3 1, 1.23 pour la tâche pliornétrique. Certaines exceptions sont aussi
présentes parmi les autres muscles. Les spinaux lombaires et thoraciques
droits, les grands dorsaux gauche et droit démontrent tous des ratios EMG
maximaux supérieurs lors de la condition pliornétrique.
Ces trois comparaisons entre des tâches impliquant des contractions
miornétriques et pliornétriques démontrent une tendance générale pour les
muscles du tronc a produire davantage d'activation EMG pour les tâches
impliquant une contraction miornétrique, soit les tâches 5,8 et 9,
comparativement aux aches 4,6 et 7 qui impliquent une contraction
pliornétrique. De plus, cette tendance est plus marquée et ce, sans
exception, pou. les muscles démontrant les plus hauts niveaux d'activités
EMG pour une tâche donnée.
Au niveau des temps d'occurrence des ratios EMG maximaux, ii
semble que ceux-ci soient variables d'un muscle à l'autre. De plus, les
tableaux 4,s et 6 démontrent que les écarts-types de ces temps d'occurrence
sont très élevés. II semble donc impossible d'identifier une tendance
précise pour les temps d'occurrence des ratios EMG maximaux Ce
phénomène est expliqué davantage dans le chapitre de discussion.
Svrnétrie des mtrons d'activation des muscles des
côtés gauche et droit du tronc
Dans le but de vérifier la symétrie au niveau de l'activation des
muscles des côtés gauche et droit du tronc pour des tâches asymétriques
opposées, les tâches 1 et 2, 10 et I 1, de même que 12 et 13 sont
respectivement comparées entre elles. La tâche 3 sert à comparer
['activation des deux côtés (gauche et droit) d'un même muscle pour une
condition symétrique.
Les figures 5 et 6 sont des exemples de représentation des courbes
moyennes de ['activité EMG des grands dorsaux pour chaque sujet (figure
5 ) et pour chaque côté (figure 6 ) pour la comparaison des tâches 1 et 2.
I
1
1
10
20
i
30
I
40
i
1
I
50
60
Temps (%)
1
70
I
I
I
80
90
Figure 5. Courbes moyennes de I'activité EMG des grands dorsaux gauches
(tache I ) et des grands dorsaux droits (+) (tiche 2) pour les cinq
sujets.
1O0
1
1
i
1
1
1
1
!
!
1
!
i
1
I
1
i
I
1
II
!1
I
!
1
!
J
i
I
I
f
1
1
1I
i
I
i
I
i1
I
!
I
6
1
l
I
1
!
i
l
i
j
I
1
1
I
!
I
0
i
,
I
I
1
f
!
i
1
f
1
I
8
!
1
r
I
!
1
1
1
l
/
F
I
1
l
,
10
*
i
I
I
1
l
l
j
Il
f
;
i
1
20
i
i
I
!
1
i
i
1
1
1
I
I
40
50
I
' 1
l
d
I
4
1
1
j
1
f
1
1
I
1
d
!
1
I
i
1
!
II
I
!
l
i
li
I
!
i
i
!
I
I
1
60
70
80
Temps (%)
Figure 6. Courbes moyennes de l'activité EMG des grands dorsaux gauches
(tache 1) et des grands dorsaux droits (+) (tâche 2) pour chaque
côté.
Les résultats des corrélations croisées et des différences RMS entre
les courbes moyennes des différentes comparaisons de tâches sont présentés
aux tableaux 7, 8 , 9 et 10.
4
1
1
,
'
I
I
I
30
yi
4
1
I
I
I
I
1
!
!
I
I
I
i
l
i
1l
90
1O0
1
1
l
Tableau 7
Corrélations croisées et différences RMS entre les courbes moyennes des
cetés gauche et droit des muscles du tronc mur Ia tâche 3
Muscles
Conelation croisée RMS
DAR vs D M
1 .O0
0.01
0.998
OEg vs OEd
O.10
0-18
0.997
OIE vs OId
1 STE
- vs STd 1
[ GDg vs
GDd
0.999
0.999
1
I
1
0.59
Tableau 8
Corrélations croisées et différences RMS entre les courbes movennes des
côtés gauche et droit des muscles du tronc mur la com~araisonentre les
tâches f et 2
Tâche I
Tâche 2
DAg
DAd
DAg
DAd
Corrélation croisée
0.999
0.999
RMS
0.02
0.05
o.13
O I ~
O I ~
org
0.998
0.999
0.07
OEg
OEd
OEd
OEg
0.999
0.999
0.03
0.09
SLg
SLd
SU
SLg
org
I
1
t
STg
0.999
0.999
4
1
STd
1
0.29
O.16
0.999
1
t .O6
i
STd
1
GDg
GDd
GDd
GDg
0.999
0.999
0.58
0.05
Tableau 9
Corrélations croisées et différences RMS entre Ies courbes movennes des
côtés gauche
et droit des musdes du tronc POLU la com~araisonentre les
Tâche 11
DAd
RMS
0.05
DAg
Corrélation croisée
0.999
0.999
OEd
OEg
0.997
0.998
0.65
SLg
SLd
SLg
0.997
0.999
O.16
SLd
STd
STg
0.99 1
3.60
0.994
0.81
GDd
GDg
0.995
0.999
0.94
Tâche 10
DAg
DAd
0.02
1
OEg
OEd
d
4
1.58
9.56
1
STg
STd
J
J
i
GDg
GDd
O.88
A
Tableau 1O
Corrélations croisées et différences RMS entre les courbes movennes des
côtés gauche et droit des muscles du tronc mur la com~araisonentre les
tâches 12 et 13
Tâche 12
Tâche 13
DA&
DAd
DAd
DAg
Corrélation croisée
0.998
0.999
OId
OIg
0.987
OEg
OEd
OEd
OEg
0.999
0.996
SLg
SLd
SU
SLg
0.999
0.998
STg
STd
STd
O. 19
STg
0.998
0.996
GDg
GDd
GDd
GDe;
0.999
0.998
0.43
1.O8
RMS
0.08
0.02
1
0.30
0.62
0.26
1
0.43
O. 19
?
Les résultats présentés aux tableaux 7 à 10 inclusivement démontrent
clairement la tendance, pour les corrélations croisées, à être presque
parfaites, c'est-à-dire égaies à 1. Toutes les corrélations croisées sont
supérieures à 0.987, ce qui veut dire que les courbes moyennes pour les
côtés gauche et droit d'une mème paire de muscles lors de tâches opposées
présentent un même profil ou patron. Un exemple de représentation
1.99
.
graphique d'une corrélation croisée est présenté en annexe (figure 7). La
signification de ces résultats est expliquée dans la discussion.
Les résultats des différences RMS présentés aux tableaux 7 à 10
inclusivement, bien que majoritairement peu élevés, sont toujours
supérieurs à zéro. Ceci montre qu'il existe des écarts au niveau de
l'amplitude du ratio EMG entre les courbes moyennes des côtés gauche et
droit des muscles étudiés et ce pour toutes les comparaisons de tâches
investiguées. L'importance de ces écarts de même que leur signification
sont discutées au prochain chapitre. Ceci dit, la principale méthode utilisée
dans cette étude exploratoire pour vérifier la différence gauchekiroite dans
les patrons d'activation des muscles du tronc est la visualisation des
courbes.
Après la visualisation des courbes moyennes pour les côtés gauche et
droit de chaque paire de muscles investiguée pour ta tâche 3, il est possible
de conclure que pour toutes les paires de muscles à l'exception des obliques
externes, I'activité EMG est supérieure du côté droit Pour le droit de
l'abdomen, l'activité EMG est très faible, donc mème si l'activation du côté
droit est un petit peu plus élevée, il faut interpréter ce résultat avec
précaution. Lors de la visualisation des courbes, la tendance d'une plus
grande a c ~ t EMG
é
du côté droit est plus marquée pour les muscles
agonistes qui résistent au chargement, soit les muscles spinaux thoraciques,
grands dorsaux et spinaux lombaires comme le témoignent également les
résultais des différences RMS présentés au tableau 7.
Pour les comparaisons entre deux tâches asymétriques opposées, les
paires de muscles sont évaluées un côté à la fois. La courbe moyenne de
l'activation EMG du côté gauche d'une paire de muscles lors d'une
condition donnée est donc comparée à la courbe moyenne de I'activation
EMG du côté droit de cette même paire de muscles lors de la condition
expérimentale opposée.
Les comparaisons entre les tâches 1 et 2 au niveau de I'activation
EMG des côtés gauche et droit des muscles du tronc démontrent que les
muscles spinaux lombaires, obliques externes et droit de l'abdomen suivent
le même patron d'activation lors de ces deux tâches et ce, indépendamment
du côté investigué. Les obliques internes et les grands dorsaux suivent
respectivement le même patron d'activation EMG des deux cotés lorsque le
mouvement de la charge est réalisé du côté opposé aux muscles comparés
(côté droit pour la tâche 1 et gauche pour la tâche 2)' alon que pou. les
muscles du côte où la charge est déplacée (côté gauche pour la tâche 1 et
droit pour la tâche 2)' on note systématiquement une plus grande activation
EMG du côté droit Pour les muscles spinaux thoraciques, la visualisation
des courbes moyennes de l'activation EMG pour chaque côté révèle deux
différences dans les patrons d'activation Il y a plus d'activation EMG du
côté gauche lorsque la tâche est contralatérale. Par contre, il y a davantage
d'activités EMG du côté droit lorsque la tâche est ipsilatérale. L'activation
EMG est donc supérieure lors de la tâche 2 pour les deux côtés de la paire
de muscles (spinaux thoraciques) comparativement à lors de la tàche 1 qui
est son opposée symétrique.
Pour les comparaisons entre les tâches 10 et 1 1, il e n possible de
ressortir Ies tendances suivantes. Les deux côtés du droit de l'abdomen sont
peu sollicités lors de ces deux tâches 10 et 1 1 (leurs ratios EMG sont
inférieurs à l), iI n'est donc pas pertinent d'en aaalyser le comportement
pour ces deux tâches. Les obliques internes se comportent de la même
façon des deux côtés pour ces deux tâches de rotation. Les spinaux
lombaires démontrent environ les mêmes niveaux d'activation à gauche et à
droite lorsque les muscles investigués sont du coté de la rotation axiale
(coté gauche pour la tâche 10 et droit pour la tâche 11). Toutefois, lorsque
les muscles analysés sont du côté opposé au sens de la rotation (côté droit
pour la tâche 10 et gauche pour la tâche 11), une plus grande activation est
présente pour le côté droit. De leur côté, les muscles spinaux thoraciques et
grands dorsaux démontrent une tendance marquée a produire plus
d'activation du côté droit, et ce peu importe le côté investigué. Cette
tendance est confirmée également par les grandes difFérences RMS entre les
courbes d'activation moyenne par côté (voir tableau 9). À l'opposé, les
obliques externes démontrent une plus grande activation du côté gauche
pour les deux comparaisons de tâches.
Finalement, la visualisation des courbes moyennes par côté pour les
comparaisons des tâches 12 et 13 permet de remarquer les principales
tendances présentes dans les patrons d'activation des muscles du tronc pour
ces deux tâches opposées de rotations axiales débutant en rotation et se
terminant en position neutre. Ce qui ressort de plus probant concerne les
grands niveaux d'activation de presque tous les muscles étudiés à
l'exception du droit de l'abdomen qui est peu sollicité par ces deux tâches
de rotation axiale. Au niveau de la symétrie gauche/droite, il y a une
tendance à démontrer plus d'activation du côté droit. Plus précisément, les
spinaux lombaires présentent plus d'activation du côté droit lorsque les
muscles comparés sont du côté du sens de la rotation (côté gauche pour la
tâche 12 et droit pour la tâche 13) mais démontrent une activation
semblable pour les deux côtés lorsque les muscles investigués sont du côté
opposé au sens de la rotation. Les spinaux thoraciques présentent
également m e tendance à démontrer plus d'activation du côté droit, mais
ont un patron inverse de celui des spinaux lombaires. En effet, c'est lorsque
les muscles analysés sont du côté du sens de la rotation que les niveaux
d'activation sont semblables et lorsque les muscles analysés sont du côte
opposé au sens de la rotation que le côté droit démontre davantage
d'activation Pour leur part, les grands dorsaux démontrent une tendance
nette à produire une activation supérieure pour le côté droit, et ce peu
importe le côté investigué. Les obliques démontrent des patrons différents
dans leur activation respective. Les obliques internes montrent une
activation semblable pour les deux côtés (la seule exception concerne le
sujet 2 qui présente une plus grande activation pour le côté droit lors de la
tache 12 ). Les obliques externes démontrent plus d'activation EMG du
côté gauche. Cette tendance est plus marquée lorsque les muscles comparés
sont du côte opposé au sens de la rotation et moins importante lorsque les
muscles comparés sont du même cBté que le sens de la rotationLes comparaisons effectuées entre les taches 10 et 1 I de même que
celles entre les tâches 12 et 13 font ressortir un haut degré de coactivation
musculaire. Comparativement aux autres tâches, les tâches de rotation
axiale amènent la participation de la majorité des muscles du tronc
investigués dans la présente étude. Une section est consacrée à ce
phénomène dans la discussion
Relation entre les forces musculaires médites et le niveau
d'activation EMG des muscles du tronc
Pour illustrer la relation entre les niveaux d'activation EMG des
muscles du tronc et les forces musculaires prédites par le modèle articulaire,
les figures 8a et 8b présentent en parallèle les courbes de ratio EMG de
même que les courbes de forces prédites par le modèle pou.chacun des
muscles du tronc investigués pour la tâche 5a du sujet 1. Cette forme de
représentation permet d'observer les similitudes et les différences entre les
tracés de ratio EMG et de forces musculaires pour une même tâche.
Activation (SITSA; g:o 8 d:-)
Force (SITSA; g:o 8 d:-)
1
0
0
O0
O
50
1O0
O
50
1O0
Temps (%)
Temps (%)
Figure 8a. Activation EMG et forces musculaires prédites pour les muscles
droit de l'abdomen, obliques internes et obliques externes lors
de la tâche 5a pour le sujet 1 .
Activation (SlT5A; g:o & d:-)
O
O
50
Temps (%)
Force ( S I TSA; g:o & d:-)
1O0
01
O
50
Temps (%)
Figure 8b. Activation EMG et forces musculaires prédites pour les muscles
spinaux lombaires, spinaux thoraciques et grands dorsaux lors de
la tâche Sa pour le sujet 1.
1O0
Les tableaux 1 1, 12 et 13 présentent les résultats comparés des
forces maximales prédites et leurs temps d'occurrence pour les tâches 4 à 9
inclusivement. A noter que ces trois tableau sont présentés de la même
façon que les tableaux 4,s et 6, comparant respectivement les taches 4 et 5,
6 et 9, de même que 7 et 8. En regardant en parallèle les tableaux
présentant les ratios EMG maximaux et les tableaux présentant les forces
maximales prédites par le modèle articulaire, il est possible de comparer les
deux types de résultats, de façon à vérifier si les forces musculaires prédites
sont reliées aux niveaux d'activation EMG pour les mêmes muscles.
Tableau 1 1
Movennes et écarts-tpes ln=2 1 ') des valeurs maximales des forces
muscdaires prédites et de leurs temps d'occurrence (%) mur chacun des
muscles des tâches 5 (extension : miométriaue) et 4 (flexion : pliornétrique)
- -
Muscle
Tâche 5 (rniométriaue)
Forces
Occurrence (%)
x
GDd
Muscle
x
X s
S
Tâche 4 (Dliornétriaue)
Forces
Occurrence(%)
s
S
O
O
O
O
DAg
O
O
0
0
438.78
78.67
4
4
GD^
393.61
52.23
87
10
': Réailtat du produit du nombre de séances expérimentales (ny7 par 5 sujets) par le
nombre d'essais ( ~ = 3 ) . Les principaux muscIes agonistes pour ces tâches sont en caractéres
italiques.
Tableau 12
Moyennes et écarts-types ( ~ 2 ')1des valeurs maximales des forces
musculaires réd dites et de l e m temps d'occurrence (%) mur chacun des
muscles des taches 9 (extension latérale vers la droite : miornétrique) et 6
(flexion latérale vers la gauche : ~liométnaue)
Muscle
Tâche 9 (miornétrique)
Forces
Occurrence (%)
x
DAg
2.81
GD^
190.25
sz
12.86
x
13
IMuscle
x
sr
34
DAg
Tâche 6 (~Iiometri~uel
Forces
Occurrence(%)
3.31
s,
11.28
X
48
sz
38
40.70
3
4
GD^ 173.88 39.84 90 12
': Résuitat du produit du nombre de séances expérimentales ( ~ = 7par 5 sujets) par le
nombre d'essai; ( ~ = 3 ) . Les principaux muscles agonistes pour cei tâches sont en caractères
itaiiques.
Tableau 13
Movennes et écarts-twxs (n=2 1 '1 des valeurs maximales des forces
musculaires prédites et de leurs temps d'occurrence (%) mur chacun des
muscles des tâches 8 (extension latérale vers la gauche :rniométriaue)et 7
(flexion latérale vers la droite : pliométrioue)
Muscle
Tâche 8 (miarnétnaue)
Forces
Occurrence (%)
-
DAg
X
60.98
S,
76-49
X
:Muscle
Tâche 7 (ptiométri~ue)
Forces
Occurrencd%)
X
28
DAg
113.46
s,
94.60
29
GDd 171.41
48.22
sr
-
X
S*
71
27
70
28
': Résultat du produit du nombre de séances expérimentales (n,=7 par 5 sujets)
le
- - par
-
nombre d'essais (4=3). Les principaux muscl& agonistes pour ces-tàches sont en caractères
italiques.
Comme première observation, il est possible de remarquer que
comme pour les ratios EMG maximaux, les forces musculaires maximales
prédites pour les taches miornétriques (tâches 5 , 8 et 9) sont en générai plus
grandes que celles prédites pour les tâches pliornétriques (4,6 et 7).
Cependant, les forces musculaires maximales prédites sont symétriques
pour les côtés gauche et droit d'un muscle d o ~ pour
é des tâches
symétriques (tâches 4 et 5), dors que les ratios EMG maximaux ne le sont
généralement pas.
11 est également possible de noter que le modèle ahculaire prédit
des forces musculaires maximales identiques pour les muscles agonistes.
Les ratios EMG maximaux pour ces mêmes muscles agonistes, bien que
plus élevés que ceux des autres muscles, ne sont pas identiques. Pour
illustrer cette différence, le modèle articulaire prédit des forces maximales
de 925 N pour les spinaux lombaires et thoraciques pour la tâche 5 (voir
tableau 1 1), alors que les ratios EMG maximaux respectifs de ces mèmes
muscles sont de 9.19,9.29,3.66et 5.25 (voir tableau 4). De plus, le modèle
articulaire prédit les forces maximales des muscles agonistes exactement au
même moment. Ainsi, toujours pour la tâche 5 , le modèle prédit les forces
maximales des spinaux lombaires et thoraciques et des grands dorsaux
exactement à 4% du temps normalisé de la tâche (voir tableau 1 1). En
comparant ces résultats avec ceux du tableau 4, il est facile de noter la
différence. Les ratios EMG maximaux des muscles agonistes ne sont pas
tous prédits au même moment et l'écart-type des temps d'occurrence est
grand Les temps d'occurrence des ratio EMG maximaux sont donc très
variables comparativement aux temps d'occurrence des forces maximales
prédites par le modèle articulaire. Ce genre de phénomène est observable
pour toutes les autres taches de cette étude.
CHAPITRE IV
Discussion
Cette étude vise à (1) montrer l'effet du type de contraction
musculaire sur l'importance de l'activation des muscles du tronc, (2)
montrer la symétrie entre l'activation des muscles des côtés gauche et droit
du tronc et (3) tenter d'établir des relations entre les forces prédites par un
modèle articulaire à solution mathématique optimale et l'activation EMG
des muscles du tronc.
La première hypothèse voulant qu'il y ait une différence entre une
contraction pliornétique et miornétrique au niveau de l'activation des
muscles du tronc est appuyée par les observations faites dans cette étude.
Par contre, la deuxième hypothèse voulant que l'activation des muscles du
côté gauche du tronc soit symétrique à celle des muscles du côté droit pour
des tâches symétriques et asymétriques opposées, de même que la troisième
hypothèse voulant qu'il existe des relations statistiques entre les forces
musculaires prédites par le modèle articulaire et 1'activation EMG des
muscles du tronc, ne sont pas appuyées par les résultats de cette étude.
Dans le présent chapitre, les conclusions concernant les trois grandes
hypothèses de recherche sont expliquées, les résultats de la présente étude
sont confrontés et comparés à ceux d'autres recherches similaires et
certaines recommandations sont proposées pour guider de fitures
recherches.
Influence du tme de contraction musculaire sur les niveaux
d'activation EMG des muscles du tronc
Pour observer les différences attribuables au type de contraction
des muscles du tronc, les niveaux d'activation EMG des muscles du tronc
sont comparés en utilisant les ratios EMG maximaux rencontrés durant les
différentes tâches investiguées. Le choix du maximum se justifie par le fait
qu'il illustre aussi bien les tendances rencontrées au niveau de l'activation
EMG que le fait la valeur moyenne, le maximum illustrant de façon plus
marquée la tendance présente dans les résultats.
De leur côté, les écarts-types plus élevés dans les résultats de ratio
EMG maximum pour certains muscles (obliques internes et externes et
spinaux lombaires) lors de certaines aches (Tl à T13)sont presque toujours
causés par une plus grande activation EMG du sujet 2. Ce dernier étant un
des sujets (avec les sujets 6 et 7) avec le moins de tissus adipeux (voir
tableau 14 en annexe). De plus, étant de plus petit gabarit, l'effort déployé
par ce sujet pour exécuter les tâches devait être, toutes proportions gardées,
plus élevé que pour les autres sujets. C'est ce qui semble expliquer le fait
que ce sujet démontre généralement des niveaux d'activation EMG plus
élevés que les autres sujets. C'est ainsi qu'il fait augmenter les écarts-types
des ratios EMG maximum.
Les résultais présentes aux tableaux 4, 5 et 6 démontrent bien la
tendance des contractions miornétriques à produire davantage d'activation
EMG pour les muscles du tronc que les contractions pliométriques. Cette
tendance est plus marquée pour les muscles agonistes d'une tâche donnée.
Ainsi, mème si quelques exceptions se retrouvent parmi les résultats,
I'activation EMG des muscles agonistes est généralement supérieure pur
des contractions miornétriques que pour des contractions pliométriques.
Les diEerences dans l'intensité de l'activité EMG des muscles
agonistes enae les tâches impliquant des efforts miornétriques et celles
exigeant des efforts plioméiques sont probablement causées par
I'influence du type de contraction sur la force maximale des muscles. II est
bien connu que la force maximale de type miometrique est inférieure à la
force maximale de type pliométrique. Conséquemment, le maintien d'une
force similaire dans les deux types d'efforts, nécessite un recrutement moins
important dans les efforts réalisés avec des contradictions de type
pliornétrique.
Ces résultats sont en accord avec la littérature sur l'influence du type
de contraction musculaire sur le niveau d'activation EMG. Les principaux
travaux dans ce domaine proviennent de Komi (1973) et Korni, Kaneko et
Aura (1987). Les deux études du groupe de Korni supportent les résultats de
la présente étude en mentiornant que l'amplitude du signal EMG lors de
travail négatif (contraction pliometrique), est considérablement inférieure à
l'amplitude du signal EMG associée a la même quantité de travail positif
(contraction miornétique).
Les données contenues dans le signal EMG sont très importantes car
en comparant uniquement les moments résultants nets à LS/S 1, Gagnon et
Gagnon (1 992) obtiennent des résultats presque identiques pour les taches
de soulèvement (contraction miométrique) et d'abaissement (contraction
plioméîrique) de charges. Ces derniers n'observent pas de différence
significative entre les moments résultants des deux types de tâches. Or, les
moments nets à L5/S 1 de la présente étude (voir les tableaux 15 et 16 en
annexe) démontrent une tendance similaire à l'étude de Gagnon et Gagnon
(1992). Les comparaisons entre les moments nets à L5/S 1 des tâches
miornétriques (tâches 5 , s et 9) et des tâches pliornétriques (taches 4'6 et 7)
ne peuvent dévoiler de différences entre les deux types de contractions.
Cependant, comme les résultats de la présente étude le démontrent, mème si
le chargement net à LYS 1 est équivalent pour une tâche miornétrique et la
tâche inverse pliométrique, il en est tout autrement pour les niveaux
d'activation EMG des muscles agonistes. Les résultats de la présente étude
sont appuyés également par les études de de Looze, Toussaint, van Dieën et
Kemper (1993) et de Delito et Rose (1992). Dans ces deux études, les
niveaux d'activation EMG enregistrés lors du soulèvement (miométrique)
d'une charge sont supérieurs A ceux enregistrés lors de l'abaissement
(pliométrique) de la mème charge.
Symétrie de l'activation des muscles des côtés pra~sheet droit du tronc
Comme mentionné au début de ce chapitre, l'hypothèse voulant que
l'activation EMG soit symétrique pour les côtés gauche et droit d'une paire
de muscles pour des tâches symétriques et asymétriques opposées n'est pas
appuyée par les résultats de cette étude. Les résultats présentés aux tableaux
7 a 10, de même que la visualisation de chacune des courbes moyennes de
l'activation EMG pour les côtés gauche et droit des muscles investigués
démontrent que l'activation EMG n'est pas totalement symétrique.
Les variables critères utilisées dans la présente étude pour vérifier
cette hypothèse sont la corrélation croisée et la différence d'amplitude
RMS. Les corrélations croisées entre les courbes moyennes de l'activité
EMG des cotés gauche et droit démontrent qu'elles sont presques toutes
parfaites. Dans le cadre du présent projet, ces résultats ne sont pas trés
éclairants. La corrélation croisée entre deux courbes vérifie si le patron
d'activation de ces deux courbes est semblable. Plus les patrons
d'activation des deux courbes sont semblables plus la corrélation croisée se
rapproche de un (Lynn, 1989). Les résultats présentés aux tableaux 7 à 10
sont tous très près de un, ce qui démontre clairement que les patrons
d'activation des courbes moyennes d'activation EMG pour les cbtés gauche
et droit d'une paire de muscles et pour des tâches opposées sont semblables.
Si les courbes moyennes d'activation EMG des côtes gauche et droit
lors de tâches opposées sont très semblables au niveau de leur forme, leur
relation est différente au niveau de l'amplitude du ratio EMG. En effet, les
différences d'amplitude RMS calculées et présentées aux tableau 7 à 10,
démontrent que les courbes ne sont pas parfaitement syrnémques. Pour que
deux courbes soient symétriques, il faut que la différence RMS calculée
entre les deux soit négligeable ou égale a zéro. Or, les valeun RMS
calculées sont toutes supérieures à zéro. En fait, la valeur RMS calculée
entre deux courbes quantifie l'écart observable entre ces deux courbes lors
de leur visualisation graphique sans égard à la direction de la différence
(plus grande activité EMG a gauche ou plus grande activité EMG à droite).
Dans la présente étude, le problème est de déterminer à partir de combien
une différence RMS est jugée significative. La nature exploratoire de cette
recherche fait en sorte que très peu, voir même aucune base de comparaison
n'est disponible. De plus, la valeur utilisée pour normaliser le signal EMG
dans le but de pouvoir le comparer est le ratio EMG, ce qui produit des
valeurs d'amplitude peu élevées. Les valeun des différences d'amplitude
RMS sont donc forcément peu élevées également. Ces raisons font en sorte
que l'interprétation des différences d'amplitude RMS est assez complexe.
De plus, il faut prendre en considération que la valeur absolue de I'EMG est
grandement dépendante de la position et de la configuration des électrodes
(Basmajian & De Luca, 1985). Cependant, une façon plus révélatrice de
vérifier la symétrie entre l'activation EMG des côtés gauche et droit des
muscles du tronc est l'inspection visuelle des courbes moyennes pour
chaque cdté d'une paire de muscles lors d'une comparaison de tâches
donnée. Cette inspection combinée aux résultats des différences
d'amplitude RMS permet d'interpréter les différences au niveau de la
symétrie gauche/d.oit, car en réalité, la différence d'amplitude RMS entre
deux courbes moyennes est la quantification de l'écart observable entre ces
deux courbes au niveau de I'amplitude des valeurs. Donc, plus l'écart
observable entre les courbes moyennes des côtes gauche et droit est grand,
plus la différence RMS calculée sera grande.
Pour la tâche 3, l'inspection visuelle des courbes moyennes des
muscles des côtés gauche et droit permet de distinguer une tendance pour
les muscles du côté droit à produire une pIus grande activation EMG que les
muscles du côté gauche. Cette tendance est plus marquée pour les
principaux muscles agonistes de cette tâche, c'est-à-dire les muscles
spinaux lombaires, spinawc thoraciques et grands dorsaux qui sont sdicités
pour résister au chargement de flexion qui augmente à mesure que les
charges sont déplacées vers l'avant Les résultats des différences RMS
présentés au tableau 7 confirment cette tendance, considérant que la tache 3
est une tâche symétrique. Dans ce genre de tâche, où des charges identiques
sont manipulées dans chaque main et où la même trajectoire leur est donnée
par le sujet, il est intéressant de constater que les muscles ne sont pas
sollicités symétriquement.
faut toutefois mentionner que les calculs de
moments (tableau 15, en annexe) indiquent une asymétrie des moments en
fiexion latérale. Apparemment, un moment de flexion latérale a gauche a
été produit, ce qui pourrait expliquer l'activation plus grande a droite.
Avant de conclure su. l'asymétrie de l'activation. il apparaît important de
vérifier la symétrie des moments de force imposés par les forces externes.
L'inspection visuelle des courbes moyennes de 1'activation EMG des
côtés gauche et droit des muscles du tronc pour les comparaisons entre les
tâches 1 et 2 fait ressortir des tendances a la symétrie pour les muscles
droits de l'abdomen, obliques externes et spinaux lombaires. Des
différences importantes sont toutefois notables entre I'activation EMG des
obliques internes et grands dorsaux Lorsque les muscles analysés sont
contralatéraux par rapport à la charge (du côté opposé à la charge
manipulée), les deux muscles se comportent de la même façon. Par contre,
lorsque les muscles sont ipsilatéraux par rapport à la charge (du même côté
que la charge), le côté droit démontre davantage d'activation. Le côté ou la
charge est tenue et manipulée semble donc avoir une Muence sur les
patrons d'activation de ces deux paires de muscles. Pour ce qui est des
spinaux thoraciques, iI semble que ce soit plutôt la tâche effectuée qui ait
une influence sur l'activation EMG des muscles. L'activation EMG est plus
élevée du côté droit Ion de la tâche ou la charge est manipulée du même
côté que les muscles investigués. De même, le côté gauche démontre plus
d'activation que le côté droit lors de la comparaison des tâches où les
muscles investigués sont du côté opposé à la charge manipulée. Dans ces
deux cas, il y a une plus grande activation lors de la tache 2 que ion de la
tache 1. Cette plus grande activation des muscles spinaw thoraciques
suMent des deux cotés lorsque la charge est manipulée avec la main droite.
Il est plausible de tenter d'expliquer cette tendance par la latéralité des
sujets. Cependant, certains sujets sont gauchers et les autres sont droitiers,
ce qui ne peut donc pas expliquer une telle tendance générale. Entre autres,
le sujet qui participe à trois reprises a l'étude est gaucher.
Lors des tâches 1 et 2, des flexions horizontales à l'épaule sont
effectuées avec la charge. Ces tâches ressemblent à celles que rapportent
Ladin et Neff (1992) sauf que dans leur étude chaque flexion horizontale
durait 15 secondes (présente étude : durée entre 1.7 s et 3.2 s) et les charges
manipulées étaient de 2.3,4.5et 6.8 kg. Donc, les tâches 1 et 2 de la
présente étude sont une adaptaiion dynamique des tâches de Ladin et Neff
(quasi-statiques)avec une charge de 2.3 kg. Il est intéressant de noter la
similitude des tracés des patrons d'activation EMG des muscles droits de
l'abdomen, spinaw lombaires et obliques externes entre les résultats de
Ladin et Neff (1992) et ceux de la présente étude, ce qui démontre que le
recrutement musculaire se fait de la même façon pour les deux études. Les
autres muscles investigués dans la présente étude ne font pas l'objet
d'analyse de la part de Ladin et NeE(1992). Comme c'est le cas dans la
présente étude, Ladin et Neff (1997)rapportent que les patrons d'activation
EMG enregistrés lors d'une flexion horizontale du côté gauche sont
symétriques à ceux enregistrés lors d'une flexion horizontale du côté téoit
pour les mucles contralatéraux a la charge. Ces demien mentionnent que
leurs résultats sont reproductibles, constants et en accord avec les
prédictions générales de leur modèle biomécanique. Or, il est intéressant de
remarquer que les mêmes patrons d'activation EMG sont observables lors
d'une condition dynamique, tel que la présente étude le démontre.
Cependant, avant de conclure que le recrutement musculaire des muscles du
tronc se fait de façon symétrique pour les côtés gauche et droit, il s'avère
prudent de faire I'analyse des autres muscles du tronc impliqués dans les
tàches de flexion horizontale, comme le fait la présente étude en analysant
les patrons EMG des spinaux thoraciques, obliques internes et grands
dorsaux
En comparant les rotations axiales des tâches 10 et 1 i, il ressort une
contradiction entre les tendances observées. D 'une part les musc1es spinaux
thoraciques, g m d s dorsaux (indépendammentdu côté de la rotation) et
spinaux lombaires (muscles du côté opposé au sens de la rotation)
démontrent une plus grande activation du côté droit D'autre part, les
obliques externes démontrent une plus grande activation du coté gauche
indépendamment du côte analysé. Pour leur part, les obliques internes se
comportent symétriquement pour ces deux tâches.
Pour mieux comprendre ce qui se produit ion des tâches analysées
dari., la présente étude, il est utile de considérer les fonctions respectives des
muscles du tronc. Le grand droit de l'abdomen lorsqu'activé
bilatéralement, produit une flexion du tronc, et lorsqu'activé
unilatéralement, produit une flexion latérale vers le même côté associée à
une flexion. Les muscles obliques internes et obliques externes ont des
actions complémentaires de flexion lorsqu'ils sont stimulés bilatéralement.
Mais lorsque stimulés unilatéralement, les obliques internes réalisent une
rotation et/ou une flexion latérale du tronc vers le même côté, alors que les
obliques externes font une rotation vers le c6té opposé et une flexion vers le
même coté. Pour les muscles spinaux lombaires et thoraciques, l'action
principale est l'extension du tronc lorsqu'ils sont stimulés bilatéralement et
lorsqu'ils sont stimulés unilatéralement ils réalisent une fiexion latérale
etlou une rotation du tronc vers le même côté en plus d'une extension. La
partie inférieure des grands dorsaux participe à l'extension du tronc bien
que ces actions principales soient réalisées sur le membre supérieur au
niveau de l'épaule (extension, extension horizontale, adduction et rotation
interne).
Pour comprendre ce qui se passe lors des taches impliquant une
rotation axiale du tronc où les charges sont déplacées de l'avant du sujet
vers un côté, il faut considérer la direction du chargement externe imposé
aux muscles du tronc. Le mouvement principal exécuté est la rotation
axiale du tronc, mais il faut aussi tenir compte du moment de flexion
latérale qui augmente à mesure que les charges sont dépiacées vers le côte
du sujet. De façon générde, les muscles d'un côté doivent s'activer pour
produire la rotation axiale du tronc tandis que les muscles du côté opposé
doivent aussi être actifs pour contrebalancer le moment de flexion latérale.
Ceci explique en partie la contradiction entre les tendances observées pour
les muscles spinaux thoraciques, grands dorsaux et spinaux lombaires
comparativement à celles des obliques externes. Selon les fonctions
musculaires, les obliques externes réaiisent une rotation vers le coté opposé
lorsque stimulés unilatéralement. II semble donc logique que si les muscles
spinaux thoraciques, spinaux lombaires et grands dorsaux démontrent plus
d'activation EMG d'un côté, les obliques externes doivent démontrer plus
d'activation de 1' autre côté.
Dans le même ordre d'idées, les comparaisons entre les tâches de
rotation axiale du côté du sujet vers l'avant de celui-ci, soit les tâches 12 et
13, font ressortir la même contradiction que tes comparahons entre les
tâches 10 et 11. D'une part, les muscles spinaux lombaires (muscles du côté
du sens de la rotation), spinaux thoraciques (muscles du côté opposé au sens
de la rotation) et grands dorsaux (indépendamment du sens de la rotation)
démontrent une plus grande activation EMG du côté droit et d'autre part, les
obliques externes (independamernent du sens de la rotation) présentent une
plus grande activation du côté gauche. Or, bien que les rotations axiales des
tâches 12 et 13 soient réalisées dans le sens opposé de celles des tâches 10
et 1 1, les mêmes tendances d'asymétrie sont présentes. II semble donc que
III
l'asymétrie dans l'activation des muscles du tronc ne dépende pas
uniquement de la tache à accomplir.
Pour les tâches 12 et 13, les rotations axiales se font du côté du sujet
vers l'avant de celui-ci. En théorie, le moment d'extension augmente à
mesure que les charges sont déplacées vers l'avant, tandis que le moment de
flexion latérale diminue. Comparativement aux tâches 10 et 11 où c'est
plutôt le moment de flexion Iatérale qui augmente à mesure que la tâche
progresse, alors que le moment d'extension diminue. Bien que ces tâches
soient opposées biomécaniquement, il semble à la lumière des résultats de
cette étude exploratoire que pour les tâches de rotation axiale, les sujets
aient une tendance constante à l'asymétrie musculaire et ce, peu importe
que la rotation axiale soit faite de I'avant du sujet vers le côté ou à I'inverse
du côté du sujet vers I'avant de celui-ci.
Comment expliquer les asymétries dans les patrons d'activation des
muscles du tronc Ion de ces tâches métriques et asymétriques opposées?
Les comparaisons avec la littérature biomécanique portant sur le sujet sont
difliciles, compte tenu des conditions dynamiques et tridimensionnelles de
la présente étude exploratoire. Très peu d'études similaires existent à
l'heure actuelle. Dans la majorité des études consultées, les conditions sont
très contrôlées a l'aide d'un dynamomètre et/ou d'autres équipements
restreignant la liberté de mouvements des sujets. Or, dans la présente étude
les sujets effectuaient des taches dynamiques et tridimensionnelles sans
restriction dans la vitesse d'exécution et/ou la trajectoire des mouvements.
Coactivation
Comme déjà mentionné dans le chapitre portant sur les résultats, les
tâches impliquant une rotation axiale, soit les tâches 10, 11, 12 et 13,
nécessitent la participation de presque tous les muscles du tronc investigués
dans la présente étude. Ce phénomène de coactivation musculaire est
important car il est démontré que le chargement lombaire augmente lorsque
la coactivation est présente (Marras & Mirka., 1992). Pourquoi utiliser la
coactivation musculaire? Différentes hypothèses sont avancées pour tenter
d'expliquer ce phénomène. La coactivation musculaire peut seMr à (1)
rigidifier une articulation pour minimiser les effets potentiels du
dérangement de la posture ,(2) équilibrer ies moments agissant a d'autres
artdations et (3) régulariser les chargements articulaires (Thelen, Schultz
& Ashton-Miller, 1995). La premiére hypothèse voulant que la coactivation
musculaire serve a rigidifier les articulations, s'applique davantage à des
tâches où des charges lourdes sont manipulées etlou lorsque des
chargements importants sont imposés aux stmctures. Par contre, les
deuxième et troisième hypothèses semblent mieux s'appliquer au genre de
tâches réalisées lors de la présente étude. Ainsi, la coactivation muscdaire
observée Ion des rotations axiales peut sentir à contrer certains moments
non désirés produits par certains muscfes. McGill(199 1) de même que
Pope et al. (1986) propose la même explication du phénomène suite aux
résultats qu'ils obtiennent dans leur thde respective. Thelen et al.( 1995)
citant Schdtz, et al- (1983) d o ~ e nl'exemple
t
des muscles spinaux qui
peuvent être actifs lors du développement de moments de rotation axiale en
pariie pour équilibrer les moments de flexion et de flexion latérale produits
par les muscles obliques. C'est ce qui semble se produire dans la présente
étude et qui peut expliquer en partie la tendance d'asymétrie présente, tant
dans les comparaisons entre les tâches 10 et I 1 que celles entre les tâches
12 et 13. Parallèlement à l'exemple de Schultz et al. ( 1983), dans la
présente étude pour les comparaisons entre les tâches 10 et 1 1 et celles entre
les tâches 12 et 13, les muscles spinaux lombaires, spinaux thoraciques et
grands dorsaux semblent présenter davantage d'activation du côté droit pour
contrer les moments de flexion et de flexion latérale des obliques externes
qui présentent ewq davantage d'activation du côté gauche. Cependant, cette
hypothèse n'explique pas pourquoi la tendance asymétrique est la même
pour des rotations axiales opposées. Les asymétries présentes ne semblent
pas dépendre de la direction (vers l'avant ou vers le côté du sujet) ni du sens
(vers la gauche ou vers la droite) des rotations axiales. Par ailleurs, la
coactivation musculaire est importante pour les tâches de rotation axiale,
comme dans l'étude de Thelen et al. (1995) où les efforts de rotation
nécessitent une coactivation musculaire beaucoup plus élevée que lors des
autres tâches de flexion, extension et flexion latérale. L'étude de Thelen et
al. (1995) fait également ressodr que lors de tâches de flexion latérale et de
rotation axiale, le nombre de muscles actifs et Ia coactivation musculaire
augmentent comparativement aux tâches de flexion et d'extension. Cette
observation concorde avec les résultats de la présente étude.
Relation entre les forces muscuIaires médites et
l'activation EMG des muscies du tronc
Comme mentionné précédemment, I'hypothèse voulant qu'il existe
des relations entre les forces musculaires prédites et le niveau d'activation
EMG des muscles du tronc n'est pas appuyée par les résultats de cette
étude. Les résultats présentés aux tableaux 1 1, 12 et 13, de même que les
figures 8a et 8b illustrent bien les différences entre les forces musculaires
prédites par un modèle articulaire à solution mathématique optimale et les
niveaux d'activation EMG des muscles correspondants.
Comparativement aux ratios EMG maximaux des muscles du tronc,
les forces maximales prédites par le modèle articulaire à solution
mathématique optimale sont toujours symétriques pour les côtés gauche et
droit d'un même muscle pour des tâches symétriques. De leur côte les
ratios EMG maximaux ne sont pas toujoun symétriques.
Une autre différence entre les forces maximaies prédites et les ratios
EMG maximaux concerne leur période d'occurrence. Les ratios EMG
maximaux surviennent à des moments différents, même pour les muscles
agonistes d'une tâche donnée. Par contre, le modèle articulaire prédit !es
forces maximales des muscles agonistes exactement au même moment. En
fait, il est difficile d'identifier une tendance générale pour les cinq sujets au
niveau des temps d'occurrence du maximum des ratios EMG. Même pour
un sujet pris individuellement, les temps d'occurrence du maximum des
ratios EMG pour les trois répétitions d'une même tâche sont très variables.
11 semble que l'instant de l'occurrence de l'activation EMG maximale
puisse van*er. Ces résultats sont très intéressants car ils suMement Ion de
tâches très simples impliquant la manipulation de charges légères. Ce
phénomène reste à vérifier lors de la manipulation de plus grandes charges
dans des conditions plus dynamiques et complexes, comme lors de
manutention de caisses par exemple.
En plus de synchroniser les forces maximales pour les muscles
agonistes, le modèle prédit des forces maximales de même amplitude pour
les principaux agonistes de chacune des tâches. Or, bien que les ratios
EMG maximaux de ces mêmes muscles soient supérieurs a ceux des autres
muscles du tronc, leurs amplitudes ne sont jamais de même intensité.
Toutes ces différences soulignent bien la nécessité de développer un
modèle articulaire a solution physiologique optimale dans le but d'améliorer
la prédiction des forces musculaires ainsi que des forces résultantes en
compression et en cisaillement à l'articulation L5/S 1. Cette nouvelle
version doit pouvoir intégrer les importantes informations contenues dans le
signai EMG des muscles du tronc à la procédure mathématique
d'optimisation Dans sa version actuelle, comme les résultats de la présente
étude exploratoire le démontrent, le modèle prédit les forces des muscles du
tronc avec moins de précisions et de détails que l'enregistrement des
signaux EMG des mêmes muscles. Certaines différences entre les côtés
gauche et droit d'un même muscle, de même qu'entre les niveaux
d'activation des muscles agonistes d'une tâche donnée doivent donc être
prises en considération en incluant les signaux EMG des muscles
investigués p m i les intrants du modèle articulaire. Les données de cette
étude doivent contribuer au développement d'une nouvelle version du
modèle articulaire.
Des résultats intéressants concernant un modèle articulaire à
solution physiologique optimale sont rapportés par Cholewicki et al. (1 995).
Ces derniers démontrent que les modèles articulaires assistés par EMG sont
en mesure de répondre aux variations dans les synergies musculaires de
même qu'à la coactivation des muscles antagonistes, ce que l'optimisation
mathématique seule ne semble pouvoir réaliser. Cholewicki et al. (1 999,
mentionnent que les forces prédites par leur modèle à solution
physiologique optimale préservent la variabilité dans les patrons
d'activation des muscles telle qu'observée dans les enregistrements (I'EMG.
Dans cette même étude, les estimations de forces musculaires par le modèle
a solution physiologique optimale différent de 128% (RMS) pour la flexion
et l'extension et de 2 13% pou. la flexion latérale, par rapport au modèle a
solution mathématique optimale. De telles différences ne peuvent
qu'engendrer des erreun importantes dans les estimations du chargement
articulaire à L5/S 1. En sous-estimant certaines forces musculaires de
muscles antagonistes ou de muscles synergistes, donc en négligeant la
coativation, le modèle articulaire à solution mathématique optimale sousestime le chargement articulaire.
Les résultats de la présente étude proviennent de taches simples et
contrôlées et c e w de l'étude de Choiewicki et al. (1995) de tâches statiques.
Les différences entre les forces musculaires prédites par les modèles a
solution mathématique optimale et les signaux EMG des muscles
correspondants, rencontrées dans ces deux études, laissent croire qu'en
situation plus dynamique, comme lors d'une manutention de caisses par
exemple, les erreurs d'estimation des forces sont encore plus importantes.
Ceci souligne la nécessité de développer une nouvelle version du modèle
articulaire utilisé dans la présente étude, en intégrant I'EMG a
I'optimisation mathématique.
Conclusions
En résumé, les résdtats de cette étude font ressortir certaines
observations importantes qui peuvent senir a orienter les recherches futures
au Laboratoire de biomécanique occupatiomelle. Étant la première étude
au laboratoire utilisant l'électromyographie comme instrument de mesures,
les hypothèses investiguées tentent de vérifier les performances du système
d'acquisition des signaux EMG et visent a comparer les données
physiologiques des signaux EMG au%forces prédites par le modéle
articulaire à solution mathématique optimale. Les données de la présente
étude démontrent bien la pertinence de développer un modèle à solution
physiologique optimale en combinant les informations contenues dans les
signaux EMG avec celles issues d'un modèle multisegmentaire.
L'étude permet de mettre en lumière quatre conclusions principales.
Remièrement, les tâches impliquant des contractions miornétriques
nécéssitent davantage d'activation EMG des muscles du tronc que les tâches
impliquant des contractions pliometriques. Deuxièmement, les côtés
gauche et droit des muscles du tronc ne sont pas sollicités symétriquement
par des tâches opposées, que ces tâches soient symétriques ou asymétriques.
Troisièmement, les résultats mettent en lumière la présence de coactivation
musculaire, surtout lors des tâches de rotations axiales. Et finalement, les
performances de prédiction de forces musculaires du modèle articulaire ne
concordent généralement pas avec les données contenues dans les signaux
EMG des muscles du tronc.
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ANNEXES
Formulaire de consentement
Titre de l'étude: Étude exploratoire des patrons d'activation des muscles du tronc lors de
conditions quasi-statiques et dynamiques de chargement externe.
Chercheur:
Christian Villeneuve
Le projet de recherche pour lequel votre participation comme sujet est sollicitée, porte
sur des mouvements ou une charge est manipulée. La recherche vise a identifier le niveau
d'activation des muscles du tronc lors de différentes conditions de chargement externe et de
mettre ces données en relation avec les forces prédites par un modèle biomécanique, pour
éventuellement produire des recommandations dans le but de réduire les risques de Iésions au
dos.
Vous serez appelé à participer à une séance expérimentale d'une durée totale
d'environ 1 heure et 30 minutes (la durée réelle d'efforts sera d'environ 45 minutes) dans
laquelle vous effectuerez 39 mouvements ou une charge (2.3 Kg) est manipulée. Des repères
anatomiques et des électrodes de surface seront collés à certains endroits précis sur votre
peau 11 faudra raser légèrement la peau pour permettre une meilleure fixation des repères et
des électrodes. Vous serez enregistrés sur bande vidéo pour fins d'analyses.
Avant l'expérience, des mesures anthropométriquesde certains de vos segments ainsi
que des plis cutanés seront pris. Une période est prévue pour vous enseigner les tâches a
éxecuter de manière à s'assurer que vous pouvez faire tous les mouvements adéquatementCes tâches représentent des efforts légers qui ne comportent aucun risque.
Vous recevrez la somme de -dollars pour votre participation à cette recherche. Les
données obtenues ainsi que les bandes vidéo qui seront prises lors de l'expérience seront
gardées confidentielles. De plus, vous êtes libre de vous retirer en tout temps.
Signature :
Si vous reconnaissez avoir été uiformé sur le protocole et les buts de I'expénence,
acceptez d'y participer et avez répondu par la négative à toutes les questions du Q-bAP et du
questionnaire sur votre état de santé, auriez-vous l'obligeance de signer ce formulaire. 11 est
clair que vous conservez le droit de vous retirer de l'expérience en tout moment si vous en
décidez ainsi.
...........................
Date
.......................................
Sujet
Faculté d'éducation physique et sportive
Université de Sherbrooke
Chercheur
h e x e A: Représentation graphique des conditions exwrirnentales
Tableau 14
Somme de I'éaaisseur (mm) des 6 olis cutanés (méthode des six olis '1 et
épaisseur des plis cutanés sous I'em~lacementde chacune des électrodes
pour les cinq sujets
I
i
Somme des
6 plis
DAg
DAd
OEg
OEd
org
OId
SLg
SLd
STg
STd
GDg
Sujet 1
Sujet 2
Sujet 3
52
41
57
15
15
7
8
7
8
9
8
IO
10
9
8
8
5
5
4
4
7
8
7
8
10
9
10
IO
7
8
13
12
12
12
13
12
suiet 6 ' sujet 743
33
IO
11
9
6
6
5
7
6
5
5
6
4
4
5
7
5
6
7
6
7
7
5
7
9
7
GDd
5
7
'~éthodesdes six plis cutanés :triceps, sous-scapulaire, supra-iliaque,
abdomen, cuisse (tiers supérieur) et mollet (McArdle, ~ a t c het ~ a t c h ,1987)
Tableau 15
Movennes et écarts-types (n=2 1 '1 des valeurs maximales et minimales des composantes du
moment net a LYS 1" et de leurs temps d'occurrence I%)
mur les tâches 1 à 7
Valeurs maximales
Moments
Occurrence(%)
X
-
-
Sr
X
sz
VaIeurs minimales
Occurrence(%)
moments
X
..-..-.--.sr
._-
._-
z
sr
-
--
Résultat du produit du nombre de séances expérimentales (4=7 par cinq sujets) par le nombre
essais ( n p 3 ).
Ces moments sont exprimés par rapport au référentiel anatomique du bassin. En position
anatomique. son axe longitudinal (L) pointe vers le sol. son axe saginal (S) pointe vers l'avant et
son axe transverse (T) pointe vers la droite. Un moment positif en rotation
(ML)signifie une
rotation de t'épaule droite vers la hanche gauche; en flexion laterale (Ms).
il signifie une flexion
latérale vers la gauche; en flexiodextension (MT).
il signifie une flexion
avant du tronc.
Tableau 16
Movennes et écarts-+s ln=2 1 ') des valeurs maximales et minimales des commsantes du
~ de leurs temps d'occurrence (%) pour les tâches 8 à 13
moment net B L S / S "et
- -
Valeun maximales
~Mornents
Occurrence(%)
x
z
=z
s2
x
-
-
Valeurs mùiimaIes
Moments
Occurrence(%)
z
X
sz
MS
MT
MR
T9:ML
MS
MT
h
m
TIO: ML
MS
MT
MR
Tl 1: ML
MS
MT
m
7'12:
ML
MS
MT
MR
T13:ML
MS
MT
MR
62
-
56
' Résultat du produit du nombre de séances expérimentales ( ~ = 7par cinq sujets) par le nombre
$essais (&=3).
Ces moments sont exprimés par rapport au référentiel anatomique du bassin. En position
anatomique, son axe longitudinal (L) pointe vers le sol, son axe sagittal (S) pointe vers l'avant et
son axe transverse (T)pointe vers Ia droite. Un moment positifen rotation axiaie (ML) signifie une
rotation de l'épaule droite vers la hanche gauche; en flexion latéraie (Ms). il signifie une flexion
tatérale vers ta gauche; en flexion/extension (MT),
il signifie m e flexion
avant du tronc.