DOCTORAT Spécialité

Numéro d'ordre : Année 2011

THE SE

présentée à

L 'UNIVERSITE DE V ALENCIENNES ET DU HAINAUT C AMBRESIS

En vue de 1' obtention du

DOCTORAT

Spécialité :

SCIENCES ET TECHNIQUES DES ACTIVITES PHYSIQUES ET SPORTIVES

par

Coralie SANCHEZ

EFFETS DES CEINTURES LOMBAIRES ET DE LEURS CARACTERISTIQUES SUR LES PARAMETRES PHYSIOLOGIQUES ET

BIOMECANIQUES DU TRONC

Soutenue devant le jury

Eric BERTON, PU Matthieu FOISSAC, DR Pierre MORETTO, PU Julien MORLIER, MCU-HDR Stéphane PERREY, PU

Cyril GARNIER, MCU-HDR Franck BARBIER, PU

Composé de:

Rapporteur Examinateur Examinateur Examinateur

Rapporteur

Co-directeur Co-directeur

------------ CONFIDENTIEL ------------

Numéro d'ordre : Année 2011

THE SE

présentée à

L'UNIVERSITE DE VALENCIENNES ET DU HAINAUT CAMBRESIS

En vue de 1' obtention du

DOCTORAT

Spécialité :

SCIENCES ET TECHNIQUES DES ACTIVITES PHYSIQUES ET SPORTIVES

par

Coralie SANCHEZ

EFFETS DES CEINTURES LOMBAIRES ET DE LEURS CARACTERISTIQUES SUR LES P ARAMETRES PHYSIOLOGIQUES ET

BIOMECANIQUES DU TRONC

Soutenue devant le jury

Eric BERTON, PU Matthieu FOISSAC, DR Pierre MORETTO, PU Julien MORLIER, MCU-HDR Stéphane PERREY, PU

Cyril GARNIER, MCU-HDR Franck BARBIER, PU

Composé de:

Rapporteur Examinateur Examinateur Examinateur

Rapporteur

Co-directeur Co-directeur

1 ------------ CONFIDENTIEL ------------

Remerciements

Je tiens en premier lieu à remercier Messieurs les membres du jury pour avoir

accepté de rapporter et d'examiner cette thèse.

Je remercie toute l'équipe du laboratoire d'Automatique, de Mécanique et

d'Informatique Industrielle et Humaines (LAMIH). Je remercie Franck Barbier et Cyril

Garnier pour m'avoir encadré dans cette thèse. Merci pour m'avoir accompagné dans mon

travail, pour m'avoir soutenu dans les moments difficiles et m'avoir permis de croire en moi.

Vous m'avez permis de prendre du recul sur mon travail, d'apprendre à observer et à avancer

dans la bonne direction. Votre aide autant personnelle que professionnelle et votre

disponibilité quotidienne m'ont permis de tenir, d'avancer et de finir cette thèse dans de

bonnes conditions. Merci !

Merci également à Christophe Gillet, pour son aide précieuse lors des phases de tests,

pour le traitement des données, pour ses remarques pertinentes et constructives, sa réflexion

sur mon travail. Son expérience, son expertise et sa rigueur rn' ont permis de réaliser mes

expérimentations dans de bonnes conditions. Merci pour tous ces échanges autour d'un café,

pour tous ces moments informels qui m'ont permis d'avoir un œil extérieur sur mon travail,

des conseils ... Tu as fourni un énorme travail pour cette thèse.

Je remercie Nicolas Découfour pour sa patience envers moi, pour m'avoir supporté et

aidé sur mes phases de programmation pour le traitement des données. Merci également pour

tous ces moments de fous rires au laboratoire en compagnie de Maud, Jean François,

Emilie, Julie, Racha, Imen .. . Merci pour l'ambiance chaleureuse de travail et toute l'aide

que vous avez su m'apporter.

Merci à Thierry-Marie Guerra de m'avoir accepté au sein du LAMIH.

Je tiens également à remercier l'entreprise Décathlon qui m'a permis de rencontrer

Franck Barbier et qui a initié cette Thèse CIFRE. Merci à Nicolas Belluye pour cette

rencontre entre le milieu industriel et universitaire.

Merci à Philippe Frey chat pour rn' avoir engagé au sem de 1' entreprise

DECATHLON.

Merci à Laurent Baly directeur du centre de recherche Oxylane Resarch pour m'avoir

guidé au sein de l'entreprise, m'avoir fait confiance et aidé à gérer la partie industrielle.

2 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Merci également à Matthieu Foissac mon directeur au sein de l'équipe biomécanique

d'Oxylane Research. Merci pour la confiance que tu as su me donner dans tous les projets

entrepris, ainsi que dans la conception et la réalisation des produits. Tu as su me

communiquer ton enthousiasme et ta passion pour le travail d'ingénieur de recherche. J'ai

beaucoup appris sur« mes savoirs être» et mes «savoirs faires ». Ce travail est une éternelle

remise en question sur soi autant personnelle que professionnelle.

Merci à tous mes collègues de travail au sein de 1 'entreprise pour les échanges que

nous avons pu avoir, pour le soutien moral que vous avez su me donner: Maxime, Laura,

Corentin, Yohann, Julie, Céline, Cécile, Nicolas D, Nicolas S, Julien, Benoit B ...

Je tiens enfin à remercier ma famille et plus particulièrement ma mère pour m'avoir

aidé à terminer cette thèse. Merci pour avoir toujours été là pour moi et pour le soutien moral

que tu as su me donner sans lequel je ne serais pas arrivée là où j'en suis aujourd'hui.

3 ------------------------------ CONFIDENTIEL ------------------------------

Cadre de la thèse CIFRE

La thèse s'est déroulée conjointement au sem du Laboratoire d'Automatique, de

Mécanique et d'Informatique Industrielles et Humaines (L.A.M.I.H) de Valenciennes et au

sein du Centre de Recherche de DECATHLON. Elle a été co-encadrée par Franck Barbier PU

à l'Université de Valenciennes et du Hainaut-Cambrésis, spécialisé en Biomécanique et

Analyse du Mouvement et Cyril Garnier MCU-HDR pour son expertise en Physiologie.

Matthieu Foissac pilotait pour la partie industrielle Les domaines de recherche dans lesquels

s'inscrivent cette thèse sont donc la Physiologie, la Biomécanique et 1 'Analyse du

Mouvement appliquées aux orthèses lombaires et plus précisément aux ceintures lombaires

(CL).

Le groupe de recherche EM2SE (Etude des Mouvements en Sport, Santé et

Ergonomie) du L.A.M.I.H présente l'originalité d'associer des compétences complémentaires

dans les domaines de la Biomécanique, l'Analyse du Mouvement et de la Physiologie. De

plus, la plupart des études menées sont réalisées en collaboration avec les autres équipes du

LAMIH (ASHM, C2S, DIM), des laboratoires appartenant aux réseaux de recherche sur le

Handicap (IRRH, IFR25), d'autres laboratoires français (INRETS, LESP, ... ), des

laboratoires étrangers (Montréal, Kingston, Greenwich), des industriels (RENAULT, PSA,

DECATHLON, AMPA, ... ). Ces collaborations académiques et industrielles reflètent la

capacité de ce groupe à intégrer des connaissances multidisciplinaires et des méthodologies et

contraintes diverses à leurs projets de recherche. Cette pluridisciplinarité m'a permis

d'analyser les problèmes, les comprendre et de ce fait d'ouvrir des perspectives et de proposer

des méthodes pour faire avancer ma thématique.

En ce qui concerne plus précisément ma thématique de recherche, des études

précédentes entreprises au sein du groupe EM2SE abordent les mouvements du tronc et les

stratégies motrices associées induits par le port du sac à dos ou du cartable, le handicap, la

lombalgie, le vieillissement et par des pratiques physiques.

4 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Les objectifs généraux de la thèse

Cette thèse s'inscrit donc dans la continuité des études entreprises au sein du groupe

EM2SE sur l'analyse du mouvement du tronc et la modélisation des mouvements. Le but

principal sera de déterminer et de quantifier les paramètres cinématiques et musculo

squelettiques caractérisant les effets du port d'une ceinture lombaire. Ainsi, les différents

protocoles expérimentaux proposés permettent de mettre en évidence les effets des CL

souples de façon objective.

Contexte industriel de la thèse

Actuellement, aucun consensus n'existe concernant la validation des qualités de

maintien d'une CL souple. De même, les choix effectués lors de leur conception ne sont pas

ou peu validés scientifiquement. Il convient donc de proposer des paramètres pertinents

reliant les caractéristiques techniques des CL et leurs effets physiologiques et biomécaniques

souhaités pour le tronc. La thèse propose donc de mettre en place des outils et méthodes

d'évaluation biomécaniques et physiologiques des effets apportés par la CL. Ceux-ci auront

pour conséquence de pouvoir guider la conception des orthèses en se basant sur une

évaluation objective.

Les objectifs généraux de la thèse

Cette thèse s'inscrit dans la continuité des études entreprises au L.A.M.I.H sur

l'analyse du mouvement du tronc et la modélisation du mouvement. Le but majeur sera de

quantifier les paramètres cinématiques et musculo-squelettiques des effets du port d'une

orthèse. Ces paramètres permettront d'évaluer la qualité d'une orthèse (les orthèses sont des

appareillages utilisés pour pallier des déficiences corporelles et pour traiter différentes

pathologies osseuses ou musculaires).

5 --------------- CONFIDENTIEL --------------

L'utilité industrielle de la thèse

Actuellement, il n'existe aucun consensus concernant la validation des qualités de

maintien d'une CL souple et surtout peu de validations scientifiques des choix effectués sur

leur conception. Il convient donc de proposer des paramètres pertinents reliant les

caractéristiques techniques des CL, leurs effets physiologiques et biomécaniques souhaités

pour le tronc. La thèse propose de mettre en place des outils et méthodes d'évaluation

biomécaniques et physiologiques des effets apportés par la CL. Ceux-ci auront pour

conséquence de pouvoir guider la conception des orthèses en se basant sur une évaluation

objective.

6 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Tables des matières

Chapitre 1 : Cadre théorique

1. LE RACHIS .............................................................................................................................................. 15

1.1. ANATOMIE: LE RACHIS •.•........•.................•.•.•.............•.•........................................... ,,, .. , •.•.•................. 15

1.1.1. STRUCTURE DU RACHIS ........................................................................................................................................ 16

1.1.2. ÜSTEOLOGIE DU RACHIS LOMBAIRE .................................................................................................................. 17

1.1.3. LES DISQUES INTERVERTEBRAUX ...................................................................................................................... 19

1.1.4. LES ARTICULATIONS« PROCESSUS ARTICULAIRES» ...................................................................................... 20

1.2. LES MUSCLES DU RACHIS ....................................................................................................................... 21

1.2.1. L'ERECTOR SPINAE: ............................................................................................................................................... 21

1.2.2. LE RECTUS ABDOMINIS ....................................................................................................................................... 25

1.2.3. L'EXTERNAL OBLIQUE .......................................................................................................................................... 25

1.3. LE SYSTEME DE STABILISATION DE LA COLONNE VERTEBRALE .......................................................... 26

1.4. LE MUSCLE SQUELETTIQUE ................................................................................................................... 2 7

1.5. LA CONTRACTION MUSCULAIRE ............................................................................................................ 28

1.6. LA POSTURE ORTHOSTATIQUE ............................................................................................................. 29

1. 7. LES REFLEXES MUSCULAIRES ................................................................................................................ 31

1.8. LE DELAI DE REPONSE MUSCULAIRE REFLEXE ...................................................................................... 36

1.8.1. COMMENT OBSERVER UN DELAI DE REPONSE MUSCULAIRE REFLEXE AU NIVEAU DU TRONC ................ 3 7

1.8.2. DELAI DE REPONSE MUSCULAIRE REFLEXE SUITE A UNE PERTURBATION ................................................. 38

1.9. LA PROPRIOCEPTION •••••••••••••••••••················•••••••••••••••••••••• .. ·••······················•••••••••••••••••••••••••••••············ 38

1.9.1. LES RECEPTEURS ................................................................................................................................................... 38

1.9.2. LES AFFERENCES PROPRIOCEPTIVES ................................................................................................................. 39

1.9.3. EVALUATION DE LA PROPRIOCEPTION .............................................................................................................. 40

2. LA LOMBALGIE .......................................................................................................... ., .......................... 42

2.1. QU'EST-CE QUE LA LOMBALGIE ............................................................................................................. 42

2.2. LES DIFFERENTS TYPES DE LOMBALGIES ............................................................................................. 43

2.2.1. LA LOMBALGIE COMMUNE ................................................................................................................................... 44

2.2.2. LA LOMBALGIE SYMPTOMATIQUE ...................................................................................................................... 50

2.3. QUELS SONT LES FACTEURS DE RISQUE DES LOMBALGIES? ................................................................ 50

2.3.1. FACTEURS INDIVIDUELS ....................................................................................................................................... 51

2.3.2. FACTEURS ENVIRONNEMENTAUX ...................................................................................................................... 52

7 --------------- CONFIDENTIEL --------------

2.4. LE SPORT ET LA LOMBALGIE ................................................................................................................. 53

2.4.1. CHEZ UNE POPULATION MOYENNE .................................................................................................................... 53

2.4.2. CHEZ LES SPORTIFS DE HAUT NIVEAU ........................................................ : ...................................................... 54

2.4.3. LES CAUSES DE CES PATHOLOGIES CHEZ LES SPORTIFS .................................................................................. 57

2.4.4. QUELS SONT LES SPORTIFS LES PLUS TOUCHES ............................................................................................... 58

2.4.5. PREVENTION ET APTITUDE AU SPORT ............................................................................................................... 58

2.5. DIFFERENCES ENTRE SUJETS SAINS ET LOMBALGIQUES POUR LA STABILITE ..................................... 58

2.6. DIFFERENCES ENTRE SAINS ET LOMBALGIQUES SUR LES DELAIS REFLEXES ....................................... 59

2. 7. DIFFERENCES ENTRE SAINS ET LOMBALGIQUES SUR LA PROPRIOCEPTIO N ........................................ 59

2.8. MOYENS THERAPEUTIQUES .................................................................................................................. 60

3. LES CEINTURES LOMBAIRES ............................................................................................................ 60

3.1. HISTORIQUE ET PRECONISATION ......................................................................................................... 60

3.2. FONCTIONS PRINCIPALES ...................................................................................................................... 60

3.3. CARACTERISTIQUES .............................................................................................................................. 61

3.4. EFFETS BIOMECANIQUES ....................................................................................................................... 62

3.4.1. EFFET DE LA CL SUR LA PRESSION INTRA-ABDOMINALE .............................................................................. 62

3.4.2. EFFET DES CL SUR LA MOBILITE ........................................................................................................................ 63

3.4.3. EFFET DES CL SUR LES MUSCLES ....................................................................................................................... 63

3.5. CL UN MOYEN DE PREVENTION DES LOMBALGIES? ............................................................................. 64

3.6. CONCLUSIONS ........................................................................................................................................ 65

3.7. PROBLEMATIQUE .................................................................................................................................. 66

4. CONCLUSION ......................................................................................................................................... 67

Chapitre 2 : Matériel et méthode

1. PROTOCOLES ........................................................................................................................................ 69

2. LA CAPTURE DU MOUVEMENT ........................................................................................................ 69

2.1. SYSTEME D'ANALYSE GESTUELLE VI CON ............................................................................................ 69

2.1.1. CARACTERISTIQUES DU SYSTEME VI CON ........................................................................................................ 69

2.1.2. LE CALIBRAGE STATIQUE ..................................................................................................................................... 70

2.1.3. PRECISION DU SYSTEME VI CON ........................................................................................................................ 71

2.2. MODELISATION CORPORELLE ............................................................................................................... 72

2.2.2. FILTRAGE DES DONNEES CINEMATIQUES ......................................................................................................... 80

8 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

3. ELECTROMYOGRAPHIE DE SURFACE ....•....................................................................................... 80

3.1. LE FONCTIONNEMENT DE L'EMG ......................................................................................................... 80

3.2. LE PLACEMENT DES ELECTRODES ......................................................................................................... 81

3.3. TRAITEMENT DES SIGNAUX EMG ......................................................................................................... 82

3 .4. LA NORMALISATION .............................................................................................................................. 84

4. LE DISPOSITIF D'EQUILIBRE ............................................................................................................ 85

5. LE DISPOSITIF DE PERTURBATION TYPE« LACHE DE CHARGE» ....................................... 86

6. EVALUATION DE LA PROPRIOCEPTION ... : ................................................................................... 87

7. LES CEINTURES LOMBAIRES UTILISEES .....................................................................•.•...•.•.•.....• 89

7.1. ETUDESSURLASTABILITE .................................................................................................................... 89

7 .2. ETUDES SUR LA PROPRIOCEPTION ....................................................................................................... 89

8. ANALYSE STATISTIQUE ..................................................................................................................... 90

Chapitre 3: Effet des ceintures lombaires souples sur la stabilité

et les activités musculaires du tronc

1. INTRODUCTION ................................................................................................................................... 92

2. JUSTIFICATION DU DISPOSITIF DE STABILITE .......................................................................... 95

3. METHODE ............................................................................................................................................... 96

3.1. POPULATION ......................................................................................................................................... 96

3.2. PROTOCOLE EXPERIMENTAL ................................................................................................................ 96

4. RESULTATS ............................................................................................................................................ 97

5. DISCUSSION ........................................................................................................................................... 99

6. CONCLUSION ....................................................................................................................................... 101

9 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Chapitre 4 : Différences de comportement chez une population

saine lors d'une tâche de contrôle postural

1. INTRODUCTION ................................................................................................................................. 103

2. METHODE ............................................................................................................................................. 105

3. STATISTIQUES .................................................................................................................................... 105

4. RESULTATS .......................................................................................................................................... 105

5. DISCUSSION .................................................................... ., ..................................................................... 108

6. CONCLUSION ....................................................................................................................................... 110

Chapitre 5 : Effet des ceintures lombaires et de leurs

caractéristiques sur les délais réflexes musculaires du tronc

1. INTRODUCTION ................................................................................................................................. 111

2. JUSTIFICATION DU DISPOSITIF DE PERTURBATION ............................................................ 112

3. METHODE ............................................................................................................................................. 113

3.1. POPULATION ....................................................................................................................................... 113

3.2. PROTOCOLE EXPERIMENTAL .............................................................................................................. 114

4. RESULTATS .......................................................................................................................................... 114

4.1. DELAI DE REPONSE REFLEXE .............................................................................................................. 115

4.1.1. POUR LES SUJETS SAINS ..................................................................................................................................... 115

4.1.2. POUR LES SUJETS LOMBALGIQUES .................................................................................................................... 116

5. DISCUSSION ......................................................................................................................................... 117

6. CONCLUSION ....................................................................................................................................... 120

10 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Chapitre 6 : Effet des ceintures lombaires et de leurs

caractéristiques sur la proprioception du tronc

1. INTRODUCTION ................................................................................................................................. 121

2. RESULTATS .......................................................................................................................................... 123

2.1. SUJETS SAINS ....................................................................................................................................... 123

2.2. SUJETS LOMBALGIQUES ....................................................................................................................... 125

3. DISCUSSION ............................. , ............................................................................................................ 126

4. CONCLUSION ....................................................................................................................................... 127

Conclusion générale

Annexes

1. ANNEXE 1: QUESTIONNAIRE DONNE AUX SUJETS POUR LE CHAPITRE 5 ET 6 ............ 149

2. ANNEXE 2 :ECHELLE VISUELLE ANALOGIQUE POUR LA DOULEUR .................................. 151

3. ANNEXE 3: QUESTIONNAIRE ROLAND MORRIS ...................................................................... 152

4. ANNEXE 4: DEFINITION DE LA RIGIDITE PAR LAROUSSE ................................................... 154

5. ANNEXE 5: DEFINITIONS DE LA SOUPLESSE ............................................................................ 154

11 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Table des matières des tableaux

Tableau 1: Activité EMG et variables cinématiques pour les trois conditions (sans CL/ CL

Comfort/ CL Dynamic). ET: écart type, RA: Rectus Abdominis, EO: External Oblique,

TES : Thoracic Erector Spinae, LES : Lombar Erector Spinae, CG : Centre de gravité.98

Tableau 2: Comparaison des variables entre les deux groupes.* : P<0,05 . .......................... 107

Tableau 3 : Récapitulatif des données anthropométriques des sujets. S = sujets sains et LBP = sujets lombalgiques ........................................................................................................ 114

Tableau 4: récapitulatif des questionnaires sur les sujets lombalgiques ................................ 115

Tableau 5: Récapitulatif des résultats pour les sujets sains .................................................... 116

Tableau 6 : récapitulatif des résultats pour les sujets lombalgiques ....................................... 117

Tableau 7: Résultats des différentes erreurs de repositionnement. ........................................ 124

Tableau 8: Résultats des différentes erreurs de repositionnement. ........................................ 125

Table des matières des figures

Figure 1 : Le rachis, sa structure et ses courbures ..................................................................... 16

Figure 2: Caractéristiques des vertèbres en fonction de leur lo.calisation au sein du rachis .... 17

Figure 3: Structure d'une vertèbre lombaire ............................................................................ 18

Figure 4: Structure du Sacrum .................................................................................................. 19

Figure 5: Structure du Coccyx .................................................................................................. 19

Figure 6: Structure du disque intervertébral.. ........................................................................... 20

Figure 7: Représentation de l'hernie discale ............................................................................ 20

Figure 8: Les articulations au niveau des processus articulaires .............................................. 21

Figure 9 :En 1, l'Iliocostalis; en 2, le Longissimus; en 3 le Spinalis . ................................... 22

Figure 10: Muscle Iliocostalis .................................................................................................. 23

Figure 11 : Muscle Longissimus ............................................................................................... 24

Figure 12: Le muscle Spinalis .................................................................................................. 24

Figure 13: Le muscle Rectus Abdominis .................................................................................. 25

Figure 14: Le muscle External Oblique ................................................................................... 26

Figure 15: composition d'un muscle ........................................................................................ 28

Figure 16: Localisation de l'unité motrice dans le système neural. ......................................... 29

12 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Figure 17 : Représentation de la réponse réflexe musculaire ................................................... 32

Figure 18: trajet des deux faisceaux Spino-cérebelleux .......................... : ................................ 33

Figure 19: Récapitulatif des récepteurs sensoriels et leur connexion vers la moelle épinière. 36

Figure 20: Biodex Système 3 ................................................................................................... 41

Figure 21: Test de proprioception debout (à gauche) et assis (à droite) .................................. 42

Figure 22: Schéma de la colonne vertébrale avec ses différentes parties ................................ 43

Figure 23 Réalisation du test de Schobert Modifié .................................................................. 45

Figure 24: Schéma représentant les différents types de lombalgie commune ......................... 46

Figure 25: Charges appliquées sur la colonne vertébrale ......................................................... 52

Figure 26: Spondylolyse isthmique. Coupes de scanner avec reconstruction parasagittale

montrant la fracture ou pseudarthrose de l'isthme au dernier niveau (L5) ....................... 55

Figure 27 : Coupe horizontale du rachis. Les disques bien hydratés sont en blanc. Les disques

dégénérés sont gris ou noirs. Ici, les disques L5 et S 1 sont dégénérés ............................ 56

Figure 28: disque sain à gauche et Hernie intra spongieuse à droite ....................................... 56

Figure 29 : Radiographie d'un rachis présentant une dystrophie rachidienne ......................... 57

Figure 30: Caméra infrarouge ................................................................................................. 70

Figure 31: Equerre utilisée lors du calibrage statique. Elle définit 1' origine et les axes du

repère laboratoire .............................................................................................................. 71

Figure 32 : Tige pour le calibrage dynamique ......................................................................... 71

Figure 33 :Position des marqueurs vue de face (A), de profil (B) et de dos (C) ..................... 74

Figure 34 : Position des caméras dans la salle ......................................................................... 7 4

Figure 35 :Représentation 3D des points définissant le sujet, de face et de profil.. ................ 75

Figure 36: Représentation de l'angle du tronc (ligne rouge). La ligne jaune représentant la

verticale ............................................................................................................................ 7 6

Figure 37: Segment composant le centre de masse du tronc ................................................... 77

Figure 38: Illustration de la position des marqueurs vue de face (A), de profil (B) et de dos

(C) ..................................................................................................................................... 78

Figure 39: Représentation 3D du sujet sous Vi con vue de face et de profil. ........................... 79

Figure 40 :Représentation de l'angle du tronc, ligne rouge. Axez, ligne jaune ..................... 80

Figure 41: Position des électrodes EMG sur le tronc du sujet ................................................. 82

Figure 42: Equation du calcul de la RMS d'un signal EMG défini à partir de n points de

mesure .............................................................................................................................. 83

Figure 43 : Signal EMG du muscle Thoracic Erector Spinae lors d'un essai où la charge est

lâchée (Hermann et al., 2005) .......................................................................................... 84

13 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Figure 44: Différentes vues du dispositif d'équilibre. À gauche, une photo du dispositif vue de

profil. À droite un dessin du dispositif vu du dessous avec la visualisation du plateau de

proprioception fixé en dessous ......................................................................................... 85

Figure 45: dispositif de lâché de charge ................................................................................... 86

Figure 46: Tâche de repositionnement, Ligne jaune représentant la verticale, l'angle 8t étant

l'angle cible et er l'angle réalisé par le sujet.. .................................................................. 87

Figure 47: Vue de dos des deux modèles de CL. À gauche: la CL 1 (Modèle Comfort) et sur

la droite la CL 2 (Modèle Dynamic), Aptonia® .............................................................. 89

Figure 48: Vue de dos et de face de la CL C.I.V.S Gibortho ................................................... 90

Figure 49: Vue de dos et de face de la CL prototype ............................................................... 90

Figure 50: Comparaison de la souplesse du rachis dans un mouvement de flexion antérieure

du tronc en position debout sous trois conditions (sans CL/ CL Comfort/ CL Dynamic).*

Indique la différence significative (P<O,OS). Les barres indiquent les écart-types (ET). 97

Figure 51: CL QuikDraw PRO, Aspen Medical Products Inc., Irvine, CA, de face puis de dos .

........................................................................................................................................ 100

Figure 52: L'HAC identifie deux groupes basé~ sur l'activité du RA, de l'EO, du TES et du

LES ................................................................................................................................. 106

Figure 53: Erreur constante de repositionnement.. ................................................................. 124

Figure 54: Erreur variable de repositionnement.. ................................................................... 125

14 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Chapitre 1 : Cadre théorique

Toutes les figures utilisées dans ce chapitre sont issues de :

• Gray's anatomie pour les étudiants 2ème édition. Drake, R.L., Wayne Volg, A.,

Mitchell, A., Duparc, J. Elsevier Masson, 2006;

• Traitements du mal de dos: Causes et Thérapies ; Prévention, pathologies et

techniques adaptées. Tillement, P., Ellébore éditions, 2004;

• Physiologie du sport et de l'exercice. Wilmore, J.H, Costill, D.L, Editions

DeBoeck Université 2004;

• www.atlas.anatomie.free.fr;

• www.santea.com;

• www.jocelynerollin.com;

• www.gym-coaching.com;

• www.wikipédia.fr;

• www.realbodywork.com;

• www.neuropsychopathologie.fr;

• www.didier-pol.net;

• www.lombalgie.fr;

• www .orthopedie-et-readaptation.com.

1. Le rachis

L'anatomie et la physiologie sont deux disciplines complémentaires. Elles permettent

d'expliquer respectivement l'organisation et le fonctionnement du corps humain. L'anatomie

est« l'étude de la structure des parties du corps et des relations qu'elles ont les unes avec les

autres relations». La physiologie est l'étude du« fonctionnement des parties du corps, c'est à

dire sur la façon dont celles-ci jouent leur rôle et permettent le maintien de la vie» (Marieb,

1999).

1.1. Anatomie : Le rachis

Pour l'écriture de cette synthèse d'anatomie, nous nous sommes appuyés sur les

ouvrages suivants, Kapandji (Kapandji 2009), Bogduk (Bogduk 2005), Maigne (Maigne

1994), Platzer (Platzer 2001), Marieb (1999).

15 -------------- CONFIDENTIEL --------------

1.1.1. Structure du rachis

Le rachis comporte 5 parties. La première est le rachis cervical qui est composé de 7

vertèbres cervicales. La deuxième est le rachis thoracique avec ses 12 vertèbres thoraciques.

Le troisième est le rachis lombaire avec les 5 vertèbres lombaires. La troisième partie est le

sacrum qui compte 5 vertèbres soudées. Pour finir, la dernière partie est le coccyx avec 3 à 5

vertèbres atrophiées. Toutes ces parties font de la colonne vertébrale un segment mesurant

entre 70 à 80 cm de long. La colonne vertébrale est soutenue par les muscles antérieurs et

postérieurs à celles-ci.

Si on regarde la colonne vertébrale dans le plan sagittal on aperçoit 4 courbures qui

forment un « S » (figure 1). En regardant la colonne vertébrale de l'arrière, la courbure

cervicale et lombaire sont concaves, la courbure thoracique et la courbure sacra-coccygienne

sont convexes.

vue antérieure Vue lai~ raie g<auche Vue po~lérleure

Figure 1: Le rachis, sa structure et ses courbures.

(C2,

(Cl)} VertèbrM c.ervi~J

V~t~teS thoraciques.

16 --------------- CONFIDENTIEL --------------

1.1.2. Ostéologie du rachis lombaire

Les vertèbres de la colonne vertébrale possèdent une architecture qui leur est propre en

fonction du niveau auquel elle se situe (Figure 2). Nous allons présenter dans cette partie

uniquement celles qui concernent la partie du rachis lombaire.

Élément costal 1\lsionné

Antérieur

Vertèbre cervlc.ale

Vertèbre thoracique

Vert1lbre lombalê

Foramen transverse

Figure 2: Caractéristiques des vertèbres en fonction de leur localisation au sein du rachis.

1.1.2.1. Les vertèbres lombaires

Les vertèbres lombaires sont soumises à de fortes compressions et soutiennent la

colonne vertébrale lors de port de charges lourdes. Elles possèdent donc un corps vertébral

massif, un foramen vertébral de forme triangulaire et des pédicules. Les lames vertébrales

forment le processus épineux (ou apophyse épineuse). Les apophyses transverses s'appellent

ici les apophyses costiformes car elles sont des reliques des côtes (figure 3).

17 CONFIDENTIEL --------------

Figure 3: Structure d'une vertèbre lombaire

1.1.2.2. Le sacrum

C'est un os de forme triangulaire constitué de 5 vertèbres soudées entre elles (voir

traits verticaux). Le sacrum a pour fonction de stabiliser le bassin. Il possède deux processus

articulaires supérieurs qui s'articulent avec L5. On retrouve également des foramens par

lesquels sortent les racines sacrées du filum terminal de la moelle. Les bords latéraux du

sacrum s'articulent avec les hanches et constituent ainsi les articulations sacra-iliaques (figure

4).

18 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Vue antérieure

Figure 4: Structure du Sacrum

1.1.2.3. Le coccyx

Facette articulaire avec l'os coxal

Vue postérolattira/6 ·

Foramens sacraux postérieurs

canal 11}\"~W~!t'f--- sacral

inçomplet

Il se compose de 3 à 5 vertèbres atrophiées. Il est articulé avec le sacrum au niveau de

sa partie supérieure (figure 5).

sacrum

J coccyx

Figure 5: Structure du Coccyx.

1.1.3. Les disques intervertébraux

Les disques intervertébraux ont pour rôle de stabiliser le rachis et d'amortir les chocs

entre les différents corps vertébraux (figure 6). Le disque est constitué du noyau, le nucléus

pulposus et d'une substance gélatineuse qui est l'anneau fibreux. Le noyau permet au disque

19 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

d'avoir une certaine élasticité. L'anneau constitué de fibres de collagène et de cartilage

fibreux limite le déplacement excessif du noyau. Il permet également d'assurer la connexion

des vertèbres les unes avec les autres et résiste à la tension de la colonne vertébrale. Le disque

intervertébral peut repousser le ligament longitudinal postérieur (voir description dans la

partie traitant des ligaments). La protrusion du disque en arrière peut venir pincer la racine

nerveuse qui est issue de la moelle à ce niveau et créer une inflammation. Cette protrusion est

appelée hernie discale (figure 7). La douleur est appelée une rachialgie et en fonction du

niveau d'atteinte on parlera de cervicalgie, dorsalgie ou de lombalgie.

Disque intervertébral

Figure 6: Structure du disque intervertébral

Structure fibreuse Noyau gélatineux (annulus) (nucleus pulposus)

Disque normal

Figure 7: Représentation de l'hernie discale

Noyau

Anneau fibreux

Saillie du noyau gélatineux

Hernie discale

1.1.4. Les articulations « processus articulaires »

Les vertèbres sont unies par le disque intervertébral, mais les processus articulaires

vont permettre aux vertèbres s'articuler entre elles. De petits appendices à la jonction du


processus épineux et des processus transverses sont appelés processus articulaires supérieurs

vers le haut ou processus articulaires inférieurs vers le bas. Chaque vertèbre a donc ·deux

processus articulaires supérieurs et deux processus articulaires inférieurs. Chaque paire de

processus inférieurs s'articule avec les processus supérieurs de la vertèbre située au-dessus

(Figure 8). Ces articulations sont enveloppées d'une capsule articulaire résistance.

Figure 8: Les articulations au niveau des processus articulaires

1.2. Les muscles du rachis

Il ne sera décrit dans cette partie que les muscles superficiels et principaux du tronc

qui seront par la suite étudiés au cours des expérimentations.

1.2.1. L'Erector spinae

C'est un ensemble de muscles du rachis. Il s'étend sur toute la région cervicale,

thoracique et lombaire. Il est composé de trois muscles imposants. L'Iliocostalis qui est

latéral, le Longissimus qui est intermédiaire et le Spinalis qui est interne. Ces muscles sont

extenseurs du rachis (figure 9).

21 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Figure 9 : En 1, l' Iliocostalis ; en 2, le Longissimus ; en 3 le Spinalis.

L'Iliocostalis (Figure 10) comprend une partie lombaire (Iliocostalis Lumborum), une

partie thoracique (Iliocostalis Thoracis) et une partie cervicale (lliocostalis Cervicis). La

partie lombaire part du sacrum, de la crête iliaque et du fascia thoraco lombal pour se terminer

au niveau de la 6ème côte et des processus costiformes des vertèbres lombaires. La partie

thoracique s'étend des côtes inférieures (9ème à la 6ème) pour se terminer sur les 6 côtes

supérieures. La dernière partie cervicale part de la 6ème à la 3ème côte pour se terminer sur les

processus transverses de la 4 ème vertèbre cervicale.

22 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Figure 10: Muscle Iliocostalis

Le muscle Longissimus (figure 11) est un muscle qui se divise en une partie thoracique

(Longissimus Thoracis), une partie cervicale (Longissimus Cervicis), ainsi qu'une partie

située à la base du crâne (Longissimus Capitis). Le Longissimus Thoracis part du sacrum,

parcourt les processus épineux des vertèbres lombaires et thoraciques et se termine sur la 1ère

ou 2ème côte. Le Longissimus Cervicis part des processus transverses des six vertèbres

thoraciques supérieures et se termine au niveau des processus transverses de C2. Le

Longissimus Capitis part des vertèbres thoraciques supérieures T5 à T3 pour se terminer au

niveau du processus mastoïde.

23 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Figure 11: Muscle Longissimus

Le Spinalis (figure 12) comprend une partie thoracique (Spinalis Thoracis), une partie

cervicale (Spinalis Cervicis) et une partie au niveau de la tête (Spinalis Capitis) qui n'est pas

présente chez tous les individus. La partie thoracique part des processus épineux de la 3ème

vertèbre lombaire à la 1 Oème vertèbre thoracique. La partie cervicale part de la 2ème vertèbre

thoracique à la 6ème vertèbre cervicale.

Figure 12: Le muscle Spinalis

4

24 ------------------------------ CONFIDENTIEL ------------------------------

1.2.2. Le Rectus Abdominis

Il permet la flexion antérieure du tronc. Il est composé de deux bandes musculaires de

part et d'autre de la ligne médiane (figure 13). Il s'insère dans sa partie supérieure sur les 6ème,

7ème arc antérieurs et cartilage costaux ainsi que sur le processus Xiphoïde. Il se termine dans

sa partie basse sur le bord supérieur du pubis. C'est un muscle entrecoupé d'intersections

aponévrotiques. Ses deux parties sont séparées par une ligne blanche. Ce muscle permet la

bascule du bassin. Il accompagne également les fléchisseurs de la hanche (Ilio-psoas) lors de

l'élévation des muscles inférieurs.

Figure 13: Le muscle Rectus Abdominis

1.2.3. L'External oblique

Il s'insère sur les huit dernières côtes pour se terminer au mveau de la moitié

antérieure de la crête iliaque, sur l'arcade crurale, sur la symphyse pubienne et la ligne

blanche. La direction de ses fibres est oblique de haut en bas et de dehors en dedans.

L'External Oblique (figure 14) permet d'abaisser la poitrine et contribue à la

compression de la cavité abdominale, ce qui augmente la pression intra-abdominale. Sa

contraction unilatérale permet la rotation contro-latérale du tronc ainsi qu'une inclinaison

homolatérale du tronc.

25 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Figure 14: Le muscle Externa/ Oblique

1.3. Le système de stabilisation de la colonne vertébrale

Panjabi, en 1992, expose le système par lequel la stabilisation de la colonne vertébrale

est possible. Son système de stabilisation comprend trois sous-systèmes : les vertèbres, les

disques et les ligaments qui constituent le sous-système passif. Le sous-système actif est quant

à lui composé de l'ensemble des muscles et des tendons qui entourent la colonne vertébrale et

qui peuvent appliquer des forces sur celle-ci. Les nerfs et le système nerveux central

constituent le sous-système neural. Il détermine les exigences de stabilité de la colonne

vertébrale afin d'assurer le suivi des différents signaux provenant des récepteurs et commande

le sous-système actif pour fournir la stabilité nécessaire. Un dysfonctionnement de l'un des

sous-systèmes peut aboutir à une ou plusieurs des trois possibilités suivantes:

- Une réponse immédiate d'un autre sous-système pour compenser le dysfonctionnement,

-Une adaptation à long terme de l'un ou plusieurs sous-systèmes,

- Une blessure de 1 'un ou de plusieurs éléments de n'importe quel sous-système.

La troisième possibilité peut alors conduire à un dysfonctionnement du système global

et induire des lombalgies. Si des charges importantes viennent s'ajouter à la colonne

vertébrale, comme le port de charges lourdes par exemple, si des postures complexes et

risquées sont réalisées, le sous-système neural peut modifier la stratégie de recrutement

musculaire afin de renforcer temporairement la stabilité de colonne vertébrale dans ces

26 -------------- CONFIDENTIEL --------------

conditions de sollicitations excesslVes. La stabilisation de la colonne vertébrale peut

emprunter différentes stratégies afin d'assurer sa stabilité.

1.4. Le muscle squelettique

Le muscle squelettique (figure 15) est constitué d'un tissu conjonctif appelé

Epimysium. Il enveloppe la globalité du muscle. En dessous de ce tissu on retrouve les fibres

musculaires assemblées en parallèle par paquets ou faisceaux de fibres musculaires. Le tissu

conjonctif qui entoure chaque faisceau de fibres est le Périmysium. De plus, chaque fibre est

elle-même entourée de tissu conjonctif appelé Endomysium.

Chaque fibre musculaire est constituée d'une membrane plasmique appelée

sarcolemme. Il fusionne à chaque extrémité de la fibre avec le tendon qui s'insère sur l'os.

Les tendons sont composés de tissus conjonctifs. Ils transmettent à l'os la force développée

par les fibres musculaires par l'intermédiaire du tendon, ce qui permet la création d'un

mouvement.

Les myofibrilles sont un élément constituant de la fibre musculaire. Entre chacune

d'entre elles, une substance nommée sarcoplasme est retrouvée. Les myofibrilles sont

composées d'une succession de sarcomères. Chaque sarcomère est limité par des stries Z

présentes à chaque extrémité de cette structure. Les sarcomères comprennent des filaments

protéiques fins d'actine et épais de myosine qui se terminent par une tête globuleuse. Ces

dernières sont responsables de la contraction musculaire.

27 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Endomysium

Figure 15: composition d'un muscle

1.5. La contraction musculaire

fssPh~~b~~~;;d-fl '""~~·~~--~~".·,~'~>~~,_'*t.;.,:r:,_,,_"~~~--c:;,i:t'if

FillllOOtt

tropomsosine -~!a n(tinc --+.S'f/11"

myosine

Chaque fibre musculaire est innervée par un seul motoneurone. Le muscle présente

une structure particulière, la jonction neuromusculaire est appelée plaque motrice. C'est

l'espace entre un motoneurone et une fibre musculaire. L'unité motrice (figure 16) est la plus

petite unité fonctionnelle pour décrire le contrôle neural du processus de contraction

musculaire. Elle comprend un corps cellulaire, les dendrites du neurone moteur, les

nombreuses ramifications de son axone et les fibres qu'elle innerve (figure 16).


r ....... F>·--· ....

lleutoe motl!ut ou ri>ale>Muton ..

Tif'ndon

.Artiwtation

Figure 16: Localisation de l'unité motrice dans le système neural.

La contraction musculaire est une suite de processus qui prennent naissance au niveau

du cerveau ou de la moelle épinière. Le potentiel nerveux excitateur arrive à 1' extrémité d'un

nerf, au niveau de la plaque motrice. Il va déclencher des variations de potentiels

membranaires musculaires. La stimulation arrive au niveau du bouton synaptique, le

neur?transmetteur nommé acétylcholine (Ach) est sécrété et se fixe aux récepteurs présents

sur le sarcolemme. Ceci provoque l'ouverture de canaux ioniques qui libèrent du sodium dans

la fibre musculaire.

1.6. La posture orthostatique

La position verticale de 1 'homme en appui sur la plante de ses pieds est appelée

position orthostatique. Pour maintenir cette posture et s'opposer aux forces gravitationnelles,

de nombreux muscles doivent conserver une activité tonique perpétuelle. La régulation et le

contrôle et de l'activité tonique posturale orthostatique est assurée par des mécanismes

sensori-moteurs. Lors de la posture orthostatique, le corps oscille en permanence pour

maintenir son équilibre. Des réflexes posturaux sont alors nécessaires pour assurer le maintien

de la posture. Ils entretiennent constamment des contractions musculaires afin de contrôler les

articulations. Ces contractions ainsi que 1' ensemble des activités neuromusculaires impliquées

sont nommées activité tonique posturale. L'activité tonique posturale et les mécanismes qui la

régulent sont inconscients pour l'homme. C'est un ensemble d'activités réflexes où les

informations en provenance de différents récepteurs règlent, par des boucles rétro-actives,

29 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

l'activité tonique des muscles fléchisseurs, extenseurs, adducteurs et abducteurs. L'amplitude

articulaire ~es mouvements est aussi régulée.

La régulation de l'activité tonique posturale est assurée par les extérocepteurs

desservant la périphérie du corps et les intérocepteurs pour la partie interne du corps.

Les extérocepteurs sont représentés par :

• Les terminaisons libres et Plexus qui sont sensibles à la douleur

•

•

•

•

Les corpuscules de Golgi-Mazzoni qui sont sensibles à la pression

Les corpuscules de Krausse qui sont sensibles au froid

Les corpuscules de Ruffini qui sont sensibles à la chaleur

Les corpuscules de Meissner qui sont sensible au touché

Les intérocepteurs comprennent des viscérocepteurs localisés dans les viscères et les

propriocepteurs (appelés également récepteurs kinesthésiques) qui rendent compte de la

position du corps dans l'espace et sont activés par «les actions du corps lui-même»

(Sherrington, 1907).

Les propriocepteurs regroupent les récepteurs labyrinthiques, les récepteurs

parodontaux, les organes tendineux de Golgi, les organes de Ruffini, les fuseaux

neuromusculaires.

Les récepteurs de Ruffini, logés dans les articulations, détectent la vitesse et le degré

d'ouverture des articulations.

Les récepteurs labyrinthiques permettent d'orienter la tête dans 1' espace en donnant

des informations relatives aux accélérations.

Les fuseaux neuromusculaires et les organes de Golgi sont sensibles à l'étirement des

muscles pour le premier et des tendons pour le second. Les fuseaux neuromusculaires sont à

la base du réflexe myotatique (voir description faite dans la partie sur les réflexes ci-dessus).

Au niveau lombaire, les propriocepteurs sont connectés à la formation réticulée du

tronc cérébral (Brodai et al., 1962). Les afférences provenant des propriocepteurs lombaires

participent à la régulation posturale.

La régulation tonique posturale est automatique. Différentes entrées afférentes

permettent de créer des boucles de rétroaction. « Dans la rétroaction, une partie des efférences

d'un système actif retourne dans une boucle pour moduler la continuité de son action»

(Azémar et al., 1982). Il existe des boucles de rétroaction courtes et longues. Les courtes,

intègrent les informations au niveau segmentaire et les longues intègrent l'information au


niveau supra-segmentaire. L'augmentation de l'activité du système effecteur est réalisé quand

la rétroaction est positive, dans le cas d'une rétroaction négative, l'activité se trouve réduite.

1. 7. Les réflexes musculaires

Le réflexe myotatique est un réflexe monosynaptique. C'est la contraction réflexe d'un

muscle provoquée par son propre étirement. On connaît par exemple le réflexe patellaire

(percussion du tendon de la rotule) qui entraîne une extension de la jambe. C'est un réflexe

spinal ou médullaire, c'est-à-dire géré uniquement au niveau de la moelle épinière. Une seule

synapse est traversée par l'influx nerveux ce qui permet une réponse musculaire rapide

(inférieure à 1 seconde).

Le message nerveux prend alors naissance au mveau du fuseau neuromusculaire

transite vers la moelle épinière par l'intermédiaire d'un nerf rachidien et d'un neurone

sensoriel dit« en T ».Ce dernier est à l'origine des afférences sensorielles et se trouve localisé

dans les ganglions spinaux des racines dorsales de la moelle épinière. Les prolongements

périphériques de ces neurones pénètrent par les racines dorsales et atteignent la corne dorsale

(corne sensitive) de la moelle épinière. Le message nerveux passe alors d'un neurone

sensoriel à un neurone moteur (ou motoneurone) au niveau d'une synapse excitatrice. Le

corps cellulaire du motoneurone est localisé dans la substance grise de la moelle épinière.

L'axone du motoneurone transporte le message nerveux vers le muscle étiré au niveau d'un

nerf rachidien en sortant par la racine ventrale. L'axone du motoneuroneforme avec le muscle

étiré une synapse neuromusculaire qui conduit à sa contraction. Ce réflexe met en jeu 2

neurones reliés par une synapse, on parle de réflexe monosynaptique (figure 17).

31 --------------- CONFIDENTIEL --------------

® moelle épinière

intemeurone

inhibition motoneurone inhibé

® nerf sensitif messages afférents

1 CD fuseau t neuromusculaire

® E = extenseur F = fléchisseur

Figure 17 : Représentation de la réponse réflexe musculaire

Le réflexe polysynaptique est le relâchement d'un muscle antagoniste suite à

l'étirement de son muscle agoniste. En effet, dans le but d'éviter une contraction presque

synchrone des muscles antagonistes conduisant à un blocage du mouvement. La coordination

des muscles antagonistes et agonistes est donc indispensable. Le muscle extenseur étiré reçoit

l'ordre de se contracter via la synapse excitatrice. Le muscle antagoniste, fléchisseur, reçoit au

même moment via un inter neurone un message inhibiteur qui conduit à son relâchement

(étirement passif). Cette coordination est possible grâce au rôle de l'inter neurone de la moelle

épinière. Le même message sensoriel conduit alors à 2 réponses : une stimulation du

motoneurone du muscle étiré (synapse excitatrice) ainsi qu'une inhibition du motoneurone du

muscle antagoniste via la synapse inhibitrice de l'inter neurone. Il s'agit d'un circuit réflexe

polysynaptique qui met bien en évidence l'intégration puis le traitement de l'information

sensorielle qui conduit à deux réponses motrices différentes. Les récepteurs mis en jeu dans

un réflexe polysynaptique sont nombreux.

Le fuseau neuro musculaire est le principal récepteur dans cette réponse réflexe, mais

si 1' on se focalise sur la structure et 1' organisation des corpuscules sensitifs on distinguer trois

grandes catégories. Chaque catégorie possède des corpuscules bien spécifiques qui sont

classés en fonction de leur trajet dans le système nerveux.

Les corpuscules de la sensibilité lemniscale partent des cordons dorsaux de la moelle

épinière, parcourent la moelle allongée (ou bulbe rachidien) pour former le ruban de Re il

appelé Lemniscus. Cette sensibilité comprend la pail esthésie, la baresthésie, la proprioception

consciente et la sensibilité tactile.

Les corpuscules de la sensibilité extra-lemniscale partent du cordon latéral de la

moelle puis se poursuivent dans la moelle allongée en dehors du Lemniscus. Cette sensibilité

regroupe la sensibilité tactile, thermique et algésique.

32 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Pour finir, les corpuscules qui se rapportent à la sensibilité proprioceptive inconsciente

car leurs afférences ne parviennent pas au cortex. Leur trajet va de la moelle épinière au

cervelet et ils interviennent dans le contrôle de la posture. C'est la sensibilité spino

cérébelleuse. On retrouve deux faisceaux spino-cérébelleux (figure 18) :

• Pour transmettre les afférences venant du tronc, le faisceau direct (bleu) ou

postérieur qui gagne le cervelet par le pédoncule cérébelleux inférieur,

véhicule les afférences en provenance du tronc.

• Pour transmettre les afférences provenant des membres, le faisceau croisé

(rouge) ou antérieur gagne le cervelet par le pédoncule cérébelleux supérieur.

Figure 18: trajet des deux faisceaux Spino-cérebelleux

La sensibilité visée par cette voie est celle qui est liée aux organes sensitifs de la

tension des muscles et des tendons musculaires. Les fuseaux neuromusculaires sont les

organes sensitifs situés au sein des fibres musculaires squelettiques. Ces derniers sont des

capteurs de tension qui mesurent environ 100 Jlm de diamètre et peuvent mesurer jusqu'à 10

mm de long (Guénard, 2001). Ils n'agissent pas directement sur les segments squelettiques

mais permettent de régler le tonus musculaire idéal pour la posture et le mouvement. Des

terminaisons nerveuses spiralées s_ont visibles au sein de leur longueur. Ces formations

nerveuses spiralées s'articulent avec le protoneurone de la proprioceptivité inconsciente. Les

extrémités du fuseau sont composées de 3 à 12 petites fibres musculaires striées qui captent

33 -------------- CONFIDENTIEL --------------

une innervation provenant des motoneurones gamma qui ont une vitesse de conduction de 12

à 48 ms. Les axones provenant des motoneurones alpha innervent les fibres musculaires

responsables de la contraction et possèdent une vitesse de conduction de 70 à 120 ms,

assurant le réglage du tonus musculaire. Ces fibres sont appelées fibres intrafusales. Chacune

d'entre elles contiennent une région centrale sans actine et myosine qui se comporte comme

un récepteur sensoriel. Ces dernières sont enveloppées d'une capsule et sont rattachées aux

extrémités du tissu conjonctif musculaire. Les extrémités de ces fibres sont innervées par les

motoneurones à terminaison nerveuse spiralée qui s'étire lorsque :

• Un corps musculaire antagoniste subi une élongation (Ex : les muscles extenseurs du

tronc dans un mouvement de flexion antérieure).

• Les fibres musculaires du fuseau se contractent par innervation gamma. L'influx

nerveux parcourt alors le protoneurone qui est une fibre sensitive de type la (fibre dite

rapide).

•

Le fuseau neuromusculaire contient deux types de fibres intrafusales :

Les fibres neuromusculaires à sac nucléaire qui contiennent plusieurs noyaux. Elles

ont une fonction phasique qui permet le réglage du tonus musculaire des muscles

agonistes lors du mouvement. Ils sont à 1' origine de la boucle gamma dont la

fonction réflexe est de niveau spinal et segmentaire.

• Les fibres neuromusculaires à chaine nucléaire avec des noyaux disposés en chaine

dans la région réceptrice. Ils sont à fonction tonique et sont responsables du tonus

musculaire de base. Au cours du mouvement, ils assurent le réglage du tonus dans

les muscles antagonistes.

Ces deux catégories de fuseaux sont à l'origine de la boucle cérébelleuse qui informe

le cervelet de l'état du tonus musculaire. Elles apportent les informations proprioceptives

nécessaires aux adaptations du tonus musculaire pour le maintien de la posture lors du

mouvement.

La sensibilité spino-cérébelleuse concerne également les corpuscules neuro-tendineux

de Golgi (figure 19), que l'on retrouve au niveau de la jonction musculo-tendineuse, dans les

tendons musculaires. Dans ces derniers, une série de ramifications amyéliniques encapsulées

se termine en une fibre nerveuse afférente. Quand le muscle se contracte, il sollicite

directement les faisceaux de collagène du tendon. La tension déroule les terminaisons

34 -------------- CONFIDENTIEL --------------

nerveuses de Golgi qui déchargent instantanément. Des tensions de 30 mg suffisent à

provoquer leur stimulation (Rigal, 2002). L'activation des récepteurs sera d'autant plus

grande que la contraction musculaire sera élevée. Ils permettent aux centres nerveux de

connaître l'état des tensions qui ont lieu au niveau des tendons. Leur rôle est bien d'inhiber la

contraction musculaire qui pourrait être nuisible aux tendons car trop importante. La fibre

nerveuse qui part de 1 'organe tendineux de Golgi est de type lb et transporte les influx

nerveux jusqu'à la moelle. Ces protoneurones montent dans les nerfs périphériques dans la

racine dorsale des nerfs spinaux. Leurs corps cellulaires se situent dans le ganglion spinal. Les

cylindraxes pénètrent dans la moelle épinière et se terminent dans les deux noyaux du col de

la come dorsale, les uns dans le noyau de Clarke, les autres dans le noyau de Betcherew.

Pour finir, on peut retrouver impliqué dans cette sensibilité les récepteurs articulaires

ou dit récepteurs kinesthésiques (figure 19). On les retrouve au niveau des capsules

articulaires. Ces récepteurs sont sensibles aux variations de vitesse angulaire. Ils permettent

de renseigner la position et le mouvement des articulations. Trois types de récepteurs se

trouvent localisés dans les tissus articulaires. Les récepteurs de Ru/fini sont situés dans la

capsule articulaire. Ils détectent la vitesse angulaire et la direction du mouvement. Les

récepteurs de Pacini se trouvent également dans la capsule, au niveau du périoste, proche des

insertions ligamentaires capsulaires. Ils sont sensibles aux petits mouvements et aux

accélérations. Pour finir, les récepteurs de Golgi se trouvent localisés au niveau des ligaments

articulaires. Ils permettent de détecter la direction du mouvement ainsi que la tension

appliquée sur le ligament. Les influx nerveux de ces trois récepteurs articulaires sont transmis

à la moelle via les fibres myélinisées II et III.

35 ------------------------------ CONFIDENTIEL ------------------------------

Figure 19: Récapitulatif des récepteurs sensoriels et leur connexion vers la moelle épinière.

1.8. Le délai de réponse musculaire réflexe

Le plus simple des réflexes musculaires comprend une seule synapse, c'est le réflexe

monosynaptique. Chaque réflexe musculaire comporte un délai entre la stimulation et la

réaction. C'est le délai réflexe qui est aussi est aussi appelé le temps de latence. Ce dernier

compte le temps de conduction de l'influx nerveux afférent, le délai synaptique central et le

temps de conduction de l'influx efférent. La vitesse de propagation du potentiel d'action le

long des fibres nerveuses et la longueur de celles-ci, détermine le temps de conduction. La

quantité de synapses impliquées dans le traitement de la décharge afférente et la création de la

réponse efférente détermine principalement la durée du délai central. Les réflexes

monosynaptiques les plus basiques comptent un délai central d'environ 0,5 ms. Ce délai

augmente proportionnellement en fonction du nombre de synapses centrales. En général, le

réflexe myotatique provoqué par l'étirement du fuseau neuromusculaire répond en 30 ms

(Rigal, 2002).

36 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Pour les réflexes polysynaptiques faisant intervenir, comme leur nom l'indique,

plusieurs synapses, les temps de latences se trouvent être plus longs. Le temps de latence est

d'autant plus long que le nombre de synapse à franchir est élevé (Lacombe, 2007).

Les réponses musculaires suite à un étirement sont regroupées en deux catégories : les

réponses de courte latence (CLt) et les réponses de moyenne latence (ML). Le classement se

fait en fonction de leur temps de latence qui est soit inférieur (CLt) soit supérieur à (ML) 60

ms (Schieppati et al., 1995).

Face à une perturbation, la réponse CLt est considérée comme un réflexe

monosynaptique et les impulsions le long des fibres rapides la issues fuseau neuromusculaire

déterminent le temps de latence. L'exemple est la percussion du tendon rotulien entraînant

l'extension de la jambe par la contraction du quadriceps. Les fibres la arrivent directement sur

les motoneurones qui innervent à leur tour les fibres extrafusales du même muscle. Le temps

de réaction pour le réflexe rotulien est de 19 à 24 ms (Ganong, 2005). Ce temps de latence est

obtenu lorsqu'on applique sur le nerf sensitif d'un muscle un stimulus suffisamment faible

pour ne stimuler que les fibres la. En connaissant la vitesse de conduction des fibres

afférentes et efférentes ainsi que la distance entre le muscle étudié et la moelle épinière, il est

alors possible de calculer le temps de réaction mis pour effectuer un trajet muscle-moelle

épinière muscle. En soustrayant cette vitesse de conduction au temps de réaction, on peut

obtenir le délai central. Ce dernier correspond au temps mis pour que l'activité réflexe passe

par la moelle épinière. Pour le réflexe rotulien par exemple, le délai central est compris entre

0,6 et 0,9 ms (Ganong, 2005). Connaissant le délai synaptique de 0,5 ms, le réflexe rotulien ne

peut donc avoir qu'une seule synapse.

Pour les réponses à ML, une perturbation pour le muscle soléaire par exemple est

comprise entre 60 et 90 ms (Nardone et al., 1990). Ce temps de latence est observé pour un

étirement des muscles de la jambe lors d'un basculement d'une plateforme orteil vers le haut.

1.8.1. Comment observer un délai de réponse musculaire

réflexe au niveau du tronc

Pour observer les délais de réponse musculaire réflexe au niveau du rachis, deux types

de protocoles sont retrouvés dans la littérature. Le premier consiste à demander à un sujet

d'exercer une flexion ou une extension isométrique contre une charge définie. Le deuxième

protocole consiste à vernir percuter le sujet au niveau des omoplates ou de Tl O. Il est observé

le temps de latence entre la perturbation et la réponse musculaire.

37 -------------- CONFIDENTIEL --------------

1.8.2. Délai de réponse musculaire réflexe suite à une

perturbation

Si l'on prend le cas où le sujet doit résister à une charge en isométrie quels sont les

temps observés sur des sujets sains? Radebold et al., (2000), ont utilisé un protocole utilisant

un « lâché de charge rapide » dans le but de mesurer les latences des réponses des muscles du

tronc. Les sujets sains répondaient avec un délai réflexe après perturbation de 70 ms. Cette

réponse rapide est considérée comme réflexe et sert alors d'outil de classification objective

pour détecter des pathologies comme la lombalgie. Pour Reeves et al., (2005), les délais

observés variaient en fonction du mouvement étudié (direction dans laquelle la charge était

lâchée), entre 62 et 74 ms. Enfin, pour Cholewicki et al., (2005), en fonction du mouvement

étudié, les délais étaient compris entre 58 et 65 ms. Pour les muscles du tronc le délai de

réponse réflexe se situe entre 58 et 74 ms suite à une tâche de lâcher de charge.

Pour les tâches de perturbation impactant le tronc à l'aide d'une charge, Hermann et

al., (2006) trouvent un délai pour de 60 ms pour les muscles spinaux. Quant à Dupeyron et

al.,(2010), le délai pour les muscles spinaux observés est de 90 ms. Le délai réflexe se trouve

alors compris entre 60 et 89 ms pour les muscles spinaux lors d'une perturbation de type

« impact ».

1.9. La proprioception

La proprioception est la perception que nous avons de notre corps dans l'espace que

celui-ci soit à l'arrêt (Statesthésie) ou en mouvement (Kinesthésie). La proprioception est

donc une intégration des messages sensoriels provenant des récepteurs suivants : capsules

articulaires, organes tendineux de Golgi, fuseaux neuromusculaires ainsi que le vestibule. Elle

est primordiale au maintien du corps en statique ou en mouvement car elle permet d'intégrer

la position et le mouvement de chaque segment ainsi que leurs orientations, leurs vitesses,

leurs accélérations, leurs déplacements dans 1' espace. Elle intègre aussi la force développée

par les muscles et les tendons. Elle est donc essentielle dans la réalisation de tâches

quotidiennes.

1.9.1. Les récepteurs

Les afférences proprioceptives ont plusieurs origines. Les récepteurs peuvent se situer

au niveau musculaire comme les fuseaux neuromusculaires et les organes tendineux de Golgi.

Au niveau articulaire, les récepteurs impliqués dans la proprioception sont les organes

38 -------------- CONFIDENTIEL --------------

tendineux de Golgi (au niveau des ligaments articulaires), les récepteurs de Ruffini (dans la

capsule articulaire) et les capsules de Pacini (dans fibres du périoste). Le vestibule (oreille

interne) est également un récepteur qui transmet les influx nerveux via le nerf vestibulaire. Le

vestibule détecte les accélérations angulaires des mouvements de rotation de la tête ainsi que

l'accélération linéaire, verticale ou horizontale, de la tête et ses variations. Pour finir, les

récepteurs cutanés mécaniques interviennent dans la proprioception. Ces récepteurs sont en

général formés d'une fibre afférente avec un corps cellulaire situé dans le ganglion de la

racine postérieure du nerf rachidien. Ils réagissent au toucher (cellule de Merkel), aux

vibrations et à la pression (Corpuscules de Meissner, de Golgi-Mazzoni et de Pacini). Certains

sont à adaptation lente (Merkel et Ruffini) et d'autres à adaptation rapide (Meissner, Pacini).

1.9.2. Les afférences proprioceptives

Les récepteurs cités précédemment produisent des signaux afférents qui parviennent à

la moelle, puis gagnent les voies lemniscales et extralernniscales vers le thalamus pour aboutir

aux aires corticales somesthésiques primaires et secondaires du lobe pariétal. Ces afférences

sont associées à la sensation de mouvement (Grandevia et Burke, 1992). Certaines afférences

parviennent aux aires motrices du lobe frontal afin d'assister le contrôle du mouvement et

d'assurer les réflexes musculaires tanscorticaux. Les afférences proprioceptives parviennent

également jusqu'au cervelet. C'est le cas des afférences issues des fuseaux neuromusculaires.

En ce qui concerne les afférences issues des fuseaux neuromusculaires lors du

mouvement, elles fournissent au système nerveux central le sens de rotation articulaire. En

effet, la contraction des muscles agonistes accompagnée d'un étirement des muscles

antagonistes donne une activation simultanée des fuseaux neuromusculaires des muscles

opposés. L'allongement du muscle antagoniste fournirait autant d'informations que le muscle

agoniste dans la perception du mouvement (Roll, 1981). L'activité des fuseaux

neuromusculaires du muscle agoniste et antagoniste serait différenciée par le cerveau.

Les afférences tendineuses renseignent sur la tension présente lors d'une contraction

musculaire. La détection du stimulus se fait aux alentours d'une tension de 2 à 3 mg au

minimum et la décharge des tendons augmente avec l'intensité de celui-ci (Houk et al., 1980).

Ces afférences permettent de diminuer la tension musculaire dans le but de prévenir des

éventuelles déchirures musculaires.

Les afférences articulaires dans la perception du mouvement ne sont pas encore très

bien définies. Les résultats de Burgess et Clark (1969) montrent que les récepteurs articulaires

39 -------------- CONFIDENTIEL --------------

sont capables de détecter la vitesse, la direction ainsi que l'amplitude des mouvements

articulaires. Cependant, les travaux de Grigg et al., (1973) amènent à se poser des questions.

En effet, la suppression de ces afférences articulaires par anesthésie, ischémie ou par

l'installation d'une prothèse articulaire, ne provoque pas la suppression des sensations liées au

mouvement. Ils ont étudié l'évaluation de la détection de mouvements actifs et passifs chez

dix sujets dont l'articulation de la hanche était remplacée par une prothèse. Ces derniers

conservaient malgré, leur prothèse, une idée exacte de 1 'angle entre leur cuisse et leur tronc.

Grigg et al., (1963) mettent alors en évidence le fait que les récepteurs articulaires ne

fournissent qu'une faible contribution dans la détection de la position des mouvements. Les

afférences provenant des muscles ou de la peau sont alors prédominantes.

Les afférences cutanées dans la proprioception permettent l'évaluation des angles

articulaires, ainsi que la sensation du poids apposé sur la peau. Elles permettent de contribuer

ainsi à la sensation de position et de mouvement du corps (Gandevia et Burke, 1992).

Les afférences vestibulaires sont envoyées, entre autres, aux noyaux vestibulaires mais

sont très complexes et ne seront pas détaillées. Les cellules du système vestibulaire se

dépolarisent à une fréquence aux alentours de 80 à 100 Hz. Elles permettent de réguler

l'activité réflexe de nombreuses activités essentiellement oculaires ou musculaires (Rigal,

2002).

1.9.3. Evaluation de la proprioception

Afin d'évaluer la proprioception, plusieurs techniques sont utilisées. L'information

provenant des récepteurs de la proprioception peut être biaisée ou supprimée. Pour cela,

l'ischémie peut être pratiquée. L'effet n'est pas immédiat et l'ischémie ne doit pas se

prolonger car l'asphyxie des tissus peut entraîner des dégâts irréversibles. Des anesthésies

locales peuvent être effectuées avec des injections afin de bloquer de façon réversible la

transmission de 1 'influx nerveux. Les récepteurs de la proprioception peuvent être biaisés en

appliquant des vibrations au niveau des tendons. Des vibrations de 50 à 80 Hz entraînent des

petits étirements musculaires stimulant les fuseaux neuromusculaires (Marin et Danion,

2005). La proprioception est ainsi altérée par « illusion » de mouvement. Par exemple, des

vibrations du tendon d'Achille d'un sujet en position debout et yeux fermés une inclinaison de

ce dernier en arrière. Le sujet est dupé par la vibration qui lui donne« l'illusion» de s'incliner

en avant. Pour corriger cette position, il va alors s'incliner en arrière jusqu'à se déséquilibrer

(Roll et al., 1993).

40 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Pour le tronc, la proprioception est généralement mesurée en utilisant des angles

«cibles» de flexion du tronc. Il est demandé par exemple au sujet d'apprendre un angle de

flexion du tronc et on lui demande ensuite de se repositionner seul à cet angle appris, sans

l'usage de la vue. Des erreurs de repositionnement sont alors calculées. Pour cela, différents

protocoles sont mis en place. Keneth et al., utilisent par exemple en 2009 un Biodex Système

3 (Biodex Medical Inc, Shirley, NY) (figure 20) pour évaluer la proprioception du tronc. Ce

système est équipé d'un logiciel permettant d'appliquer des vitesses passives de 0,25 degrés/s.

La position du tronc est évaluée le sujet étant assis dans une position neutre les yeux bandés

afin de lui retirer ses repères visuels. Le sujet est ensuite positionné à l'aide du Biodex à un

angle du tronc correspondant à 30degrés. Il lui est demandé de mémoriser sa position. Puis le

sujet est repositionné dans la position dite« neutre». Il doit ensuite retrouver sa position cible

tout seul sans l'aide du Biodex. L'erreur de repositionnement entre l'angle produit et l'angle

cible permettait d'évaluer la proprioception du tronc.

Figure 20: Biodex Système 3

Sans Biodex, les sujets sont positionner debout et doivent garder le dos droit afin

d'obtenir une flexion du torse correspondant à Odegrés puis de réaliser une flexion antérieure

du tronc à l'aide de l'expérimentateur (Newcomer et al., 2000). Ils devaient ensuite reproduire

1' angle cible tout seul. Pour diminuer les informations proprioceptives des membres inférieurs

41 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

et du bassin, les sujets sont partiellement immobilisés à l'aide d'une ceinture autour du bassin

et au niveau des genoux (figure 25). Le test peut également être effectué assis comme Feipel

et al., (2003) (figure 21).

Figure 21: Test de proprioception debout (à gauche) et assis (à droite)

Dans la littérature, l'angle choisit peut être déterminé par un angle fixe commun à tous

(20, 30 ou 35degrés par exemple) ou par un pourcentage en fonction de l'angle maximal que

le sujet est capable de réaliser.

2. La lombalgie

2.1. Qu'est-ce que la lombalgie

La lombalgie est caractérisée par la présence de douleurs dans la partie lombaire de la

colonne vertébrale, entre les charnières dorso-lombaire (D12-Ll) et lombo-sacrée (L5-S1)

(Figure 22). Les symptômes peuvent être issues de problèmes mécaniques au niveau des

diverses structures de la colonne vertébrale et autour de celle-ci. Cependant, l'origine exacte

de ces derniers est le plus souvent inconnue (INSERM 2000).

42 --------------- CONFIDENTIEL --------------

,., - -}~ ... Cervlcales ~ ' . .

Dorsalgie

J

4::: a;

- 'm lU .0 E ..Q

~~ Figure 22: Schéma de la colonne vertébrale avec ses différentes parties

Il est reconnu que la lombalgie est plus un symptôme qu'une maladie (Bourgeois

2001). Si celle-ci était une maladie, il serait possible d'associer à chacune d'entre elles une

pathologie sous-jacente. Il serait alors possible d'en faire le diagnostic et de donner aux

lombalgiques un traitement approprié. Cependant, il est très difficile d'identifier le mécanisme

physiopathologique responsable de la lombalgie dans la plupart des cas. Dans moins de 20%

des cas, l'étiologie de la lombalgie n'est pas trouvée (Bourgeois 2001).

2.2. Les différents types de lombalgies

On distingue deux types de lombalgies :

• On appelle« lombalgies communes», les lombalgies qui ne sont pas secondaires à

une cause organique reconnue, comme une tumeur, une infection, une affection

rhumatismale inflammatoire ou métabolique (Bourgeois 2001 ).

• Les« lombalgies symptomatiques», les lombalgies dues à une maladie.

43 -------------- CONFIDENTIEL --------------

2.2.1. La lombalgie commune

C'est ce type de lombalgie qm sera suggérée dans la thèse quand les sujets dits

lombalgiques seront évoqués. Les lombalgies communes représentent plus de 95% du total

des lombalgies. En France, 60 à 90 % des adultes souffrent ou ont souffert de leur dos ;

l'incidence annuelle dans la population adulte est estimée entre 5 et 10% (Frymoyer, 1988 ;

Valat, 1998).

Sous le terme "lombalgies communes" est entendu "douleurs localisées sans cause

spécifique démontrable comme un traumatisme, une tumeur, une maladie inflammatoire ou

infectieuse, ou un syndrome radiculaire" (Société Scientifique de Médecine Générale, 2001).

C'est une lombalgie non symptomatique d'une affection organique. Les cliniciens éprouvent

toujours des difficultés devant les lombalgies communes car il n'existe pas de relations claires

entre les souffrances des patients et les liaisons qui affectent le rachis lombaire. Pour autant,

cette lombalgie peut être douloureuse et invalidante. Dans la lombalgie commune, la douleur

a bien un caractère mécanique : une notion d'effort physique est souvent présente et il existe

une variabilité de la douleur selon les mouvements du rachis. Après avoir mis de côté toutes

les causes symptomatiques ne qualifiant pas la lombalgie commune, l'examen de la région

lombaire permettra essentiellement de suivre l'évolution de l'effet du traitement.

Cet examen comprend :

•

•

L'inspection des déformations anatomiques : scoliose, cyphose, lordose, attitudes

antalgiques, contractures musculaires.

L'amplitude des mouvements : parmi ceux-ci, la flexion antérieure est le

mouvement le plus souvent limité et le degré de limitation est reproductible de

manière fiable (indice de Schôbert, distance doigts-sol).

Le test de Schobert se définit comme la mesure de la souplesse de la colonne lombaire

en flexion antérieure du tronc (figure 23). Pour effectuer ce test, le sujet se tient debout, les

talons joints. Une ligne horizontale est tracée entre les deux épines iliaques postéro

supérieures et une autre ligne 10 cm au-dessus. Le sujet réalise alors une flexion antérieure du

tronc en descendant au maximum de ses capacités. La distance en cm qui sépare les deux

lignes est alors mesurée à l'aide d'un mètre ruban. La distance entre celles-ci augmente de 5

cm ou plus quand la mobilité lombaire est dite« normale» et de moins de 4 cm dans le cas

d'une diminution de celle-ci (Gill K.et al., 1988).

44 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Figure 23 Réalisation du test de Schobert Modifié.

2.2.1.1. L'interrogatoire du patient

L'interrogatoire du patient permet de mieux identifier la lombalgie et ses origines :

• La douleur est induite par quel mouvement ? Il s'agit souvent d'un mouvement ou

d'une position particulière: l'hyper lordose (debout à piétiner sur place, couché sur

le ventre), l'hyper cyphose (longtemps assis penché en avant) ou la torsion.

L'aggravation après le maintien prolongé d'une position témoigne d'une perte

d'élasticité du disque. Le repos allongé sur le dos et les postures d'étirement des

muscles lombaires (en chien de fusil) permettent d'atténuer la douleur.

• L'horaire des douleurs: certaines surviennent plus souvent la nuit, pouvant

témoigner d'une inflammation discale importante, d'une hyper pression dans le

disque ou d'une literie en mauvais état, d'autres plutôt tard dans la journée

(déshydratation trop rapide du disque?), d'autres enfin sans horaire particulier.

• La topographie de la douleur est le troisième élément d'importance: médianes et

ponctuelles, en barre, para médianes à deux ou trois centimètres de la ligne des

épineuses, très latéralisées, descendant vers la fesse ou vers l'aine. En théorie, la

topographie est fonction de la structure atteinte.

45 -------------- CONFIDENTIEL --------------

• Enfin, l'interrogatoire apporte des éléments précieux sur la psychologie du patient,

son équilibre, la présence d'un terrain anxieux ou d'une réaction dépressive.

Il existe trois « profils évolutifs » de la lombalgie commune, qui se définissent en

fonction de la durée de la douleur (figure 24). Chaque profil correspond à un type de

lombalgie:

•

•

•

Chronique : La douleur est présente sur une durée de trois mois .

Aigüe : La douleur dure moins de 7 jours .

Récurrente ou récidivante : La douleur est intense et se répète sur quelques mois,

voire, plusieurs années.

~-~~~···

Chr~ique Lu;d?Z=: mois

·· ·~ moins de 7 jours

AYgue

Récidivante

Figure 24: Schéma représentant les différents types de lombalgie commune

2.2.1.2. Les différentes origines possibles des

lombalgies

Quand on évoque le mot« lombalgie», on a bien du mal à cerner ses origines, cela

reste flou pour une grande part de la population. La présentation ci-dessous se veut donc non

exhaustive, le but étant de mieux comprendre les origines de la lombalgie sans entrer dans des

détails superflus car cela n'est pas l'objectif de cette thèse.

46 -------------- CONFIDENTIEL --------------

A. · L'origine discale

La lombalgie commune est souvent représentée par une lombalgie discale. On parle

alors souvent de lumbago qui est provoqué lors d'un faux mouvement combinant la torsion et

la flexion du tronc, ce qui entraîne une douleur lombaire aigüe. L'origine de la douleur issue

du lumbago a été soumise à beaucoup de controverses depuis le début du siècle. Aujourd'hui,

on considère que celle-ci réside dans une déchirure plus ou moins importante des fibres

annulaires. Une hernie discale peut éventuellement apparaître si la fissure est de taille

importante. Ce qui pourrait transformer un lumbago classique en sciatique (Maigne, 1994).

On retrouve plusieurs liaisons au niveau du disque intervertébral :

• Les lésions des fibres de l'anulus : combinaison de torsions et de cisaillements

latéraux entraîne des déchirures circonférentielles de l'anulus (Farfan et

Gracovetsky 1984).

• La déshydratation du nucleus : L'hydratation du noyau est maximale le matin,

puis diminue très vite au cours de la journée. Les contraintes discales répétées

peuvent être augmentée de 30% par la station debout sur place ou la station

assise prolongée. C'est pour cela que les douleurs lombaires surviennent

essentiellement en fin de journée.

• L'arthrose discale : qui se définit par une dégénérescence du cartilage

entraînant au cours de son évolution une atteinte de toutes les structures de

l'articulation. A un stade ultime, les deux corps vertébraux rentrer en contact et

glisser l'un sur l'autre (Maigne, 1994).

Ces principales atteintes discales peuvent être à l'origine d'une lombalgie mais celles

c1 peuvent également venir perturber d'autres éléments vertébraux engendrant ainsi des

douleurs articulaires, ligamentaires ou musculaires (Maigne, 1994).

B. L'origine vertébrale

Plusieurs origines de la lombalgie au niveau vertébral. Parmi elles :

• Les articulaires postérieurs : les parties postérieures des vertèbres lombaires

peuvent être touchées par des tumeurs au niveau des pédicules ou des fractures

sur les processus transverse.

47 -------------- CONFIDENTIEL --------------

• L'arthrose articulaire postérieure : douleurs occasionnées par des frottements et

des épanchements intra-articulaires.

C. L'origine au niveau de l'arc postérieur

Plusieurs origines sont également représentées :

• La compression des branches postérieures lombaires : le rameau interne de leur

branche postérieure se trouve être au contact de l'articulaire postérieur. Son

passage à travers le petit tunnel osseux se trouve être parfois rétréci par

l'arthrose. Ceci entrainerait une compression qui engendrerait des douleurs.

• Le conflit inter-épineux : les épineuses lombaires viennent au contact l'une de

l'autre, ce qui occasionne des douleurs. C'est le syndrome de Baastrup

(Baastrup, 1933).

• Le conflit isthmo-articulaire : c'est une condensation entre la partie inférieur de

L4 et l'isthme L5, ce contact peut devenir douloureux.

D. L'origine provenant des branches postérieures cutanées

• Le syndrome de la charnière thoraco-lombaire: Une anomalie au niveau de la

charnière thoraco-lombaire peut provoquer des douleurs dans la partie des

nerfs issus de cette charnière.

• Le syndrome canalaire de la crête iliaque : la branche postérieure de L 1 passant

par la crête iliaque rencontre une arcade aponévrotique pouvant se fibroser ce

qui pourrait comprimer le nerf et occasionner des couleurs partant de la crête et

irradiant la fesse.

• La discopathie lombo-sacrée : la discopathie un vieillissement des disques. Ces

derniers perdent de l'eau donc perdent de leur hauteur, ce qui rapproche les

vertèbres les unes des autres. Le passage des nerfs dans la colonne vertébrale

devient alors plus étroit.

E. Lombalgies d'origine ligamentaire

Les sujets lombalgiques ont des similitudes avec les patients souffrant de liaisons

ligamentaires. La stimulation par certains mouvements des ligaments ilio-lombaires et inter-

48 ----------------------------- CONFIDENTIEL -----------------------------

épineux pourrait engendrer des lombalgies, mais ceci reste à confirmer (Hockaday et Whitty

1967; Maigne 1994; Bogduk 2005).

F. L'origine musculaire et le sport

• Muscles vertébraux

L'intervention des muscles dans l'origine de douleurs lombaires est encore complexe

et floue. Il a souvent été mis en avant qu'une bonne musculature de la sangle abdominale était

suffisante pour éviter les lombalgies. Ceci est très réducteur et ne suffit malheureusement pas.

L'observation clinique de déséquilibres chez les lombalgiques est constatée mais la fiabilité

des mesures réalisées n'a jamais été prouvée (Bogduk, 2005). Chez des sportifs une relation

significative entre un déséquilibre neuromusculaire des érecteurs spinaux et la lombalgie a été

observée par Renkawitz et al., (2006). Les sportifs touchés sont principalement les sports

présentant, de par la pratique, des gestes asymétriques : tennis, volley-baU, hand-ball, golf,

baseball, rameur.

Il est cependant admis que la lombalgie entraine une perte d'endurance et une atrophie

des muscles paravertébraux (Luoto et al., 1995). En revanche, nous savons qu'une lombalgie

chronique entraine toujours une perte de force modérée et une discrète atrophie des muscles

para vertébraux.

La déchirure musculaire suite à un effort important ou un effort soudain peut être une

source de lombalgie. Pour les muscles spinaux une déchirure peut se produire lors de latéro

flexion ou lors de mouvements combinant une flexion et une rotation du tronc (Bogduck,

2005).

Le spasme musculaire est une origine assez répandue (Van Dien et al, 2003). Le

principe résiderait dans le fait que suite à un faux mouvement ou à des douleurs articulaires,

les muscles deviendraient chroniquement actifs et de ce fait douloureux. Le manque de

données et les contradictions dans les études ne permettent pas de valider concrètement ce

modèle de douleur.

• Les autres muscles

Chez les sujets lombalgiques, les muscles fessiers sont souvent douloureux au toucher.

La pression intra-musculaire peut être également mise en cause, déclenchant des douleurs

pouvant aller jusqu'à la cuisse (Maigne, 1994).

• Les aponévroses des muscles lombaires

49 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Les muscles lombaires possèdent une aponévrose solide et inextensible. Dans certains

cas l'absence d'extensibilité peut augmenter la pression intramusculaire. L'augmentation de la

pression peut-être par elle-même source de douleur (Maigne, 1994).

Les auteurs (Revel et al., 1994) ont examiné au microscope de petits fragments

d'aponévrose lombaire, prélevés lors d'interventions sur des cas de sciatique. Ces lésions

témoigneraient d'une ischémie chronique. Cette observation suggère que les déchirures

musculaires doivent faire partie des causes de lombalgies traumatiques.

G. Conclusion

Les origines des lombalgies sont multiples et les justifications scientifiques ne sont pas

souvent bien fondées, ni validées. Les lombalgies doivent encore faire l'objet d'études

qualitatives afin de mieux en identifier les causes.

2.2.2. La lombalgie symptomatique

La lombalgie symptomatique représente 10% à 15% des cas de lombalgie (Figure 29).

Ce type de lombalgie est dû à une maladie : infection, tumeur, fracture, malformation .... Elle

ne sera pas abordée dans le cadre de cette thèse.

Liste des causes spécifiques à la lombalgie symptomatique :

• Tumeur,

• Discite infectieuse (Inflammation du disque intervertébral ; Inflammation du disque

vertébral),

• Pathologie inflammatoire,

• Fracture ou d'un tassement ostéoporotique,

• Compression de la queue de cheval,

• Pelvispondylite rhumatismale ou un syndrome de Reiter,

• Sténose lombaire,

• Compression radiculaire.

2.3. Quels sont les facteurs de risque des lombalgies?

Les facteurs de risques associés au développement des douleurs lombaires sont divisés en

deux catégories :

50 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

• les facteurs individuels,

• les facteurs environnementaux.

Ces deux catégories comprennent des facteurs qui sont modifiables (ex : indice de

masse corporelle, tabagisme, positions de travail) et des facteurs qui ne le sont pas (ex :

anomalies congénitales, pathologies héréditaires, âge, taille). En fonction des études, le

développement des douleurs lombaires est associé de façon plus ou moins importante aux

différents facteurs (Descarreaux, 2004).

2.3.1. Facteurs individuels

A. L'hérédité

L'hérédité semble un facteur important prédisposant de 1' étiologie des maladies

dégénératives des disques intervertébraux. Battié et al., (1995) ont montré que les

prédispositions familiales pouvaient expliquer 43 % de l'étiologie des maladies dégénératives

des disques intervertébraux. Plus récemment, des chercheurs Sambrook et al., (1999) ont

proposé que ce pourcentage puisse atteindre 74 %.

B. La surcharge pondérale

Une augmentation du risque de développer des lombalgies a été trouvée chez des

hommes ayant une surcharge pondérale. Cependant ce risque n'a pas été montré chez les

femmes. Bostrëm et Diderichsen (1997) ont signalé que les femmes avaient tendance à sous

estimer leur poids plus que les hommes. Ceci pourrait être une explication sur l'absence dans

les résultats de l'influence d'une surcharge pondérale sur le développement d'une lombalgie

chez les sujets féminins. Aucune association entre la surcharge pondérale et la lombalgie n'a

été établit dans la plupart des autres études de la littérature (Manninen et al., 1995 ;

Magnusson et al., 1996 ; Barnekow-Bergkvist et al., 1998). Cependant en 2010, Lake et al.,

évoquent un lien possible entre 1 'obésité et la lombalgie. Des études longitudinales doivent

être réalisées afin de pouvoir conclure sur le lien de causalité entre une surcharge pondérale et

l'apparition de lombalgies.

Il existe encore dans la littérature un grand nombre de facteurs individuels pouvant

aboutir à l'apparition de lombalgie (tabagisme, salaire .. ). Ils ne seront pas tous évoqués.

51 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Cependant il est à noter que ceci illustre la complexité dans l'identification des mécanismes

responsables de la lombalgie.

2.3.2. Facteurs environnementaux

Les principales études se sont focalisées sur les risques retrouvés dans le milieu du

travail. Les études ont alors été facilitées par 1 'homogénéité et le regroupement des sujets dans

un milieu restreint. Les tâches sont standardisées ce qui permet de pouvoir quantifier plus

précisément les facteurs de risques. De plus, les demandes d'indemnisation des travailleurs

ont permis de réaliser des études sur des populations conséquentes. Marras et al., en 2000 a

observé les études relatives aux facteurs associés aux lombalgies dans le milieu du travail. Les

facteurs psychologiques et biomécaniques associés au travail pouvant générer une évolution

des lombalgies ont été étudiés. Les facteurs biomécaniques identifiés sont les suivants :

•

•

•

•

•

Travail demandant d'importants efforts physiques,

Tâches de soulèvement,

Flexions et torsions du tronc,

Exposition du corps aux vibrations,

Postures statiques de travail,

• Mais plus précisément sur la colonne vertébrale :

• Les forces de cisaillement (dues aux mouvements de torsion et flexion du tronc),

• les forces de compression (dues aux soulevés de charges par le tronc),

• les forces de torsion (dues aux mouvements de torsion du tronc) (figure 25).

Anterior/Posterior

AfP Shear

Compression

lateral Shear

Totsion

Figure 25: Charges appliquées sur la colonne vertébrale

52 -------------- CONFIDENTIEL --------------

2.4. Le sport et la lombalgie

Afin de savoir si le sport est un facteur de risque de la lombalgie, il est important de

prendre en compte le sport ainsi que le pratiquant. Le sport en lui même ainsi que les ses

conditions de pratique doivent être spécifiquement étudiés. Le sexe, l'âge, l'origine

géographique du pratiquant doivent être également pris en compte en les comparant à une

population identique non pratiquante. Cependant, dans la littérature, Paul le Goff (2007)

soulève le problème suivant : les auteurs ne prennent pas en compte toutes ces précautions et

souvent la comparaison de la population sportive à un groupe témoin est omise. De ce fait,

des réserves doivent être émises sur les travaux concluant à une absence significative entre

des groupes sportifs et des groupes témoins.

2.4.1. Chez une population moyenne

La relation entre l'activité physique et les lombalgiques (LBP) chez une population

moyenne a très peu été explorée. L'étude de Jacob et al., (2004) avait pour but d'étudier la

relation entre l'activité physique et la lombalgie chez des adultes d'une communauté définie.

Tous les adultes âgés de 22 à 70 ans d'une seule ville se sont vus étudié par une enquête

transversale. Une importante activité professionnelle contribuait à augmenter la prévalence

des lombalgies et inversement, une importante activité sportive concourait à la diminuer. Le

type d'activité sportive n'a pas été associé à la prévalence des lombalgies ou de leur gravité.

Des caractéristiques communes chez les sujets pratiquant régulièrement une activité physique

et les sujets qui ne présentaient pas de lombalgies ont été relevés. En effet, ces deux groupes

présentaient une bonne hygiène de vie. Cependant, bien que la lombalgie fût moins fréquente

chez les sujets pratiquant des activités sportives, le fait de pratiquer des activités sportives n'a

pas contribué de façon indépendante à une prévalence plus faible des lombalgies. Toutefois,

une fois la lombalgie installée, le fait de participer à des activités sportives a contribué

indirectement à sa gravité. D'autres études longitudinales sont nécessaires afin d'établir si la

pratique du sport à une certaine fréquence augmente le risque de lombalgie.

53 -------------- CONFIDENTIEL --------------

2.4.2. Chez les sportifs de haut niveau

Les sports surmenant le rachis lombaire peuvent être responsables de rachialgies

communes. Mais cela n'est démontré que pour l'activité sportive de haut niveau.

La plupart des cas de maux de dos chez les athlètes se limitent à des symptômes

récurrents, chroniques ou persistants, associés à une maladie de dégénérescence des disques

lombaires ou des lésions liées à une spondylolyse.

Les radiographies mettent en évidence que la dégénérescence discale est plus élevée

chez les athlètes en comparaison à une population de «non athlètes», mais on ne sait pas

encore si cela correspond à un taux plus élevé de maux de dos. Il faut malgré cela rester

prudent car le lien entre la lombalgie et les anomalies radiologiques au niveau lombaire est

très controversé. Une personne présentant une anomalie ou une pathologie au niveau du rachis

n'a pas forcément de lombalgie (douleur) et inversement. Bien qu'il y ait peu d'informations

cliniques sur le sujet, il est possible que la douleur chronique provenant d'une dégénérescence

discale puisse être traitée avec succès à l'aide d'une intervention chirurgicale chez certains

athlètes (Le Goff, 2007; Bono, 2004).

Les pathologies suivantes sont fréquemment observées chez les sportifs en

comparaison à une population témoin (Videman et al., 1995 ; Bono, 2004 ; Paul le Goff, 2007

; Saraux et al., 2007) :

La spondylolyse se situe entre une apophyse articulaire supérieure et une apophyse

inférieure au niveau de l'arc vertébral postérieur (Figure 26). Une définition est donnée par

Taillard (1976) : «Le spondylolisthésis correspond à un glissement antérieur du corps

vertébral par rapport à la vertèbre sous-jacente ou au sacrum rendu possible par une solution

de continuité (spondylolyse) ou une élongation de la portion interarticulaire de l'arc postérieur

vertébral ou «isthme»». C'est donc une perte de continuité de l'isthme articulaire. Elle

apparaît la plupart du temps au niveau des apophyses lombaires. Son origine provient

généralement d'une fracture de fatigue de l'isthme vertébral (O'Neill et Micheli, 1989). Elle

peut être unilatérale ou bilatérale. Ceci entraîne alors une micro mobilité ou une mobilité de

l'arc postérieur. La spondylolyse peut être aigüe ou traumatique. La perte de continuité est

visualisée sous la forme d~un tissu fibreux ou de façon plus rare sous la forme d'un pseudo

kystique plus ou moins hypertrophique dit« nodule de Gill». Ce dernier peut être nocif au

contact des racines nerveuses. La lyse peut survenir quand le rachis lombaire se trouve être

sollicité de façon importante lors d'une pratique sportive par exemple

54 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

La pratique des sports impliquant des mouvements répétitifs d'hyper extension du

rachis, tels que la gymnastique, la lutte et la plongée sous-marine, apparaissent être associés à

des taux disproportionnellement plus élevés de cas de spondylolyse (Bono, 2004). Une étude

menée sur 1430 athlètes de haut niveau âgés de 15 à 25 ans a montré des anomalies dans

16,3% des cas (Rossi, 1978). Le sport pratiqué déterminait le pourcentage de la survenue de la

lyse. Elle se retrouvait alors chez 63,3% des plongeurs, 36,2% des haltérophiles, 33,3% des

lutteurs, 32,8% des gymnastes et 22,5% des autres athlètes. L'étude mais en évidence que la

spondylolyse se trouve être plus fréquente chez les athlètes. En effet, tous les mouvements

d'hyper extension dynamiques ou statiques de la colonne lombaire sont des facteurs

prédisposant à cette anomalie.

Figure 26: Spondylolyse isthmique. Coupes de scanner avec reconstruction parasagittale montrant la fracture ou pseudarthrose de l'isthme au dernier niveau (LS)

La dégénérescence discale est un processus de dégradation progressive du disque qui

se déshydrate, diminue dans sa hauteur et perd ses qualités d'amortissement mécanique et son

élasticité (figure 27).

55 --------------- CONFIDENTIEL --------------

Figure 27 : Coupe horizontale du rachis. Les disques bien hydratés sont en blanc. Les disques dégénérés sont gris ou noirs. Ici, les disques L5 et Sl sont dégénérés.

Le pincement discal : est la perte de hauteur du disque intervertébral due à un

traumatisme ou à un phénomène arthrosique.

Les hernies intraspongieuses: sont causées par une inflammation des vertèbres. L'os

devient moins rigide et devient déformable. Le nucleus pulposus va alors s'enfoncer dans le

corps vertébral créant ainsi une invagination. C'est une Hernies intra spongieuse ou Hernies

de Schmorl (figure 28).

Figure 28: disque sain à gauche et Hernie intra spongieuse à droite.

La dystrophie rachidienne se caractérise par une cyphose dorsale (figure 29). Les

personnes touchées paraissent anormalement voutées. C'est le résultat d'une altération de la

structure disco vertébrale d'origine mécanique. Elle survient suite à une surcharge rachidienne

accompagnée de contraintes dynamiques et/ou posturales. La radiographie met en évidence

des altérations structurales vertébrales ainsi que des anomalies discales. Les disques

apparaissent diminués dans leur épaisseur (Laumonier et Le Chevallier, 2008).

56 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Figure 29 : Radiographie d'un rachis présentant une dystrophie rachidienne

Des fractures de fatigue sont retrouvées essentiellement chez les sportifs pratiquant

le sport à haute intensité comme la course à pied et le marathon. Le traitement conseillé

consiste à une courte période de musculation accompagnée d'une immobilisation de la région

concernée. Le sportif devra par la suite suivre une thérapie de rééducation. Il ne pourra

reprendre le sport que un à deux mois plus tard une fois la douleur disparue (Bono, 2004).

2.4.3. Les causes de ces pathologies chez les sportifs

Sont retrouvés parmi elles :

•

•

•

•

•

•

•

L'intensité de la pratique (Sportif d'élite),

Un entraînement mal adapté (mauvaise préparation physique),

La technique (différente pour chaque sport et geste),

L'âge. Les plus touchés sont les jeunes ou ados pratiquant un sport de façon

intensive,

Les accidents sportifs entraînant un traumatisme au niveau du rachis,

L'équipement sportif (selle cavalier, de vélo, qualité des chaussures pour les

coureurs),

Un déséquilibre musculaire des extenseurs de la hanche (uniquement chez les

femmes),

• Une raideur des fléchisseurs de la hanche,

(Bono, 2004 ; Le Goff, 2007).

57 -------------- CONFIDENTIEL --------------

2.4.4. Quels sont les sportifs les plus touchés

Les sports où 1' on retrouve le plus de personnes présentant de pathologies du rachis ou

anomalies du rachis (radios, IRM, Scintigraphies) sont les suivants :

• La gymnastique, haltérophilie, football, Luttes, Lancé de poids et saut en hauteur

(le Goff, 2007),

• La gymnastique, l'haltérophilie, le football et le tennis (Saraux et al., 2007),

• La gymnastique, la lutte, le football, le tennis et le soccer (Vautravers, 2007),

• Ski, patinage artistique, golf, aviron, football américain, (Bard, 2006).

2.4.5. Prévention et aptitude au sport

Il existe plusieurs façons de prévenir les lésions rachidiennes. Premièrement, il est

important de suivre une préparation physique adaptée à son sport favorisant à la fois la

souplesse et la musculation du rachis. Deuxièmement, en parallèle d'une bonne préparation

physique le sportif doit se protéger des éventuelles liaisons traumatiques. Pour cela le sportif

doit intégrer des règles de sécurité comme porter un casque pour les sports comme le

cyclisme, les sports mécaniques, de glisse etc ... Pour les sports où le port de charge est au

centre de l'activité (haltérophilie), le port d'une contention lombaire est vivement

recommandé. Si l'inactivité et la sédentarité sont considérées comme des facteurs favorisant

les lombalgies, à l'inverse la pratique sportive de façon intensive prédispose la venue de

lésions traumatiques et dégénératives du rachis (Bard, 2006).

2.5. Différences entre sujets sains et lombalgiques pour la

stabilité

De nombreuse études ont montré que les sujets lombalgiques avaient en comparaison

aux sujets sains un moins bon contrôle postural en position debout sur une plateforme de

force (Cholewiki et al., 2000; Volpe et al., 2006 ).

Radebold et al., 2001 ont mis en évidence, une corrélation entre la performance

d'équilibre sur une assise instable et les délais de réponse musculaire suite à un lâché de

charge. Leur étude, chez 16 sujets lombalgiques et 14 sujets sains, mesurait la performance

réalisée sur une assise instable ainsi que le délai de la réponse musculaire suite à un lâché de

charges. Ils ont montré que les sujets souffrant de douleurs lombaires possédaient un contrôle

58 -------------- CONFIDENTIEL --------------

postural plus faible ainsi que des délais de réponse musculaire moyens plus longs. Les auteurs

suggéraient que leurs résultats mettaient en évidence que la présence de lombalgies pouvait

alors être détectée par l'évaluation de l'équilibre sur une assise instable.

2.6. Différences entre sains et lombalgiques sur les délais

réflexes

Les lombalgiques révèlent avoir des temps de réponse musculaire altérés suite à une

perturbation en comparaison aux sujets sains (Radebold et al., 2000 ; Stokes et al., 2006 ;

Reeves et al., 2009). Radebold et al., (2000) montrent que suite à une perturbation de type

lâché de charge, les sujets lombalgiques présentaient un délai musculaire retardé de 13 ms en

comparaison à des sujets sains. En 2002, Cholewicki et al., montrent avec la même

perturbation des délais retardés de 20 ms, puis en 2005, un retard de 3 à 14 ms pour les sujets

lombalgiques.

2. 7. Différences entre sains et lombalgiques sur la

proprioception

Le sujet reste très controversé à ce jour. Pour ne citer que les dernières études sur cette

thématique, Assel et al., (2006) ont étudié chez 92 patients lombalgique la proprioception du

tronc grâce à des tâches de repositionnement. Ils n'ont trouvé aucune différence entre les

sujets sains et lombalgiques pour l'erreur de repositionnement.

Lee et al., 2010 ont étudié la proprioception chez une population saine et

lombalgique. La proprioception du tronc était évaluée dans les 3 plans anatomiques en

utilisant le seuil de perception du mouvement, le repositionnement actif et passif.

Les sujets lombalgiques révélaient avoir un seuil de perception du mouvement plus

élevé en comparaison aux sujets sains. Cependant ils ne présentaient pas de différences avec

les sujets sains sur les tâches de repositionnement. Les auteurs concluaient que des

déficiences dans la proprioception peuvent être détectées chez des patients atteints de

lombalgie lors de l'évaluation d'une mesure seuil de perception du mouvement. D'autres

études sont nécessaires afin de déterminer si les sujets lombalgiques voient leur

proprioception diminuer.

59 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

2.8. Moyens thérapeutiques

Il existe de nombreux moyens thérapeutiques pour tenter soulager les personnes

atteintes de lombalgie : les traitements médicaux, le repos, les manipulations vertébrales,

1' exercice physique, la kinésithérapie, les tractions lombaires ... Ces moyens ne seront pas

abordés dans cette thèse. Il sera détaillé le port d'une CL qui est 1 'un des moyens

thérapeutiques utilisé pour soulager ou prévenir des lombalgies

3. Les ceintures lombaires

L'effet des ceintures lombaires (CL) sur la diminution des douleurs lombaires et

l'augmentation de la sensation de stabilité de la colonne vertébrale a été prouvé par plusieurs

études (Ahlgren et Hansen 1978 ; Million et al., 1981). Cependant les justifications

physiologiques et biomécaniques de son port restent très controversées à ce jour.

3.1. Historique et préconisation

Le port des CL remonte à plus de 480 ans. Catherine de Médicis portait en 1530 une

CL dans un but thérapeutique (Filder et Plasmans, 1983). Aujourd'hui, la préconisation des

CL en prévention des lombalgies dans le milieu professionnel augmente fortement (Reddell et

al., 1992 ; Barran et Feuerstein 1994 ; Minor 1996). En effet, les entreprises étant incapables

de réduire les arrêts de travail liés à la lombalgie encouragent leurs salariés à porter une CL

(Reddell et al., 1992). Outre les CL il est fortement conseillé d'avoir une bonne hygiène de

vie comme l'arrêt du tabac, la diminution de la surcharge pondérale, la pratique quotidienne

d'activités physiques. Dans un environnement économique difficile, l'arrêt de travail pour

lombalgie est souvent mal perçu dans le milieu professionnel. Il est souvent prescrit une CL

dans le but d'aider les lombalgiques à reprendre leur travail (Valle-Jones et al., 1992 ;

Ramonet, 2000).

3.2. Fonctions principales

La fonction des ceintures lombaires (CL) est de fournir un appui à la colonne

vertébrale. Ainsi, les personnes souffrant de maux du bas du dos (Low Back Pain, LBP)

perçoivent un appui supplémentaire en portant une CL. Cette perception augmente leur

confiance lors de la réalisation d'activités physiques diverses (Ahlgren et Hansen, 1978 ;

60 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Million et al., 1981 ; Alaranta et Hurri, 1988 ; Jellema et al., 2002). Cependant, peu d'études

montrent objectivement de tels bénéfices. En effet, aucune amélioration systématique de la

force ou de l'endurance musculaire n'a été rapportée lors du port de CL par des sujets sains

(Reyna et al., 1995 ; Ciriello et Snook, 1995; Smith et al., 1996; Lavander et al., 1998 ;

Majkowski et al., 1998). De même, aucune réduction systématique de l'activité musculaire de

l'erector spinae (muscle permettant l'élévation du tronc) n'a été trouvée en comparant des

tâches de soulevé de charges exécutées sans puis avec CL (McGill et al., 1990 ; Marras et al.,

2000 ; Ivancic et al., 2002). Si quelques études ont trouvé une réduction de l'activité

musculaire ou des forces de compression exercées au niveau de la colonne vertébrale, il est à

noter que les tâches réalisées par les sujets où l'on comparait la condition «avec CL» à la

condition «sans CL» n'étaient pas les mêmes (Granata et al., 1997 ; Woldstad et Sherman,

1998). Ainsi dans ces études, les changements rapportés de l'activité musculaire semblent

seulement dus à la réalisation de tâches dont les cinématiques du tronc étaient différentes. Les

études réalisées semblent rejeter l'hypothèse selon laquelle les CL soutiennent la colonne

vertébrale en réduisant significativement les forces musculaires et les charges spinales

(McGill, 1993 ; Calmels et Fayolle-Minon, 1996; Van Poppel et al., 2000).

La CL présente un seul avantage reconnu dans la diminution des douleurs lombaires et

permet aux patients de retrouver une sensation de sécurité (Million et al., 1981).

Les études récentes ne mettent malheureusement pas en évidence l'intérêt d'avoir

recours systématiquement au port d'une CL dans un but de prévention (Bigos et al., 1994).

Leur efficacité n'étant pas démontrée, la justification du port reste délicate.

3.3. Caractéristiques

Il existe généralement deux grands types de CL lombaires. Les CL rigides en

plastiques, cuir ou renforcées et les CL souples. Nous verrons par la suite la différenciation

plus précisément dans le chapitre suivant.

61 -------------- CONFIDENTIEL --------------

3.4. Effets biomécaniques

3.4.1. Effet de la CL sur la pression intra-abdominale

Lors de port de charges, les muscles abdominaux, du diaphragme et du périnée

prennent appuis sur les viscères et augmentent la pression intra abdominale (PIA).

L'augmentation de la PIA permet de diminuer la pression intra-discale en rendant la cavité

abdominale plus robuste. Celle-ci permet alors d'assister la colonne vertébrale dans le

transfert des forces de compression entre le thorax et le bassin. La pression dans les disques

intravertébraux est alors diminuée (Mc Gill et al., 1990; Woodhouse et al., 1995). La CL peut

augmenter cet effet de «tuteur» et permettre d'apporter une rigidité supplémentaire à la

cavité abdominale. Des études réalisées chez des haltérophiles mettent en évidence que le port

d'une CL protègerait la colonne lombaire (Harman et al., 1989 ; Lander et al., 1990). Les

haltérophiles sont souvent vus portant, même lors de l'entraînement, une CL pour soulever

des charges sous maximales dans le but d'augmenter la PIA et protéger ainsi leur dos.

Cependant, les gestes des haltérophiles sont très standardisés. Dans la vie courante il est plus

difficile de mettre en évidence le bénéfice des CL sur l'augmentation de la PIA. En effet, lors

du port de charges, la protection apportée par la CL reste très discutée et n'apporterait pas

forcément une réduction de la pression intra-discale (Mc Gill et Norman, 1987). Même si la

CL augmente la PIA, la pression intra discale peut augmenter si la posture de lever de charges

n'est pas «parfaite» et sécurisante. Les co-contractions permettant le maintien du dos vont

augmenter la pression intra-discale et de ce fait la CL ne va pas pouvoir assurer une protection

discale (Nachemson et al., 1986; Mc Gill et Norman, 1987 ). De plus, l'effet direct de la CL

sur l'augmentation de la PIA reste discuté en dehors de l'haltérophilie (Woodhouse et al.,

1995 ; Miyamoto et al., 1999). L'effet a été mis en évidence dans des études entre 1964 et

1990 (Nachemson et Morris, 1964; Lander et al., 1990) puis dans des études ultérieures

(Woodhouse et al, 1995; Lavender et al, 2000) mais de façon moins évidente.

Les dernières études réalisées dans des conditions donc moins contraignantes que

l'haltérophilie ne montrent pas d'effet positif d'une CL sur la PIA. L'organisation des co

activités musculaires semble plus efficace que l'effet mécanique des CL pour réduire la

contrainte lombaire.

62 -------------- CONFIDENTIEL --------------

3.4.2. Effet des CL sur la mobilité

Les CL permettent de limiter les mobilités lombaires ce qui expliquerait leur fonction

antalgique. De façon générale on peut dire que les CL limitent la mobilité lombaire et apporte

de ce fait une sensation de maintien de la colonne vertébrale pour le sujet (W oldstad et

Scherman, 1998). L'étude de Cholewicki et al., (1999) montre que le but d'une CL est de

réorganiser les activités musculaire chez les lombalgiques afin d'augmenter la stabilité de la

colonne vertébrale. La définition de la stabilité fait place à de nombreux débats. Reeves et al.,

(2007) proposent la définition suivante : « Pour discuter de la stabilité d'un système, que ce

soit en équilibre (statique) ou changeant avec le temps (dynamique), nous devons donner une

petite perturbation et observer les nouveaux comportements. Si le nouveau comportement est

approximativement le même que l'ancien, qualitativement parlant, le système est stable. Si le

changement de comportement ne se distingue de l'ancien comportement, revenant à sa

position d'origine ou de trajectoire après un temps suffisamment long, le système est

asymptotiquement stable. Enfin, si les troubles du comportement different considérablement

de l'ancien comportement, le système est instable ».

La CL permet donc d'augmenter chez les sujets la sensation de stabilité (Harman et

al., 1989; Lander et al., 1990; Miyamoto et al., 1999) et assure au sujet la sensation d'avoir

la capacité de réaliser des tâches physiques dont il ne se sentait plus capable d'effectuer à

cause de la douleur induite par la lombalgie (Magnusson et al., 1996 ; Contreras et al., 1996).

Ces résultats certes subjectifs, sont très importants car ce sont les seuls sur lesquels tous les

auteurs sont unanimes. La CL semble apporter pour le moment des bénéfices plus subjectifs

qu'objectifs.

3.4.3. Effet des CL sur les muscles

Lavander et al., en 1998, montrent que lors de tâches de tractions ainsi que des tâches

de manutentions de charges, les CL ne permettent pas de réduire les forces exercées par le

sujet. Il en est de même pour la fatigue musculaire, la CL ne permet pas de retarder son

apparition. Spato et al., (1998) ont montré en condition de laboratoire que la CL lors de tâches

de levers de charges de façon répétitive, ne modifie pas le délai d'apparition de la fatigue des

muscles dorsaux. Les CL ne permettent pas non plus de diminuer le cout énergétique des

tâches de manutention (Duplessis et al., 1998).

Une attention particulière a été portée aux effets des CL sur la force des muscles

spinaux et abdominaux. En effet, le risque d'affaiblissement musculaire est très souvent

63 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

associé de la part des médecins et des lombalgiques au port d'une CL. Les résultats issus des

recherches sur cette thématique restent très controversés. Après un port de 6 à 12 mois par

exemple, les études longitudinales ne mettent pas en évidence une diminution de ·la force

musculaire (Udo et al., 1992 ; Udo et al ; 1993). Ces résultats sous entendent que la CL ne

limite pas 1 'action des muscles du tronc et montre une certaine inefficacité à réduire le travail

musculaire. Une sensation de faiblesse musculaire a été rapportée pour 40% des utilisateurs

de CL sur une durée de 12 mois par Alaranta et Hurri (1988). A l'inverse, Walsh et al., (1990)

n'ont pas mis en évidence des modifications de la force isométrique des muscles fléchisseurs

après un port d'une CL sur 6 mois. Le nombre d'étud~s sur le sujet est conséquent et l'on

retrouve des études qui se contredisent depuis une trentaine d'année. Aux vues de la littérature

très controversée, une récente étude menée en 2008 par Fayolle-Minon et Calmels a effectué

chez des sujets sains un port de CL sur 21 jours afin d'observer ses effets sur la force des

muscles du tronc. Aucune différence significative n'a été observée en ce qui concerne la force

musculaire. Cependant il a été relevé une diminution de l'endurance des muscles extenseurs.

Ces résultats méritent d'être vérifiés par d'autres études notamment avec des sujets

lombalgiques. Les effets à longs termes sont donc encore discutés.

3.5. CL un moyen de prévention des lombalgies ?

Si le SNC s'adapte à l'utilisation de la LSO en réduisant la part de rigidité apportée par

le tronc par une diminution de l'activité musculaire du tronc (Cholewicki et al., 2007), cette

adaptation peut devenir à long terme nuisible lors de l'arrêt du port de la LSO. Dans des

tâches posturales, le risque d'instabilité de la colonne vertébrale et l'apparition de blessures

peuvent être important. Ce mécanisme a été vérifié par l'étude de Reddell et al., en 1992. Les

auteurs avaient évalué l'efficacité d'une ceinture d'haltérophilie disponible dans le commerce

sur la réduction des taux d'incidents liés à des blessures lombaires sur une période de 8 mois.

L'étude était réalisée sur 642 bagagistes qui travaillaient pour une grande compagnie aérienne.

Quatre groupes de traitement ont été formés au hasard: un groupe recevant uniquement la CL,

un groupe recevant seulement une formation d' 1 heure sur les préconisations à prendre au

travail pour préserver leur dos, un groupe recevant à la fois une CL lombaire et la formation,

et un groupe témoin qui ne recevait rien. Deux groupes de traitement ont été ajoutés, qui

contenaient les participants qui avaient cessé d'utiliser les CL au cours des 8 mois de test. Les

résultats indiquent qu'il n'y avait pas de différence significative pour l'ensemble des taux

d'incidents liés à des blessures lombaires. Il y avait, cependant, une légère différence

64 -------------- CONFIDENTIEL --------------

significative sur le nombre de jours d'arrêt de travail liés aux incidents avec blessures du dos.

Les groupes incluant les participants qui portaient la CL pendant un moment et qui par la suite

ont arrêté son usage avaient des arrêts de travail liés aux blessures plus élevés que le groupe

recevant seulement la formation ou le groupe contrôle qui ne recevait rien. Les résultats

indiquent que l'utilisation de CL souples ne permet pas de réduire le nombre de blessures de

manière significative mais peut au contraire augmenter la gravité des blessures du dos à l'arrêt

du port de celles-ci. Il est recommandé de prendre la plus grande précaution à 1' arrêt du port

de ces produits (Reddell et al., 1992).

Les bénéfices et les inconvénients des CL doivent être mieux compris avant que des

recommandations sur leur utilisation puissent être établies. Il parait indispensable à l'avenir de

pouvoir concevoir des CL ne créant pas de phénomènes de déconditionnement.

3.6. Conclusions

Pour résumer, le port d'une Cl semblerait pouvoir théoriquement stabiliser la colonne

vertébrale et réduire la contrainte biomécanique en augmentant la PIA et en diminuant

l'activité des muscles du tronc. Cependant, les études ne mettent pas en avant ces bénéfices de

façon systématique et les résultats sont sujets à d'importantes variations interindividuelles.

Les seuls résultats qui semblent être admis de la plupart des auteurs sont le fait que la CL

réduirait la mobilité vertébrale ce qui justifierait son utilité thérapeutique en soulagent le

patient des douleurs lombaires. Les données épidémiologiques en situation de travail restent

cependant controversées. Souvent l'effet du port se trouve être nul. L'efficacité des CL dans

le milieu du travail ne doit pas être systématique car son efficacité reste à prouver. Il paraît

plus judicieux de prendre en compte les facteurs de risque à 1' origine de la lombalgie et de les

diminuer au maximum. La CL donnant une sensation de sécurité au patient peut aller à

l'encontre de cette démarche. En lui laissant croire qu'il est protégé, ce dernier peut ignorer

les facteurs de risques et adopter des postures ou des comportements plus dangereux. Enfin il

est important de limiter la durée du port de la CL et pour cela les lombalgiques doivent faire

l'objet d'un suivi médical régulier. Ces derniers dans la crainte perpétuellement de se blesser

peuvent justifier à tort le prolongement du port des CL dans la vie quotidienne.

65 -------------- CONFIDENTIEL --------------

3.7. Problématique

Si l'hypothèse selon laquelle le port de la CL ne déchargerait pas de la colonne

vertébrale est rejetée, cela n'écarte pas leur fonction possible dans la stabilité de la colonne

vertébrale. Quand l'activité musculaire du tronc n'excède pas 3% de la contraction volontaire

maximale (CMV) (Cholewicki et al., 1997), la rigidité apportée par le port de CL pourrait

contribuer significativement à la stabilité de la colonne vertébrale (Cholewicki et McGill,

1996) dans des tâches de contrôle postural. Il est supposé que l'augmentation de la rigidité du

tronc viendrait probablement de l'interaction passive entre la CL et l'abdomen, étant donné

qu'aucun changement significatif de l'activité musculaire n'a pu être démontré (Cholewicki et

al., 1999). En 2004, Cholewicki a estimé par un modèle que l'activité musculaire du tronc

pourrait théoriquement être réduite de 1 à 14% de la CMV par le port d'une CL lors de tâches

variées.

Ces estimations théoriques ont mené Cholewicki et al., (2006), à tester

expérimentalement leurs prédictions sur la réduction de l'activité musculaire par le port de CL

dans une tâche assise instable. La tâche posturale assise était choisie car elle éliminait les

stratégies de contrôle par les chevilles et les genoux. Le sujet utilisait alors seulement la

hanche et la colonne vertébrale pour contrôler l'équilibre. Les résultats ne montrent aucune

différence de l'efficience de la stabilité entre les deux conditions (avec et sans CL). L'EMG

moyenné au cours des essais était significativement plus bas dans la condition avec CL pour

les muscles TES et LES. Ces résultats sor~t en accord avec la modélisation, qui prédisait une

réduction de l'activité musculaire due au port d'une CL. Cependant, les CL utilisées dans ces

dernières études font toutes référence à des CL rigides (plastron en polymère sur la face

arrière) qui sont généralement utilisées pour une immobilisation partielle ou complète du

rachis lombaire.

Les lignes directrices de l'Agence Nationale d'Accréditation et d'Evaluation en santé

(ANAES, 2000) mentionnent la prescription d'une orthèse pour des sujets lombalgiques, mais

ne précise pas si celle-ci doit être rigide ou flexible. Il est admis que les activités physiques

comme la gymnastique, l'haltérophilie, le football, la lutte ou l'athlétisme, peuvent générer des

LBP (Le Goff, 2007). Les CL rigides présentent un problème de confort car elles ne peuvent

être portées aisément lors de la pratique sportive, leurs pièces rigides pouvant gêner voir

blesser le sportif lors de ses mouvements. Les CL souples apparaissent alors un peu partout

sur les lieux de pratique sportive. Il n'est plus rare de croiser un handballeur, un volleyeur ou

un haltérophile avec une CL souple. Celles ci ne présentent alors plus de plastrons rigides

66 -------------- CONFIDENTIEL --------------

mais des plus éléments plus flexibles comme les baleines en ressort ou en plastique, voir des

CL en textile élastique ( élasthanne ). Cependant on connaît encore très peu les bénéfices de

celles ci. La population première de cette thèse CIFRE étant principalement les sportifs,

l'intérêt premier est donc de pouvoir faire le point sur les bénéfices physiologiques et

biomécanique des CL souples.

4. Conclusion

Il a été émis 1 'hypothèse que la réduction de la co-contraction musculaire apportée par

une CL rigide pourrait profiter aux patients atteints de LBP. Quels sont les mécanismes par

lesquels le système nerveux central s'adapte à l'augmentation de la rigidité du tronc apportée

par une CL? Pour répondre à cette question, la tâche posturale d'équilibre doit être vue

comme un système dynamique contrôlé par la colonne vertébrale et le CNS. Le CNS apprend

la dynamique du système et choisit la stratégie de recrutement musculaire appropriée pour

exécuter la tâche d'équilibre (Franklin et al., 2003). Il semble que le CNS intègre la rigidité du

corps humain pour optimiser la performance du système (Franklin et Milner, 2003 ; Franklin

et al., 2003 ; Reeves et al., 2006 ; Selen et al., 2006). Il est possible que la sensation de

support apportée par la CL amène le CNS à réduire le niveau d'activité musculaire pour

maintenir une rigidité optimale du tronc. Cette rigidité correspondant à la dynamique apprise

Cette hypothèse correspond aux résultats trouvés par Cholewicki et al., (2007) où la

diminution de l'activité musculaire était survenue sur certains muscles du tronc par le port de

la CL.

Cependant, si le SNC s'adapte à l'utilisation de la CL en réduisant la part de rigidité

apportée par le tronc, cette adaptation à long terme peut devenir nuisible à l'arrêt du port de la

CL. Dans des tâches posturales, le risque d'instabilité de la colonne vertébrale et l'apparition

de blessures peuvent être important. Ce mécanisme pourrait avoir été la cause de taux de

blessures accrues chez les porteurs de bagages des lignes aériennes qui avaient arrêté de

porter des CL (Reddell et al., 1992). Les bénéfices et les inconvénients des CL doivent être

mieux compris avant que des recommandations d'utilisation puissent être établies. Il parait

indispensable à l'avenir de pouvoir concevoir des CL ne créant pas de phénomènes de

dépendance.

La première étude de la thèse a pour but de reprendre les dernières recherches ayant

permis de mettre en évidence de manière objective les effets des CL rigides à savoir, une

réduction de l'activité musculaire par le port de CL dans une tâche assise instable. Le but sera

67 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

donc de tester 1' effet des CL souples sur la stabilité et 1' activité musculaire du tronc lors d'une

tâche assise instable.

Il a également été mis en évidence qu'il existait outre la stabilité, des différences entre

les sujets sains et les sujets lombalgiques au niveau des délais réflexes musculaires. Il est donc

important de pouvoir évaluer l'effet des CL souples ou rigides sur les réflexes musculaires. La

tâche de lâché de charge est donc utilisée afin d'approfondir les effets des CL et de mieux

définir leurs caractéristiques. Le but de notre seconde étude sera donc d'évaluer l'effet des CL

et de leurs caractéristiques sur les des délais réflexes musculaires. L'analyse de l'activité

musculaire y est moins globale et permet une approche plus détaillée.

Pour finir, il a été abordé dans la revue de littérature des différences entre les sujets

sains et les sujets lombalgiques sur la proprioception. Même si le sujet reste controversé, les

sujets lombalgiques semblent présenter de moindres facultés lors de tâche de

repositionnement et voient leur proprioception diminuée. La troisième et dernière étude

analyse les effets des CL et de leurs caractéristiques sur la proprioception du tronc lors de

tâches de repositionnement en aveugle afin. Le but sera également de pouvoir déterminer les

capteurs physiologiques mis à contribution lors du port d'une CL.

Pour plus de clarté, la première étude sera détaillée dans le chapitre 3, la deuxième

dans le chapitre 5 et la troisième dans le chapitre 6.

Avec 1' ensemble de ces trois études les effets des CL et de leurs caractéristiques sur la

stabilité, l'activité musculaire et la proprioception sera mis en évidence.

68 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Chapitre 2 : Matériel et méthode

1. Protocoles

Il est présenté trois études. La première va permettre d'évaluer l'effet des CL souples

sur l'activité musculaire et la stabilité du tronc lors d'une tâche de contrôle postural. La

deuxième permet d'approfondir 1' effet des CL et de leurs caractéristiques sur 1' activité

musculaire du tronc mais cette fois-ci lors des délais réflexes. La troisième étudie les effets

des CL et de leurs caractéristiques sur la proprioception du tronc lors de tâches de

repositionnement.

2. La capture du mouvement

2.1. Système d'analyse gestuelle VICON

2.1.1. Caractéristiques du système VICON

Le système VI CON utilisé est composé de 10 caméras infrarouges synchrones à 1

million de pixels (figure 30), cadencées à une fréquence d'acquisition de 100Hz. Les

principaux composants du système Vicon 612 sont les caméras, un rack qui contient des

cartes de traitement d'images et les processeurs permettant d'extraire les coordonnées

tridimensionnelles des marqueurs rétro réfléchissants. Le logiciel Vicon Workstation pour

fonction d'analyser, afficher et exporter les données. A partir des marqueurs précédemment

décrits disposés sur le corps des sujets, l'outil permet pour chacun d'eux de calculer les

coordonnées 3D. Une phase de calibrage est nécessaire en début de chaque test afin d'obtenir

les données les plus précises possibles. Le calibrage se déroule en deux parties : une phase

statique et une phase dynamique.

69 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Figure 30: Caméra infrarouge

2.1.2. Le calibrage statique

Le calibrage statique consiste à capturer les quatre marqueurs disposés sur une équerre

placée au centre de l'espace de travail dont les emplacements sont connus (Figure 31). Ce

calibrage permet de déterminer l'origine du repère (0), les axes antéro-postérieurs (X),

transverses (Y) et la position des caméras dans ce repère. Le sommet de l'angle droit de l'équerre

définit l'origine du repère expérimental (0). Les segments formant l'angle droit définissent les

axes antéro postérieurs (X) et transversaux (Y). L'axe vertical (Z) est calculé par le produit

vectoriel des deux premiers axes.

70 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Figure 31: Equerre utilisée lors du calibrage statique. Elle définit l'origine et les axes du repère laboratoire.

2.1.2.1. Le calibrage dynamique

Le calibrage dynamique permet d'affiner le calibrage précédent afin de mieux définir

la position des caméras et le volume d'acquisition. Il consiste à mettre en mouvement dans

l'espace de travail une tige munit de trois marqueurs, dont l'inter-distance est connue du

système (Figure 32).

,.

" ·-.

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Figure 32: Tige pour le calibrage dynamique.

2.1.3. Précision du système VICON

La précision sur la mesure des distances et des angles du système Vicon (a été étudiée

dans la thèse de Christophe Gillet (2004)). Pour évaluer la précision du système

optoélectronique, des acquisitions en mouvement d'un cube (environ 0,60 rn de coté) ont été

effectuées dans le champ calibré. Le champ de mesure était d'environ 4 rn de long sur 1 rn de

large, soit une précision théorique constructeur de 4,6 mm sur les coordonnées 3D. Il

71 -------------- CONFIDENTIEL --------------

s'agissait de contrôler la précision du système en comparant les distances et les angles connus

du cube, aux distances et aux angles calculés à partir des données 3D acquises.

2.1.3.1. La précision en statique

Les distances entre chaque couple de marqueurs et les angles formés par tous les

ensembles de trois marqueurs ont été calculés. Les résultats montraient que dans le cas le

moins favorable la variation maximale sur les distances était de 0,6 mm pour une distance de

0,3 m. En ce qui concerne les angles, la variation la plus défavorable était obtenue avec une

variation angulaire de 0,1 degrés pour un angle de 55 degrés. Les variations maximales étaient

donc de l'ordre de 0,21% pour les distances et de 0,18% pour les angles.

2.1.3.2. La précision en dynamique

De la même manière qu'en statique, les résultats en dynamique dans les cas les plus

défavorables, montraient une variation maximale des distances de 0,96 mm pour une distance

de 0,4 rn et une variation angulaire de 1 ,5degrés pour un angle de 90 degrés. Les variations

étaient donc de l'ordre de 0,24% pour les distances et de 1,62% pour les angles.

Ces résultats montraient une très faible imprécision, de l'ordre du millimètre et du

degré par rapport à la taille du champ utilisé pour les expérimentations. Les mesures

anthropométriques et la pose des marqueurs sont effectuées par un seul expérimentateur afin

de limiter les erreurs inter-opérateurs dans le calcul (Gorton et al., 2009).

2.2. Modélisation corporelle

Le calcul des variables biomécaniques caractérisant le mouvement nécessite de

modéliser la partie supérieure du corps. La modélisation sera principalement utilisée dans

l'étude sur la stabilité (étude du chapitre 3) et la proprioception (étude du chapitre 6). Le corps

est considéré comme un ensemble de segments rigides poly-articulés, eux-mêmes définis à

partir de points dits 'acquis' ou 'calculés'. Ces segments possèdent des caractéristiques

géométriques et inertielles qui sont liées aux paramètres morphologiques individuels du sujet

(Ziatsiorsy modifié par De Leva, 1996). Les segments corporels sont définis à partir de point

anatomiques, les centres de masses étant calculés à partir des tables anthropométriques

décrites précédemment.

72 -------------- CONFIDENTIEL --------------

La fréquence d'acquisition est de 100 Hz pour les données cinématiques. Le

placement des marqueurs est ré_alisé selon les instructions de Wu et al., (2002, 2005). Le

segment bassin a nécessité le placement d'un marqueur supplémentaire sur le pubis. Les

segments corporels sont définis par trois points. Les deux premiers identifiant les points

proximaux et distaux du segment, le dernier étant le centre de masse du segment.

2.2.1.1. Modélisation corporelle en vue de l'étude

de la stabilité (étude du chapitre 3)

Pour cette première étude, afin de suivre les mouvements du tronc et vérifier que les

membres inférieurs ne soient pas sollicités pour l'équilibre, 30 marqueurs réfléchissants d'un

diamètre de 2 cm sont disposés de la façon suivante sur les sujets (Figure 33, 35):

• 2 segments pour le dos: TJO-T5, T5-C7,

•

•

•

•

•

1 segment pour la tête : Condyle de la mandibule droite et gauche-front,

1 segment pour le bassin: Grands Trochanters-Pubis,

1 segment pour la ceinture scapulaire : Articulations acromio-claviculaires (AC)

Clavicules (à équidistance du manubrium),

1 segment pour le thorax: Manubrium-Processus Xiphoïdes (PX)-Manubrium,

1 segment pour les membres inférieurs: Tête du Péroné et Malléole externe (afin

de vérifier à postériori qu'il n'y ait pas de mouvements des membres inférieurs),

• 1 segment pour les membres supérieurs: Latéral Epicondyle et Ulnar Styloïde (afin

de vérifier a posteriori qu'il n'y ait pas de mouvements des membres supérieurs).

73 --------------- CONFIDENTIEL --------------

Figure 33 : Position des marqueurs vue de face (A), de profil (B) et de dos (C)

Le placement des 10 caméras dans la salle est présenté figure 34.

Figure 34 : Position des caméras dans la salle

74 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Figure 35 : Représentation 3D des points définissant le sujet, de face et de profil

Dans cette étude, la modélisation corporelle est utilisée pour calculer les variables

caractérisant la stabilité posturale du tronc.

2.2.1.2. L'angle du tronc

L'angle du tronc est calculé comme l'angle entre la verticale et la droite passant par:

le centre du segment joignant les deux greater trochanters et le centre du segment liant les

deux acromions, projeté dans le plan sagittal (Figure 36).

75 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Figure 36: Représentation de l'angle du tronc (ligne rouge). La ligne jaune représentant la verticale.

Les variables calculées pour l'angle du tronc sont les suivantes :

•

•

•

la vitesse angulaire moyenne du tronc en valeur absolue dans le plan sagittal

(mouvements de flexion/extension du tronc: MEF),

la vitesse angulaire moyenne du tronc en valeur absolue dans le plan frontal

(mouvements latéraux: ML),

le déplacement angulaire moyen dans le plan sagittal et frontal (i.e., moyenne

des écarts types des positions angulaires pour chaque essai de 20 secondes

représentant les oscillations moyennes du tronc) (Lanzetta, 2004).

76 -------------- CONFIDENTIEL --------------

2.2.1.3. Le centre de masse de la partie supérieure

du corps

La partie supérieure du corps est composée de la tête, du tronc et des bras (Figure 37).

À partir des tables de Leva (1996), la position du centre de masse des segments de la partie

supérieure du corps et la masse des segments du corps sont calculées.

Figure 37 : Segment composant le centre de masse du tronc

Les variables calculées pour le centre de masse sont les suivantes :

• les vitesses du centre de gravité (Cg) dans les directions latérales, antero-postérieures

et résultantes (longueur totale Cg 1 durée des essais).

Ces variables quantifient également la stabilité posturale.

77 -------------- CONFIDENTIEL --------------

2.2.1.4. Modélisation pour la proprioception

Pour la troisième étude, afin d'évaluer la proprioception du tronc lors de ses

mouvements de flexion antérieure, les marqueurs réfléchissants sont positionnés de la façon

suivante (figure 38 et 39) :

• 1 segment le bassin: Grands Trochanters-Pubis,

• 1 segment pour le dos : Tl 0, épine Iliaque antéro supérieure gauche et droite,

• 1 segment pour la ceinture scapulaire : Articulations Acromio-Claviculaires

Manubrium.

Figure 38: Illustration de la position des marqueurs vue de face (A), de profil (B) et de dos (C)

78 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Figure 39: Représentation 3D du sujet sous Vicon vue de face et de profil.

2.2.1.5. L'angle du tronc

En utilisant la position de TlO et en calculant la position du milieu de la droite liant les

deux trochanters, la flexion de l'angle du tronc est déterminée comme l'angle entre la droite

liant ces marqueurs et la verticale (définie comme l'axeZ). Le segment de la face antérieure

permet de détecter les mouvements de rotation et l'asymétrie du mouvement (Figure 40).

79 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Figure 40 : Représentation de l'angle du tronc par la ligne rouge. L'Axe z représenté par la ligne jaune.

2.2.2. Filtrage des données cinématiques

Les données sont filtrées par un filtre passe bas de Butterworth d'ordre deux avec une

fréquence de coupure à 6 Hz (Winter 1990, Roithner et al., 2000). Ce filtre a été implémenté

de façon à éliminer le déphasage (double passe) et à minimiser les effets de bord.

3. Eléctromyographie de surface

L'électromyographie (EMG) est une technique expérimentale d'enregistrement des

signaux myoélectriques. Ces signaux sont formés par des variations physiologiques de l'état

des membranes des fibres musculaires (Basmajian et De Luca, 1985). L'EMG représente

donc la manifestation électrique de l'activité neuromusculaire.

3.1. Le fonctionnement de l'EMG

L'EMG signal est basé sur les potentiels d'action au niveau de la membrane des fibres

musculaires résultant des processus de dépolarisation et de repolarisation.

La dépolarisation et la repolarisation s'enchaînent en vagues le long de la surface des

fibres musculaires. Les électrodes bipolaires et une amplification différentielle permettent

80 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

l'enregistrement des signaux EMG. La vague de dépolarisation passe sous chacune des

électrodes (Bouisset et Maton, 1995) et le signal mesuré résulte de la différence de voltage

entre les deux électrodes. Le signal EMG, de type triphasique, est obtenu par la somme des

signaux biphasiques des deux électrodes. Les signaux enregistrés sont le reflet de l'activité

musculaire enregistrée sur le corps musculaire où sont situées les deux électrodes et non celle

du muscle voisin (De Luca et Merletti, 1988).

L'EMG a permis lors d'une tâche assise instable d'évaluer la stratégie

neuromusculaire adoptée par la colonne vertébrale afin de comparer les stratégies utilisées par

les sujets qui sont plus ou moins aptes à maintenir leur équilibre (Preuss et al., en 2005) mais

également de quantifier le contrôle postural de celle-ci afin de mettre en évidence des

pathologies du rachis comme la lombalgie chronique (Cholewicki et al., 2000 ; Radebold et

al., 2001).

L'électromyographie est donc l'étude de la fonction musculaire au travers de l'analyse

du signal électrique émanant de celui-ci (Basmajian et De Luca, 1985). Notre étude s'est

centrée sur l'activité musculaire au global (Cholewicki et al., 2007) ainsi que sur le délai de

réponse musculaire réflexe (Dupeyron et al., 201 0) suite à une perturbation.

3.2. Le placement des électrodes

Pour obtenir un signal optimal la peau doit être préparée au préalable (i.e. : gommée,

rasée puis nettoyée avec de l'alcool modifié à 70 degrés) afin que l'impédance de la peau soit

toujours inférieure 5 kO. L'impédance de la peau est relevée à l'aide d'un multimètre

(Multimeter Digital ITC-999). Les données obtenues avec le système d'acquisition Zero Wire

(Aurion, Italia) sont acquises avec une fréquence d'acquisition de 1000Hz (gain 1000). Des

paires d'électrodes de surface bipolaires auto-adhésives Ag/AgCl (PG lOS, FIAB Spa, Italie)

sont placées parallèlement aux fibres musculaires avec un espace inter-électrodes de 2 cm.

Les électrodes de surface (EMG) sont placées sur les muscles suivants et ceci

bilatéralement (figure 41): Rectus Abdominis (RA, 3 cm de l'umbilicus), Externat Oblique

(EO à 1 cm en dessous de la 12ème côte), Thoracic Erector Spinae, partie thoracique de

1 'Erector Spinae (TES, 5 cm latéralement au processus épineux T9), Lumbar Erector Spinae,

partie lombaire de l'Erector Spinae (LES, 3 cm latéralement au processus épineux L4). Ce

sont les muscles principaux permettant de stabiliser le tronc lors d'une tâche d'équilibre assise

(Cholewicki et al., 2007).

Le Rectus Abdominis est responsable de la flexion du rachis lombaire.


L'Externat Oblique a pour fonction d'abaisser et comprimer le thorax ainsi que la

cavité abdominale. Il a également des actions limitées dans la flexion et la rotation de la

colonne vertébrale. Il contribue à la compression de l'abdomen.

Le Thoracic et le Lumbar Erector Spinae permettent l'extension du rachis.

Extemal Oblique

Rectus Abdominis

v Abdominaux

~------- ~-----) v Dorsaux

Figure 41: Position des électrodes EMG sur le tronc du sujet

3.3. Traitement des signaux EMG

Soderberg et Knutson (2000) et la SENIAM (Surface Electromyographic for the Non

Invasive Assesment of Muscle) présentent la méthodologie à suivre afin d'obtenir des signaux

fiables. Celle-ci a été respectée. Dans le but d'être en accord avec le théorème de Nyquist

Shannon, les signaux EMG sont enregistrés avec une fréquence d'acquisition de 1000Hz (gain

1 000) pour être au moins égale au double de la fréquence maximale du signal (Bouisset et

Maton, 1995).

Les signaux EMG sont filtrés dans les deux sens par un filtre passe bande 20-500 Hz.

Le signal est ensuite redressé (valeur absolue du signal).

Pour la première étude, le signal est moyenné sur la totalité des 20 secondes

d'enregistrement et présenté en pourcentage de la contraction maximale volontaire (CMV).

La Root-Mean Square (RMS) des muscles du tronc est calculée sur l'ensemble du signal. La

RMS reflète la puissance moyenne du signal électromyographique. Elle est utilisée comme un

82 -------------- CONFIDENTIEL --------------

paramètre quantitatif de l'activité musculaire enregistrée. La RMS est calculée selon la

formule suivante (figure 42) :

RMSEMG = n

Figure 42 : Equation du calcul de la RMS d'un signal EMG défini à partir de n points de mesure.

Il a précédemment été démontré que les muscles du côté gauche et droit du tronc ne

sont pas significativement différents et que moyenner les paires homologues fiabilise les

résultats (Cholewicki 2007; Santos 2011). Les signaux EMG sont donc moyennés

bilatéralement (après vérification statistique) (Cholewicki 2007 ; Santos 2011).

Pour l'étude sur les délais réflexes, le signal est lissé avec un passe bas de 25Hz (de

second ordre avec un filtre Butterworth tel que décris précédemment).

La réponse réflexe est ici caractérisée par son délai et son amplitude (figure 43). La

réponse réflexe musculaire est ici détectée lorsque le signal dépasse deux fois l'écart type de

l'amplitude du signal moyen (moyenne de l'amplitude de l'EMG du signal avant la

perturbation). Le choix du seuil de détection du« Switch on» varie selon les auteurs entre 1,4

(Vera Garcia et al., 2006) et 2 fois l'écart type (SD) (Di Fabio et al., 1987 ; Herrmann et al.,

2005 ; Santos et al., 2008; Dupeyron et al., 2010). Le délai réflexe est défini comme le temps

en millisecondes (ms) entre le début de la perturbation et le début du réflexe musculaire

(« Switch on»). Tout délai supérieur à 150 ms n'est pas considéré comme réflexe, il est dans

ce cas supprimé (Matthews, 1991 ; Wilder et al., 1996; Herrmann et al., 2006 ; Dupeyron et

al., 2010). Afin de déterminer l'amplitude de l'EMG une fenêtre de détection est réalisée

après la perturbation. L'amplitude réflexe des muscles du tronc est définit comme l'amplitude

du pic de la réponse réflexe en pourcentage de la CMV.

83 -------------- CONFIDENTIEL --------------

:> c Il Il = :rr .. tl .SI 'Il •Il Il:: ::0

ti o:(

1,2

1

0,8

0,6

0,4

0,2

0

1----------------------~~~ Lâchédech~ge

0 50 100

l Délai réflexe 1

:~--~ 1 1

150

Temps en ms

200

Amplitude réflexe

250 300

-EMG

-Force

Figure 43: Signal EMG du muscle Thoracic Erector Spinae lors d'un essai où la charge est lâchée (Hermann et al., 2005).

3.4. La normalisation

Le signal est ensuite normalisé afin de l'exprimer comme un pourcentage de la

contraction maximale isométrique (CMI). Ceci est valable pour chaque essai de 20 secondes

de l'étude sur la stabilité du tronc (chapitre 3) ainsi que pour l'amplitude de la réponse réflexe

des muscles du tronc (chapitre 5). Pour standardiser les signaux EMG, la CMI des quatre

muscles étudiés est réalisée. Les sujets réalisent sur 5 secondes des contractions maximales

isométriques, le tronc en flexion et en extension (Cholewicki et al., 2007). Pour l'étude sur la

stabilité le test de CMI est réalisé selon l'étude de Cholewiki et al., (2007), pour l'étude sur

les délais réflexes la CMI est réalisée selon l'étude de Dupeyron et al., (2010). Chaque CMI

est réalisée trois fois avec une minute de récupération entre chacune d'entre elles. La plus

grande valeur de contraction est retenue afin de normaliser par la suite l'EMG en pourcentage

de la CMI. La valeur de la CMI est calculée via la RMS du signal sur un plateau de 1 seconde.

La valeur de la CMI est relative à un instant donné et l' American Association of

Electrodiagnostic Medicine (1999) met en évidence que celle-ci dépend fortement de la

motivation du sujet. Cependant la CMI reste fiable et reproductible.

Il a précédemment été démontré que les muscles du côté gauche et droit du tronc

n'étaient pas significativement différents et que la moyenne des paires homologues rendait les

84 ----------------------------- CONFIDENTIEL -----------------------------

résultats plus fiables, les signaux EMG sont donc moyennés des deux côtés (après vérification

statistique) (Cholewicki 2007 ; Santos 2011).

4. Le dispositif d'équilibre

Dans le chapitre 3, la première étude utilise un dispositif d'équilibre permettant

d'évaluer l'effet des CL souples sur l'activité et la stabilité du tronc. Ce dispositif utilisé dès

2000 par Cholewiki et al., a été recrée avec quelques modifications par nos soins. Il est décrit

ci dessous.

C'est un siège supporté par un hémisphère en plastique (plateau de proprioception fixé

en dessous du siège) d'un diamètre de 18 cm (Figure 44). Le siège est équipé de supports pour

les jambes et les pieds afin de minimiser les mouvements du bas du corps. Le dispositif

s'adapte à la longueur des segments des cuisses et des jambes des sujets afin qu'ils puissent

avoir les genoux fléchis approximativement à un angle de 90 degrés. Le siège ne repose qu'en

un point sur la table, ce point est situé au centre de 1 'hémisphère. Les supports pour les

membres inférieurs ne sont en contact avec aucun autre élément (table ou sol). Une barre est

fixée à l'arrière du dispositif dans le but de recevoir des poids et de neutraliser le poids des

supports des membres inférieurs situés à l'avant du dispositif. Ainsi, le dispositif à vide est en

équilibre. ---r-....,.;a

Figure 44: Différentes vues du dispositif d'équilibre. À gauche, une photo du dispositif vue de profil. À droite un dessin du dispositif vu du dessous avec la visualisation du plateau de proprioception fixé en dessous.

85 -------------- CONFIDENTIEL --------------

5. Le dispositif de perturbation type « lâché de charge »

Figure 45: dispositif de lâché de charge

Dans le chapitre 5, la deuxième étude utilise un dispositif de perturbation qui permet

de mettre en évidence les effets des CL et de leurs caractéristiques sur les délais réflexes

musculaires. Le dispositif est décrit ci dessous.

Les sujets sont assis sur le même support que précédemment mais le plateau de

proprioception sous le siège est retiré. Le siège est donc en contact complet sur son support.

Le sujet est positionné comme dans la tâche assise instable décrite précédemment. Des

sangles sont placées sur les cuisses du sujet pour le fixer au siège afin qu'il ne puisse pas

bouger ses membres inférieurs. Le siège restreint donc la mobilité des membres inférieurs du

sujet, seul son tronc pouvant réagir à la perturbation. Un câble horizontal attaché à l'aide d'un

harnais au niveau de T9-T10 sert de résistance. L'autre extrémité du câble est relié à un

système de lâché commandé électriquement (figure 45). Sur le câble, un capteur de force de 1

kg/N est placé ou lOkg/N (Capteur ENTRAN, ELHM-T3M, France) en fonction de la force

développée par le sujet. La fréquence d'acquisition est fixée à 120Hz. Ce capteur de force

permet de déterminer la force maximale isométrique du tronc en flexion et en extension

(FMI). Les mesures de force maximales sont réalisées pour normaliser les réponses réflexes

des muscles étudiés. Il lui est demandé produire une force musculaire maximale isométrique

86 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

(FMI) correspondant à la position expérimentale lors de 3 essais pour faciliter l'interprétation

physiologique des réponses EMG (Dupeyron et al., 2009). Le sujet exerce les yeux bandés

une force isométrique en tirant le câble dans un mouvement de flexion du tronc dans le but de

solliciter ses muscles abdominaux et une extension du tronc afin de solliciter ses muscles

dorsaux. Les yeux bandés permettent de supprimer les informations visuelles qui pourraient

permettent au sujet d'anticiper le moment où la charge est lâchée. Des encouragements

verbaux sont donnés aux sujets afin obtenir des contractions maximales. Une période de 1

minute de repos est observée entre chaque essai. Le meilleur des trois essais est retenu comme

la valeur de la FMI qui permettra à posteriori de normaliser le signal. La force utilisée lors

des essais de perturbation correspond approximativement à 30% de la FMI ce qui est cohérent

avec (Cholewicki et al., 2000 ; Radebold et al., 2000; Cholewicki et al., 2005) . Quand le

sujet a stabilisé son effort le câble est lâché.

6. Evaluation de la proprioception

Figure 46: Tâche de repositionnement, Ligne jaune représentant la verticale, l'angle et étant l'angle cible et Or l'angle réalisé par le sujet.

87 ------------------------------ CONFIDENTIEL ------------------------------

Pour le rachis, la proprioception est généralement mesurée en utilisant des angles

«cibles» de flexion du tronc. On apprend par exemple au sujet un angle de flexion du tronc

puis on lui demande de se repositionner seul à cet angle appris. Il est alors déterminé des

erreurs de repositionnement (en degrés), absolues, constantes et variables. L'erreur absolue

est la différence entre cible (et) (angle appris) et l'angle reproduit par le sujet (9r). On ne tient

pas compte du sens de l'erreur (angle dépassé ou non atteint). Elle est utilisée pour chaque

essai afin de visualiser l'amplitude de l'erreur. L'erreur constante est l'angle avec lequel les

sujets avaient tendance à dépasser ou non l'angle cible. L'erreur variable est l'écart-type de

l'erreur constante. Elle indique si les sujets sont régulier dans leur marge d'erreur entre les

essais et ce quelle que soit l'ampleur de celle-ci.

L'erreur absolue (AE) est calculée de la façon suivante:

AE = j et- er 1

L'erreur constante (CE) est calculée de la façon suivante:

CE= et- er. (En positif les valeurs quand le sujet n'atteint pas la cible, en négatif les

valeurs quand il dépasse la cible)

L'erreur variable (VE) est calculée de la façon suivante :

VE = écart-type de CE

Dans la dernière étude présentée dans le chapitre 6, les sujets sont donc positionnés sur

le dispositif de perturbation. Le sujet est assis les bras croisés sur la zone pectorale, les jambes

fléchies à un angle approximatif de 90 degrés. Une sangle est placée sur les cuisses du sujet

afin de lui éviter de glisser sur son assise. Les yeux bandés, dans le but de supprimer les

informations visuelles du sujet, celui-ci effectue une flexion antérieure maximale du tronc, le

dos le plus droit possible Il effectue une flexion maximale du tronc sans décoller les fessiers

de son assise. Une fois cet angle maximal déterminé, 30% de celui-ci sera retenu afin de

déterminer l'angle de repositionnement appelé l'angle cible. L'angle cible est maintenu 5

secondes afin que le sujet le mémorise et que sa valeur soit enregistrée par le système Vicon

® (Figure 46). Il est ensuite demandé au sujet d'effectuer six essais où il va devoir par se

repositionner selon Fangle cible appris (et). Il est calculé, comme décrit précédemment,

l'erreur absolue (AE), l'erreur constante (CE) et l'erreur variable (VE).

88 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

7. Les ceintures lombaires utilisées

7 .1. Etudes sur la stabilité

L'expérimentation est réalisée sous trois conditions : torse nu (condition contrôle),

avec la CL 1 (modèle « Comfort ») et avec la CL 2 (modèle « Dynamic ») de la marque

Aptonia®, FR. L'ordre des conditions est randomisé en utilisant le carré latin de Williams. La

différence entre les deux modèles de CL lombaire réside principalement dans le fait que le

modèle « Dynamic» possède en plus du modèle « Comfort » des éléments de serrage

élastiques permettant de venir faire un rappel élastique supplémentaire et permet ainsi de

plaquer la partie dorsale du produit à la partie lombaire du sujet. De plus elle possède des

éléments de Priplak d'une épaisseur plus importante. Ces deux modèles de CL sont différents

de la plupart des modèles utilisés dans la littérature car ils ne contiennent pas de baleines

dorsales métalliques ou de plastron plastifié sur leur partie dorsale (Figure 4 7). Les textiles

utilisés pour la conception sont identiques pour les deux modèles: 84% de coton et 16%

d' élastodiènne.

Figure 47: Vue de dos des deux modèles de CL. À gauche: la CL 1 (Modèle Comfort) et sur la droite la CL 2 (Modèle Dynamic), Aptonia®.

7.2. Etudes sur la proprioception

L'étude est réalisée sous trois conditions : torse nu (condition contrôle), avec une CL

C.I.V.S Giborthp FR (figure 48) avec une CL prototype (figure 49). L'ordre des conditions est

également randomisé en utilisant le carré latin de Williams. La différence entre les deux

modèles de CL réside dans le fait que la CL Gibortho est essentiellement en plastique et la CL

prototype avec un patronage similaire est réalisée essentiellement en élastomère. Nous avons

choisi de garder le même patronage afin de pouvoir les comparer par la suite et de ne

89 -------------- CONFIDENTIEL --------------

différencier que la matière de la CL à savoir son caractère souple (CL prototype) ou son

caractère rigide (CL Gibaud).

Description du modèle Gibortho: Dossard en plastique thermoformable de 3.2mm

d'épaisseur perforé remontant en D6). Matériau à mémoire élastique, radio transparent et

adaptable.

Description du modèle prototype: composé de 84% de coton et 16% d'élastodienne.

Figure 48: Vue de dos et de face de la CL C.I.V.S Gibortho.

Figure 49: Vue de dos et de face de la CL prototype.

8. Analyse statistique

Lors des trois études une analyse de variance Anova à un facteur à mesures répétées

avec un test post hoc de Tukey's est utilisée pour vérifier les différences entre les conditions.

Pour identifier la présence de différentes populations au sein des sujets sur des paramètres

90 -------------- CONFIDENTIEL --------------

électromyographiques, une classification hiérarchique ascendante est réalisée (White et

McNair, 2002). Elle est basée sur la méthode de Ward (1963) et s'appuie sur une métrique

euclidienne. Cette méthode de classification maximise la variabilité intergroupe tout en

minimisant la variabilité intragroupe. Le niveau de significativité est fixé à P<0,05.

91 --------------- CONFIDENTIEL --------------

Chapitre 3: Effet des ceintures stabilité et les lombaires souples sur la

activités musculaires du tronc

1. Introduction

La lombalgie ou Low Back Pain (LBP) en anglais est un problème majeur de santé

publique en raison de son impact socio-économique. Soixante-dix pour cent des adultes en

âge de travailler ont déjà connu un épisode de LBP. Dans l'ensemble, 90% des cas de

lombalgies disparaissent dans les 3 mois qui suivent l'épisode douloureux et les derniers 10%

deviennent chroniques (Vanvelcenaher, et al., 1999). Dans les cas de LBP, une orthèse

orthopédique est communément prescrite (Phaner et al., 2009). Ces orthèses orthopédiques

immobilisent une partie du rachis (thoracique, lombaire ou les deux). Elles sont la plupart du

temps en plâtre mais des maintiens lombaires à base de polymères ou plus souples en

élastomère (Phaner et al., 2009) sont également utilisées. La fonction principale des CL est de

fournir un maintien du rachis lombaire en immobilisant la colonne vertébrale (Ahlgren et

Hansen, 1978), ce qui entraîne une réduction significative de l'inflammation et de la douleur

locale (Ahlgren et Hansen., 1978, Millions et al., 1981). Cependant, l'effet de la CL sur la

'stabilité du tronc et l'activité musculaire sont encore discutés (lvanic et al., 2002 ; Cholewicki

et al., 2007). Récemment, une tâche de contrôle postural a été utilisée pour mettre en évidence

les effets des CL sur ces paramètres. Le postulat est que les CL permettent d'augmenter la

rigidité et la stabilité du rachis en le rendant plus robuste face aux perturbations (McGill et al.,

1994 ; Cholewicki et al., 1999) en favorisant une réduction de l'activité des muscles du tronc

(Cholewicki et al., 2007). Dans ce cas, la rigidité« passive» serait apportée par la rigidité de

la CL. Une deuxième hypothèse, émise par ces auteurs, serait qu'une telle réduction des co

contractions musculaires pourrait bénéficier aux patients souffrants de lombalgies.

Malheureusement, aucun lien n'a encore clairement été établi entre une diminution de

l'activité des muscles du tronc et une diminution des douleurs associées aux LBP. En 2004,

Cholewicki et al., estimaient que le port d'une CL pourrait réduire de 1 à 14% de la CMV

l'activité des muscles du tronc au cours de diverses tâches et ce sans diminution significative

de la stabilité du tronc. La rigidité supplémentaire apportée par la CL augmenterait de façon

92 -------------- CONFIDENTIEL --------------

passive la rigidité de la colonne vertébrale (Cholewicki, 2004). Pour tester expérimentalement

ces prédictions théoriques sur la réduction de l'activité musculaire lors du port d'une CL,

Cholewicki et al., (2007) ont utilisé une tâche assise instable. Celle-ci était choisie dans le but

d'éliminer les stratégies de contrôle de l'équilibre par les chevilles et les genoux, ne laissant

que la hanche et le rachis réguler l'équilibre du sujet sur son assise. Les résultats montraient

que le port d'une CL n'entraînait aucune différence sur la performance de l'équilibre réalisé.

Cependant, l'EMG moyenné sur tous les essais pour les muscles TES et LES était

significativement plus faible dans la condition CL en comparaison à la condition sans CL.

Toutefois, cette réduction reste très faible (1 à 2% de la CMV). Ces résultats sont similaires à

ceux obtenus précédemment par Reeves et al., en 2006. Il est important de noter que les CL

utilisées dans ces études sont rigides (plastron en polymère sur la face arrière) et utilisées pour

une immobilisation du rachis lombaire. En outre, l'utilisation de CL rigides dans les

traitements de la lombalgie chronique reste à ce jour controversée (Van Duijvenbode et al.,

2008 ; Phaner et al., 2009). En effet, il existe peu de données fiables pour évaluer les effets

des maintiens lombaires sur la prévention et le traitement des lombalgies (Van Duijvenbode et

al., 2008). De plus, les CL rigides ont précédemment été décrites comme ne pouvant être

portées facilement lors de la pratique sportive, d'où l'intérêt de la thèse de se tourner vers

l'étude des CL souples. Une étude a récemment porté sur les CL semi-souples (élastiques

avec des baleines intégrées) et rigides (Cholewicki et al., 2010) avec une méthode

d'évaluation qui se différencie de la tâche assise instable. L'étude portait sur l'effet du

caractère extensible de la CL et de son patronage sur la partie abdominale, sur la rigidité et

l'amortissement du tronc. La rigidité et l'amortissement du tronc étaient estimés à partir des

données issues du déplacement du tronc en réponse à un lâché de charge dans un mouvement

de flexion, d'extension et de flexion latérale du tronc (droite et gauche). La CL rigide réduit le

déplacement du tronc et augmente la rigidité de celui-ci. La CL semi-souple n'entraîne pas de

changements significatifs sur ces mêmes variables. L'ajout de panneaux rigides sur la face

avant de la CL non-extensible n'a pas permis d'améliorer son efficacité. Le bénéfice de leur

utilisation reste donc à démontrer. La limite de cette étude est la comparaison de seulement

deux CL alors qu'il en existe un grand nombre sur le marché, toutes aussi différentes les unes

des autres. De plus, leur forme n'étant pas identique, il parait donc difficile de mettre en

évidence les bénéfices des CL semi-souples. Il est aussi probable que d'autres caractéristiques

dans la conception des CL jouent un rôle dans la détermination leur efficacité pour le maintien

du tronc.

93

. . ~-

-------------- CONFIDENTIEL --------------

Ainsi, il est important de clarifier certains aspects de la stabilité dans le contrôle

postural lors d'une assise instable chez des sujets sains. Il est bien connu que la stabilité est

définie comme une réduction des mouvements ou des oscillations du corps (Lanzetta et al.,

2004). En position assise, le corps, sans le soutien du tronc, est instable et doit être contrôlé

par l'activité musculaire. En effet, le tronc répond par des micro-mouvements pour

contrebalancer les changements de position du centre de gravité (CG) du corps (Lanzetta et

al., 2004). Le CG correspond à la moyenne pondérée par leur masse des positions des centres

de masse de chacun des segments corporels. Jeka et al., (2004) suggèrent que la vitesse du CG

est une information qui est plus précise que sa position ou son accélération dans le maintien

de la posture debout. Le système nerveux central (SNC) maintient le CG dans des limites

spatiales spécifiques, considérées comme les limites de stabilité (Blaszczyk et al., 1994). Pour

faire une comparaison, lors de la marche, la quantification du déplacement du CG a été

suggérée comme étant une mesure utile fournissant des informations précieuses sur l'équilibre

et le contrôle postural chez les adultes sains ou les personnes âgées (Hsue et al., 2009). Pour

la marche, des études antérieures ont montré que l'accélération du tronc ou du bassin pouvait

être une méthode pour définir la stabilité lors de la marche (Hsue et al., 2009). Hsue et al.,

(2009) ont quantifié la stabilité dynamique en utilisant la vitesse du CG lors de la marche afin

d'évaluer les possibilités de différencier l'équilibre dynamique chez les enfants. A notre

connaissance, pour la tâche assise instable, aucune étude n'a utilisé le CG. Les dernières

recherches réalisées par Cholewicki et al., (2000, 2006), utilisent le centre de pression (CP)

comme indice de stabilité (le barycentre de toutes les forces de réaction qui s'appliquent au

sol). La vitesse moyenne du CP (longueur totale du CP/ durée de l'essai [mm 1 s]) dans les

directions latérales, antéro-postérieures, et résultantes ont été utilisées par ces auteurs afin de

quantifier la stabilité posturale fournie par une CL rigide. Celle-ci n'a pas mis en évidence

une différence significative sur la stabilité posturale lors de son port. Sur la base de ces

résultats, une CL rigide ne semble pas diminuer ou améliorer la stabilité du tronc.

Le but de cette étude est donc de tester l'effet des CL souples sur l'activité musculaire

et la stabilité du tronc dans une tâche assise instable par l'étude de l'activité

électromyographique et 1' analyse du mouvement. Les CL souples étant principalement

utilisées pour les activités physiques ainsi que pour des tâches posturales quotidiennes. Le

contrôle neuromusculaire de cette tâche posturale peut être appréhendé par les signaux EMG

des muscles du tronc.

L'hypothèse émise dans cette étude est la suivante : les CL souples permettent de

réduire légèrement l'activité des muscles du tronc et d'augmenter la stabilité du tronc. Pour

94 -------------- CONFIDENTIEL --------------

analyser les effets des CL souples sur la stabilité et l'activité musculaire du tronc lors d'une

tâche assise instable, le protocole suivant a été mis en place.

2. Justification du dispositif de stabilité

En 2006, Cholewicki et al., ont testé expérimentalement leurs prédictions sur la

réduction de l'activité musculaire par le port d'une CL dans une tâche assise instable. En

effet, en position érigée, la nécessité des ajustements posturaux peut être accomplie sous une

large gamme de réponses, par le biais des chevilles, des genoux, de la hanche et des

articulations du rachis lombaire de façon indépendante ou combinée (Byl et Sinn ott, 1991 ).

En revanche, le contrôle postural du rachis lombaire en position assise est exempté du

contrôle des articulations de la partie inférieure du corps humain (chevilles et genoux). La

tâche posturale assise était choisie car elle éliminait les stratégies de contrôle par les chevilles

et les genoux. Le sujet utilisait alors seulement la hanche et la colonne vertébrale pour

contrôler son équilibre. De plus, cette tâche posturale a été validée par d'autres auteurs

comme Van Daele et al., 2007 qui ont montré qu'évaluer le contrôle postural et l'instabilité du

dos par une position assise instable se trouve être une méthode reproductible si une période

d'apprentissage est réalisée par les sujets. Il a été montré que L'EMG moyenné au cours des

essais est significativement plus bas dans la condition avec CL (en comparaison à une

condition contrôle sans CL) pour les muscles TES et LES. L'hypothèse est qu'une telle

réduction de la co-contraction musculaire pourrait profiter aux patients atteints de LBP

(Reeves et al., 2006, Cholewicki et al., 2007). Toutefois, cette réduction est peu importante à

peine 1 à 2% de la CMV, ce qui expliquerait qu'elle n'ait pu être détectée dans les études

précédentes. En effet, ces études examinaient les effets des CL dans des tâches exigeant des

efforts musculaires élevés.

Ce dispositif d'assise instable étant le premier à faire ses preuves sur la mise en

évidence d'une modification de l'activité musculaire par le port d'une CL, il nous a semblé

pertinent d'utiliser ce même protocole pour tester nos CL et comparer a posteriori nos

résultats à ceux de la littérature. Il faut souligner que les CL utilisées dans ces études étaient

rigides (plastron en plastique sur la face arrière) et utilisées pour l'immobilisation de la partie

lombaire du rachis. L'effet des CL souples n'ont, à notre connaissance, jamais été étudiées sur

l'activité musculaire du tronc. Il est donc important de partir d'un protocole existant validé

afin de pouvoir vérifier si le bénéfice des CL rigides peut être retrouvé avec le port de CL

souples.

95 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

3. Méthode

3.1. Population

Dix-huit sujets sains masculins (27 ± 6 ans, 175 ± 6 cm and 74 ± 10 kg, moyenne±

Ecart type) participent à l'étude. Tous les sujets ont donné leur consentement écrit avant de

participer aux expériences. Les critères d'exclusion sont les suivants : Pas de lombalgies de 3

mois consécutifs depuis un an, pas de pathologies au niveau de l'oreille interne associées à des

problèmes d'équilibre, pas de compressions ou de fractures vertébrales.

L'effet des CL est étudié sur l'activité musculaire et la stabilité du tronc. Les CL

« Comfort » et « Dynamic », sont les deux modèles de CL utilisés dans cette étude qui sont

considérés comme« souples». La CL« Dynamic »apporte un maintien plus important de la

partie lombaire grâce à ses rappels élastiques sous forme de bandes qui permettent de venir

plaquer la CL au tronc.

3.2. Protocole expérimental

Un test est réalisé dans le but d'écarter la présence d'une différence au sein de la

population au niveau de la souplesse du tronc dans sa flexion antérieure (Carette, 1997). Une

flexion antérieure du tronc en position debout sollicite la souplesse des hanches et de la

colonne vertébrale alors que la position assise sollicite uniquement celle la colonne vertébrale.

Le sujet est debout sur une estrade, jambes tendues. Il lui est demandé d'essayer de toucher le

sol avec ses médius. Pour cela le sujet réalise une flexion antérieure du tronc, les bras tendus

vers le sol, les paumes de main l'une contre l'autre. La distance entre les médius et le sol est

mesurée en centimètres à l'aide d'un mètre ruban. Tout dépassement des '!lédius de l'estrade

est rapporté en valeur négative. La même mesure est réalisée sur une table en position assise.

Le sujet est assis les ischiums en contact avec la table. Il lui est demandé de relâcher son dos

en se penchant vers l'avant. Le but étant d'essayer d'aller le plus bas possible avec ses bras

tendus vers le sol. La distance entre les médius et le sol est également relevée comme

précédemment (Carette, 1997).

Le sujet passe ensuite sur la tâche assise instable. Chaque sujet effectue une séance

d'apprentissage pour la tâche d'équilibre. L'exercice consiste pour le sujet à maintenir le

siège en équilibre, ses bras étant croisés et ses paumes de main en contact avec la région

pectorale. Pour valider chaque essai d'équilibre, le siège ne doit pas entrer en contact avec la

table (Cholewicki et al., 2007 ; Reeves et al., 2009). Dès que le sujet est capable de maintenir

96 -------------- CONFIDENTIEL --------------

son équilibre sur le dispositif sur une durée de 20 secondes, sans le mettre en contact avec la

table sur l~quelle il est posé, la période d'apprentissage est considérée comme terminée.

L'apprentissage dure entre quinze et trente minutes en fonction de l'habileté des sujets. Sur la

seconde session, les sujets doivent tenir en équilibre durant trois essais de 20 secondes pour

chacune des trois conditions (sans, avec la CL « Comfort » et la CL « Dynamic »). Les

données sont collectées dès que le sujet arrive à se stabiliser en maintenant l'assise en

équilibre (Le sujet ne doit pas faire entrer en contact les contours de son assise avec la table).

Entre chaque test, une période de repos de 30 secondes est respectée. L'EMG des muscles

ainsi que les angles du tronc sont mesurés sur des périodes de 20 secondes sur le haut du

corps pour chaque essai. Cette période de 20 secondes est choisie en accord avec les études de

Cholewicki et al., (2007) et Reeves et al., (2006) dans le but de comparer a posteriori nos

résultats avec les leurs.

4. Résultats

* 14

810 0 --0 !.'] 1

6 .~ .g 0 0 2 j !.'] .... Q

·2 Sans CL CL Comfort CL Dynamic

Figure 50: Comparaison de la souplesse du rachis dans un mouvement de flexion antérieure du tronc en position debout sous trois conditions (sans CL/ CL Comfort/ CL Dynamic).* Indique la différence significative (P<O,OS). Les barres indiquent les écart-types (ET).

Pour les tests de souplesse (figure 50), la CL "Dynamic" limite significativement la

flexion antérieure du tronc dans la position debout en comparaison à la condition "sans CL" (-

5,51 cm ; P = 0,008). Par contre, il n'existe pas de différence significative entre les trois

conditions pour le test de flexion antérieure du tronc en position assise (P = 0,36).

97 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Il n'existe pas de différence significative entre les trois conditions (sans CL/ CL

Comfort/ Cl Dynamic) au niveau de l'activité de l'activité EMG de tous les muscles étudiés

ainsi qu'au niveau de toutes les variables cinématiques (Tableau 1).

Sans CL moyenne CL Comfort CLDynamyc p (ET) moyenne (ET) moyenne (ET) valeurs

Activité des muscles du tronc (%CMV)

RA 3,88% (2, 70) 3,61% (2,65) 3,60% (2,67) 0,89

EO 8,80% (8,20) 8,86% (8,20) 9,14% (8,21) 0,53

TES 18,53% (15,14) 18,34% (15,61) 17,97% (14,96) 0,22

LES 22,07% (20,97) 22,08% (21,77) 23,28% (25, 78) 0,24

Stabilité Posturale

Déplacement angulaire moyen

Dans le plan sagittal (Deg) 0,51 (0,32) 0,43 (0,17) 0,39 (0,16) 0,11

Dans le plan frontal (Deg) 0,41 (0,25) 0,40 (0,18) 0,37 (0,16) 0,51

Vitesse angulaire moyenne (Abs) Dans le plan sagittal (Deg/s) 1,23 (0,53) 1,31 (0,50) 1,35 (0,59) 0,45

Dans le plan frontal (Deg/s) 1,12 (0,67) 1,12 (0,49) 1,04 (0,54) 0,53

Vitesse moyenne du CG (m/s)

Résultante 0,008 (0,003) 0,008 (0,002) 0,007 (0,002) 0,70

Directions Antero-posteriéure 0,005 (0,002) 0,005 (0,001) 0,005 (0,001) 0,84

Directions latérales 0,004 (0,001) 0,005 (0,001) 0,004 (0,001) 0,59

Longueur du trajet du CG (rn) 0,16 (0,06) 0,17 (0,05) 0,16 (0,05) 0,83

Tableau 1: Activité EMG et variables cinématiques pour les trois conditions (sans CL/ CL Comfort/ CL Dynamic). ET: écart type, RA : Rectus Abdominis, EO : External Oblique, TES : Thoracic Erector Spinae, LES : Lombar Erector Spinae, CG : Centre de gravité.

98 -------------- CONFIDENTIEL --------------

5. Discussion

Le but de cette étude est de déterminer si une CL souple peut avoir une influence sur

la souplesse, l' activité musculaire et la stabilité du tronc. Les résultats montrent qu'il n ' existe

pas de différence entre les conditions sans ou avec CL pour toutes les variables de l'étude à

l' exception de la souplesse du tronc.

Afin de limiter les erreurs ou biais de l'étude, l ' ordre de passage des trois conditions

est randomisé: sans CL, avec CL« Comfort »et« Dynamic », Aptonia®, FR. Pour s ' assurer

de la pertinence du signal EMG et garantir que le port d'une CL ne modifie pas celui-ci de par

son contact avec le sujet, nous nous appuyons sur l'étude de Jorgensen et Marras (2000). Ces

auteurs montrent que porter une CL n'affecte pas les données EMG enregistrées par les

électrodes placées sous la CL.

Malgré le fait que la CL « Dynamic » réduise la souplesse du tronc en flexion

antérieure en position debout, mouvement responsable en partie de la plupart des lombalgies

(Marras et al. , 2000) ; les CL souples n'ont pas d ' influence sur les variables relatives à la

stabilité posturale lors d 'une tâche assise instable. La valeur absolue du déplacement angulaire

moyen, de la vitesse angulaire moyenne du tronc ainsi que la vitesse moyenne et la longueur

du chemin parcouru par le CG ne sont pas significativement différentes que le sujet porte ou

non une CL. Ces résultats sont en accord avec ceux décrits dans l'étude de Cholewicki (2007)

où l'efficience de l'équilibre n'est pas modifiée avec le port d'une CL. La CL souple n ' a

également pas d'effets significatifs sur l'activité musculaire du tronc lors d 'une tâche assise

instable. Ces résultats ne viennent donc pas soutenir les derniers résultats trouvés dans la

littérature sur les CL rigides. En effet, Cholewicki et al., (2007) mettent en évidence une

réduction de l'activité des muscles du dos lors d'une tâche identique avec le port d'une CL

rigide. La réduction entre la condition contrôle et la condition CL est de 0,7% de la MVC

pour le TES and 2.2% de la MVC pour le LES. De plus, Reeves et al., (2006) décrivent le

même ordre de grandeur pour la réduction de l'activité EMG avec le port d'une CL rigide. A

noter que les deux auteurs utilisent pour leur étude la même CL rigide (QuikDraw PRO,

Aspen Medical Products Inc. , Irvine, CA (Figure 51).

99 CONFIDENTIEL ---------------

Figure 51: CL QuikDraw PRO, Aspen Medical Products Inc., Irvine, CA, de face puis de dos.

Premièrement, cette réduction due au port de la CL rigide semble être infime

comparée à la variabilité inter sujets (1,5% à 3,8% de la MVC), obtenue pour les études de

Cholewicki et al., (2007) et Reeves et al., (2006).

Deuxièmement, il doit être souligné que leur CL contient des éléments rigides sur la

partie lombaire, contrairement à celles utilisées pour cette étude qui sont entièrement

flexibles. Cette caractéristique, à savoir la rigidité de la CL, peut expliquer l'absence de

réduction de l'activité EMG des muscles dorsaux. Le manque de rigidité peut devenir le

facteur expliquant la discordance de nos résultats face à ceux récemment trouvés dans la

littérature. Le manque de rigidité pourrait expliquer que l'on ne retrouve pas de diminution de

l'activité musculaire comme cela peut être démontré dans la littérature. Dans ce cas, la rigidité

serait éventuellement un élément majeur pour soulager les muscles du tronc et réduire ainsi

l'activité musculaire.

Troisièmement, le diamètre de l'hémisphère de notre assise est plus petit (18 cm de

diamètre) que celui utilisé précédemment dans la littérature (Silfies et al., 2003: 50 cm ;

Cholewicki et al., 2007: 30 cm; Reeves et al., 2006: 30 cm;). De ce fait, la tâche demandée

au sujet se trouve être plus difficile. Ceci est justifié dans 1' étude de Cholewicki et al., (2000).

Ce dernier a testé chez onze sujets sains ce même dispositif avec des hémisphères de

différents diamètres. Quatre niveaux d'instabilité étaient alors atteints en diminuant le

diamètre des hémisphères (50, 44 et 22 cm). La vitesse moyenne du CP, reflet de la régulation

posturale du tronc, augmentait significativement avec l'augmentation de l'instabilité de

l'assise. Par conséquent, plus l'assise est instable plus la stabilité du tronc est diminuée.

L'activité musculaire requise pour assurer la régulation posturale croit à mesure que le niveau

de difficulté de la tâche augmente. Le diamètre trop petit de la demi-sphère situé sous notre

assise explique le fait que nous ne soyons pas en mesure de détecter la baisse d'activité

musculaire. En effet, l'activité musculaire du tronc nécessaire pour stabiliser le sujet sur

100 -------------- CONFIDENTIEL --------------

l'assise instable se trouvant être supérieur à 3% de la CMV, l'effet de la CL peut être masqué.

Rappelons que Cholewicki et al., (1997), soulignent que l'effet d'une CL ne pourrait être

observé que dans des tâches de contrôle postural où l'activité musculaire ne dépasse pas 3%

de laCMV.

Dernière hypothèse, il se peut qu'une population saine présente des stratégies ou des

aptitudes plus ou moins différentes afin de maintenir leur équilibre sur une tâche assise

instable. Chez une population saine, différentes aptitudes à maintenir l'équilibre sur un

plateau de proprioception à un degré de liberté dans l'axe antéropostérieur sont mises en

évidence dans l'étude de Preuss et al., (2005). Dans le cas ou cette différenciation au sein

d'une population saine serait également présente dans notre étude, il se peut qu'elle ait pu

masquer ou diminuer la possibilité de mettre en évidence un effet significatif des CL.

L'hypothèse qu'une population saine puisse avoir différentes stratégies au niveau de l'activité

musculaire et du contrôle postural du tronc dans une tâche assise instable sera étudiée dans le

chapitre suivant.

Cependant si la plus grande différence entre les résultats de cette étude et celles de la

littérature peut être expliquée par un manque de rigidité sur la partie lombaire de nos CL, il

peut être émis l'hypothèse que la rigidité d'une CL est un élément primordial pour le maintien

du tronc. Cette hypothèse est en concordance avec les résultats de Cholewicki et al., (2010).

Les CL souples ne semblent donc pas restreindre la stabilité du tronc ni avoir

d'influence sur l'activité musculaire de celui-ci dans une tâche assise instable. La contribution

de la rigidité de la CL (position et nature des éléments rigides) ainsi que leurs caractéristiques

dans le maintien du tronc doivent être étudiées à l'avenir. Les bénéfices et les caractéristiques

des CL doivent être mieux compris en vue d'une utilisation de prévention de la lombalgie

dans les activités physiques et sportives.

6. Conclusion

En conclusion, les CL souples ne semblent pas avoir d'effets sur la stabilité du tronc et

l'activité des muscles contrôlant sa stabilité pour les tâches de maintien de l'équilibre sur une

assise instable, ceci dans le cadre de l'étude de population saine. Néanmoins, la diminution de

la souplesse du tronc en flexion avant avec les jambes tendues est observée en raison de la

contrainte externe de la CL sur le rachis lombaire.

101 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Actuellement, il n'existe que des CL rigides ou souples. A l'avenir, il semble pertinent

de développer des CL intermédiaires afin de bénéficier du maintien accru des CL rigides et de

la liberté de mouvements des CL souples.

102 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Chapitre 4 : Différences de comportement chez une population saine lors d'une tâche de contrôle postural

1. Introduction

Quelques études montrent, à l'aide d'une plateforme de force, que les patients atteints

de lombalgies chroniques ont un contrôle postural altéré en position debout, en comparaison

aux sujets sains. Alexander et LaPier, en 1998, ont étudié les différences de la répartition du

poids sous chacun des pieds. Les conséquences de cette répartition sur l'équilibre statique ont

été examinées sur des sujets sains versus des sujets ayant une lombalgie unilatérale. Les

mesures comprenaient le déplacement maximal du centre de gravité dans les directions

antéro-postérieures, les directions latérales et les trajectoires des oscillations du CoP. Les

sujets lombalgiques montraient un plus grand déplacement antéro-postérieur et total du centre

de gravité les yeux ouverts. Ces mêmes sujets avaient également, les yeux fermés, un plus

grand déplacement latéral, antéro-postérieur et total du centre de gravité. L'équilibre statique

chez les patients souffrant de LBP chronique se trouve être dégradé. Une autre étude

préliminaire menée par Nies et Sinn ott en 1991, mesurait la stabilité posturale avec des

données issues d'une plateforme de force. Les auteurs étudiaient les oscillations du corps des

sujets sous différentes conditions sensorielles. Les sujets lombalgiques démontraient de plus

grandes oscillations de leur centre de force. Ces derniers étaient également moins disposés à

maintenir leur équilibre sur un seul pied les yeux fermés. Les résultats étaient valables

quelque soit la difficulté de la tâche de d'équilibre. Subjectivement, les auteurs avançaient que

les sujets sains régulaient leur point d'appui à l'aide des chevilles et les sujets lombalgiques en

utilisant leurs hanches et le dos pour maintenir leur posture lors de tâches d'équilibre

difficiles. De plus, Leteneur et al., en 2009, ont souligné que parmi des sujets sains il existait

naturellement des stratégies différentes pour réguler la marche avec des inclinaisons du tronc

soit en avant ou en arrière. L'objectif de leur étude consistait à vérifier, lors de la marche, que

les moments articulaires des membres inférieurs et thoraco-lombaire étaient similaires chez

les sujets qui maintenaient en moyenne une inclinaison du tronc en avant (antérieur) et ceux

qui la maintenaient en arrière (postérieur). Au regard de leur inclinaison naturelle lors de la

marche, 25 jeunes hommes étaient divisés en groupes en fonction de l'inclinaison moyenne de

103 -------------- CONFIDENTIEL --------------

leur tronc par rapport à la verticale au cours d'une tâche de posture orthostatique. Un groupe

de sujets dit 'inclinés vers l'arrière' et un groupe de sujets dit 'inclinés vers l'avant' étaient

répertoriés. Les moments thoraco-lombaires, des chevilles, des genoux et des hanches étaient

calculés par une approche dynamique inverse sur les membres inférieurs et la base du tronc.

Lors de la phase d'appui de la marche, l'inclinaison du tronc antérieure ou postérieure affecte

les moments articulaires des membres inférieurs. Les auteurs soulignent que ces divergences

pourraient être associées à des patterns de marche différents. En effet, les sujets antérieurs

utiliseraient les muscles des hanches durant tout l'appui alors que les sujets postérieurs se

propulseraient avec un grand moment de flexion des hanches uniquement lors de la phase de

poussée.

De plus, chez une population saine, à l'aide d'une analyse statistique de type

« Cluster », différents patterns musculaires ont été différenciés lors de la marche (White and

McNair, 2002). L'activité électromyographique pour l'Interna/ Oblique, 1 'External Oblique,

le Rectus Abdominis et le Lumbar Erector Spinae était enregistrée. Pour identifier les groupes

de sujets avec un pattern similaire d'activité musculaire, une analyse par « Cluster » était

utilisée. Celle-ci identifiait deux patterns d'activité musculaire pour les muscles suivant : l'

Interna/ Oblique, 1 'External Oblique et le Rectus Abdominis. Pour le Lumbar Erector Spinae,

trois patterns étaient détectés. Les patterns se différenciaient dans l'amplitude de leur niveau

d'activation. Pour 1 'Externat Oblique et le Rectus Abdominis, les sujets montraient des

niveaux d'activité faibles (<5% de la CMV) qui étaient invariables tout au long du cycle de

foulée. Pour l'Interna! Oblique et le Lumbar Erector Spinae, des ruptures plus nettes de

l'activité musculaire étaient relevées, le plus souvent à la fin du pas. Les auteurs avançaient

que l'identification des changements dans l'activité musculaire peut être précieuse dans

l'identification des individus. Celle-ci permettrait d'identifier des futurs cas de LBP.

Il est admis qu'il existe des différences d'un point de vue de l'activité musculaire et

d'un point de vue biomécanique entre une population saine et lombalgique. Cette différence

se voit spécialement à travers une réponse musculaire réflexe plus lente et un contrôle

postural qui se trouve être dégradé (Radebold et al., 2000; Radebold et al., 2001 ; Cholewicki

et al., 2005). Cholewicki et al., en 2009, ont émis l'hypothèse que les patients lombalgiques

pouvaient avoir un plus grand moment et un plus grand déplacement de leur tronc pour une

tâche assise instable. Leurs résultats sont en accord avec l'étude de Radebold et al., de 2001,

qui avait montré qu'une population lombalgique avait un contrôle postural du rachis plus

faible et une réponse musculaire réflexe plus longue en comparaison à des sujets sains.

104 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Il existe également au sem même d'une population des différences de patterns

musculaires lors de la marche. Nous émettons l'hypothèse qu'il peut en être de même pour les

patterns musculaires pour le contrôle postural du rachis. Pour examiner cette hypothèse,

l'étude suivante a pour but de mettre en évidence l'émergence d'au moins deux groupes chez

une population saine en se basant sur les activités musculaires et la stabilité du tronc. Pour

cela, une tâche assise instable est utilisée. Ces différences pourront être liées, a posteriori, à la

différence trouvée auparavant sur l'activité musculaire et la stabilité du tronc entre les sujets

sains et les sujets lombalgiques. Cette hypothèse sera vérifiée sur la base des données issues

du protocole du chapitre 3.

2. Méthode

La méthode utilisée dans ce chapitre est identique à celle utilisée dans le chapitre 3.

3. Statistiques

Pour mettre en évidence différentes populations chez les sujets sains, une classification

hiérarchique ascendante (HAC) est réalisée (White et McNair, 2002) selon la méthode de

Ward, 1963. Un test de Student pour échantillons indépendants est utilisé afin de vérifier les

différences entre les groupes pour chaque variable étudiée. Le niveau de significativité est

fixé àP<0.05.

4. Résultats

L'HAC est utilisée sur les variables EMG pour identifier des groupes de sujets avec

des patterns d'activité musculaire similaires. L'HAC identifie deux patterns d'activité pour le

RA, l'EO, le TES et le LES. Dans la plupart des cas, les patterns observés pour chaque muscle

diffèrent dans l'amplitude de leur activation. Les données sont analysées par la méthode de

Ward, effectuée sur l'ensemble des groupes de sujet. La HAC met en évidence deux groupes

distincts (Distance d'Agrégations de 930): Un premier groupe, nommé groupe 1 (27 ±7 ans;

176 ± 6 cm, 74 ± 9 kg, moyenne ± ET) qui présente, en terme d'·intensité, des patterns

similaires à ceux observés par Reeves et al., 2006 ou encore Cholewicki et al., 2007. Un

second groupe, nommé groupe 2 (27 ± 2 ans, 175 ± 7 cm, 70 ± 11 kg, moyenne ± ET)

105 -------------- CONFIDENTIEL --------------

présentant des valeurs EMG plus importantes (RA: +55%, P =0,005 ; EO: +69%, P =0,003 ;

TES: +77%, P<O,OOl; LES: +87%, P<O,OOl) (Figure 52).

1:1}

l) "5' til

DOce Lfcd

VV:;;e DY sc DYo:! Mkc LSsc LScd LYcc

oerscc GCcd GC~c

Gare sc Gl!lrCcJ:I DelS SC DelS Ct:! DN~c DftiCC OF cd 1.1\1 ~c 1..1\lcc BJ:c SN cd SNCC Vfcc DJ:c [JJ;:tj

l-

t-

Groupe 1

r-

b

b--1- .

~-

b Groupe2

0 200 400 600 600 1COO

Distance d'Agrégation

Figure 52: L'HAC identifie deux groupes basés sur l'activité du RA, de l'EO, du TES et du LES.

Concernant le mouvement du tronc, le groupe 1 présente significativement une plus

grande flexibilité antérieure du tronc dans une position assise en comparaison au groupe 2 (-

22%, P = 0,03), mais aucune différence n'est trouvée pour le test de flexibilité en position

debout.

Pour les variables reliées à la stabilité posturale, le déplacement angulaire moyen du

tronc dans le plan sagittal et frontal sont calculés ainsi que sa vitesse angulaire moyenne (en

valeur absolue). Aucune différence significative n'est trouvée entre les deux groupes pour le

déplacement angulaire moyen du tronc dans le plan sagittal (P = 0,08) et frontal (P = 0,06).

Le déplacement angulaire moyen dans le plan sagittal et frontal du groupe 2 a cependant

tendance à être inférieur en comparaison à celui du groupe 1 (respectivement P =0,08, 40%

de différence (diff) et P = 0,06; 25% diff., voir tableau 1). La vitesse angulaire moyenne du

106 -------------- CONFIDENTIEL --------------

tronc dans le plan sagittal (FEM) est significativement plus basse dans le groupe 2 en

comparaison à celle du groupe 1 (P =0,03). Il n'existe pas de différence entre les deux

groupes pour la vitesse angulaire moyenne absolue dans le plan frontal (BM). Celle-ci a

cependant tendance à être plus basse chez le groupe 2 a tendance à être plus basse en

comparaison au groupe 1 (P = 0,07; 38,5% diff., voir tableau 2).

Il existe des différences significatives entre les deux groupes pour les variables

caractérisant le CG. La vitesse globale du CG dans le groupe 1 est significativement plus

importante que celle du groupe 2 (P = 0,04). La vitesse du CG est significativement plus

importante dans le groupe 1 que dans le groupe 2 dans les directions antéro-postérieures (P

=0,03). Il n'existe pas de différence entre les deux groupes pour la vitesse du CG dans les

directions latérales (P = 0,07). La longueur du chemin parcouru par le CG est

significativement plus importante dans le groupe 1 en comparaison à celle du groupe 2 (P =

0,04) (Tableau 2).

Groupe 1 Groupe 2 P valeurs

moyenne (±ET) moyenne (±ET) Activité des muscles du tronc (% CMV) RA 2,5 (1,8) 5,6 (2,6) 0,005 * EO 4,8 (3) 15,4 (9,2) 0,003 * TES 8 (3,8) 34,5 (10,9) <0,001 * LES 6,2 (3,8) 48 (14,1) <0,001 * Flexion antérieure du tronc (Distance doi~ts sol en cm) En position assise 33,5 (10.2) 43,2 (8,5) 0,03 * En position debout 0,3 (6) 3,7 (9,9) 0,21 Stabilité postural Déplacement an~ulaire moyen Dans le plan sagittal (Deg) 0,5 (0,3) 0,3 (0,1) 0,08 Dans le plan frontal (Deg) 0,4 (0,2) 0,3 (0,1) 0,06 Vitesse angulaire moyenne ( abs) Dans le plan sagittal (Deg/s) 1,5 (0,5) 1 (0,3) 0,03 * Dans le plan frontal (Deg/s) 1,3 (0,6) 0,8 (0,3) 0,07 Vitesse moyenne du CG (m/s) Résultante 0,009 (0,003) 0,007 (0,002) 0,04 * Direction antero-postérieure 0,006 (0,002) 0,004 (0,001) 0,03 * Direction latérale 0,005 (0,002) 0,004 (0,001) 0,007 * Longueur du chemin du CG (rn) 0,189 (0,065) 0,139 (0,029) 0,04 *

Tableau 2: Comparaison des variables entre les deux groupes. * : P<0,05.

107 -------------- CONFIDENTIEL --------------

5. Discussion

Les différences pouvant exister chez des sujets sams au mveau de la réponse

musculaire et posturale pour une tâche assise instable .ont été étudiées à travers cette étude.

L'HAC, basée sur l'activité musculaire de tous les muscles mesurés, identifie clairement deux

groupes distincts avec des patterns musculaires différents· au regard de leur intensité. Le

groupe 2 présente une plus grande amplitude de l'activité musculaire qui leur permet

d'assurer le gainage de leur tronc.

Cette augmentation de l'activité musculaire dans le groupe 2 permet au buste d'être

plus stable (Souza et al., 2001) en réduisant la vitesse angulaire moyenne du COM dans le

plan sagittal ainsi sa vitesse globale. Ces différences sont similaires à celles qui peuvent être

observées entre une population de sujets sains et de sujets lombalgiques. Ces derniers

possédant un contrôle postural diminué pour le maintien de 1' équilibre sur assise instable

(Radebold et al., 2001).

Lors de la marche ces différences ont déjà été montrées sur une population saine. Il

peut être observé différentes stratégies, i.e., une inclinaison antérieure ou postérieure du tronc

(Leteneur et al., 2009) ou encore différents patterns musculaires (White and McNair, 2002).

Ceci a été mis en parallèle avec un risque de développement de LBP.

Il est admis que les activités musculaires contrôlent les mouvements du tronc et

permettent la stabilité de celui-ci (Panjabi, 2003). Le groupe 1 révèle une activité musculaire

comprise entre 2 et 7% de la MVC. Les résultats pour les activités EMG du groupe 1 sont en

accord avec l'étude de Cholewicki et al., en 2007, qui mentionne une activité musculaire

comprise entre 4 à 7% de la MVC pour maintenir son équilibre sur une même assise instable.

De même, Reeves et al., en 2006, révèlent une activité musculaire comprise entre 5 et 10% de

laMVC.

Une activité musculaire significativement plus importante de l'ensemble des muscles

étudiés du tronc est observée chez le groupe 2. L'activité musculaire pour ce groupe est

comprise entre 5 et 48% de la MVC. Les deux groupes ne produisent donc pas la même

l'activité musculaire pour maintenir leur équilibre sur la tâche assise instable. Ces différences

se retrouvent également pour les variables du contrôle postural (vitesse angulaire du tronc

ainsi que les variables du CG). Dans la présente étude, les deux groupes montrent un même

déplacement angulaire moyen dans les deux plans. On peut donc dire que pour le même

mouvement, que le groupe 1 montre une augmentation de la vitesse angulaire du tronc dans le

108 -------------- CONFIDENTIEL --------------

plan sagittal, soit le mouvement antéro-postérieur, par rapport au groupe 2. Le groupe 1 tend

également à osciller davantage dans le plan frontal en comparaison au groupe 2 (P = 0,06).

Il existe également des différences entre les deux groupes au niveau des variables du

CG. L'instabilité posturale est associée à des augmentations des amplitudes des oscillations

ainsi qu'à une augmentation de la vitesse du CG (Hsue et al., 2009). La vitesse latérale, la

vitesse antéro-postérieure et leur résultante sont significativement plus importantes dans le

groupe 1 que dans le groupe 2. La longueur du chemin parcouru par le CG est également

significativement plus importante pour le groupe 1.

Les résultats montrent que le groupe 1 est moins stable que le groupe 2 en présentant

une réduction systématique de l'amplitude des activités EMG. Le lien entre la stabilité et les

activités EMG a été montré par Panjaby (2003). Pour une assise instable, les activités EMG

comprises entre 5 à 15% de la MVC pour les muscles abdominaux et 34 à 48% de la MVC

pour les muscles dorsaux (groupe 2), semblent permettre d'acquérir un meilleur équilibre en

comparaison aux activités musculaires situées en dessous de 8% (groupe 1). En référence aux

travaux de Radebold et al., 2001 et Cholewicki et al., 2009, le groupe 1 de notre étude,

composé de sujets sains, présente certaines similitudes avec les résultats obtenus sur un

groupe de sujets lombalgiques pour les variables liées à la stabilité. Ce résultat suggère que le

groupe 1 serait potentiellement un groupe de "néo-LBP"?

En ce qui concerne les résultats sur la souplesse du tronc en flexion antérieure en

position assise, le groupe 2 présentant une activité musculaire supérieure, semblent être moins

souples (voir définition en Annexe). Jusqu'à présent, le lien entre l'amplitude de l'activité

musculaire et la souplesse de ces derniers reste inconnu. Les résultats de cette étude semblent

montrer qu'un muscle rachidien qui a la capacité d'être activé à un haut niveau d'intensité

semble limiter la souplesse du rachis. D'autres études dans ce domaine doivent être menées

pour approuver ou rejeter ce résultat.

Pour maintenir son équilibre en position assise, les muscles du tronc jouent un rôle

important pour asservir le contrôle postural dans les directions antéro-postérieures. Bien que

le contrôle de la stabilité lors de la marche soit considérablement différent de celui de la tâche

assise instable, la régulation adoptée par les muscles des chevilles peut être comparable à celle

réalisée par les muscles du tronc (Winter, 1995 ; Hsue et al., 2009). Les muscles du tronc

jouent un rôle dans l'ajustement de la vitesse antéro-postérieue du CG. Le plus long chemin

parcouru et la plus grande vitesse du CG découlant d'un tonus musculaire et d'une raideur

articulaire insuffisante, sont le reflet des oscillations du CG. Ceci est à corréler avec les

résultats obtenus sur l'activité EMG. Le groupe 2, qui présente le plus grand pourcentage

109 -------------- CONFIDENTIEL --------------

d'activité musculaire, est le groupe qui présente le plus petit chemin parcouru et la plus petite

vitesse du CG. Une plus petite vitesse du CG reflète la capacité de l'activité musculaire du

haut du corps à permettre un contrôle postural efficient.

6. Conclusion

Bien que la présence de sous-groupes chez des sujets sains n'ait pas été mise en

évidence dans les études précédentes (Reeves et al., 2006; Cholewiki et al., 2007), des

variations de patterns musculaires en intensité peuvent être observées en utilisant la technique

de l'BAC. Celle-ci peut s'avérer utile pour identifier l'efficience de l'équilibre ou la présence

de pathologies chez ces sujets.

110 -------------- CONFIDENTIEL --------------

ceintures caractéristiques sur

les délais réflexes musculaires du tronc

Chapitre lombaires et de leurs

5· Effet des

Dans le chapitre 3 nous avons vu que les CL souples n'avaient pas d'influence sur

l'activité des muscles du tronc sur une période de 20 secondes, durée correspondant à la tâche

d'équilibre réalisée. L'équilibre sur l'assise instable est réalisé par une combinaison de

mouvements antéro-postérieurs et latéraux du tronc. Une observation de l'EMG sur ce type de

tâche sur une durée de 20 secondes ne permet pas de mettre en évidence 1' effet des CL

souples sur l'activité musculaire du tronc car cette approche se veut globale par la complexité

de l'ensemble des mouvements mesurés. Travailler en isolant un mouvement de flexion

antérieure et d'extension du tronc afin d'analyser l'activité musculaire qui lui est associée est

donc nécessaire pour approfondir l'effet des CL souples sur l'activité EMG. Cela permet de

répondre aux questions soulevées sur l'effet de la rigidité de la CL sur l'activité musculaire du

tronc. Deux modèles de CL seront donc utilisés.

1. Introduction

La stabilité est la capacité d'un système à revenir à sa position d'équilibre après une

perturbation (Crisco et Panjabi, 1991). L'instabilité, quant à elle, est caractérisée par l'absence

du retour à la position d'équilibre de départ. Le manque de coordination entre les muscles

entourant la colonne vertébrale peut aboutir à une instabilité pouvant alors augmenter le

risque de blessures. En effet, Winter (1979) a montré que la fonction du muscle antagoniste ne

se limite pas seulement à s'opposer au mouvement dans la co-contraction, mais il contribue

également à maintenir la stabilité et la raideur de l'articulation, réduisant ainsi la laxité

articulaire. Par exemple, les ischia-jambiers soutiennent le travail du ligament croisé antérieur

afin de maintenir la stabilité du genou et de produire une force s'opposant à la translation

antérieure du tibia quand le quadriceps est activé pour effectuer une extension du genou

(Miller et al., 2000). Ainsi, une défaillance de la co-contraction ajouterait une contrainte

supplémentaire à l'articulation qui pourrait aboutir à une instabilité articulaire (Arms et al.,

1984; Solomonow et al., 1989). De ce fait, la stabilité de la colonne vertébrale est un élément

essentiel pour préserver l'ensemble du système des blessures, spécialement dans des

111 -------------- CONFIDENTIEL --------------

environnements avec des charges inattendues. La stabilité du tronc est assurée par des

systèmes passifs intrinsèques réflexes (Panjabi, 1992). Le contrôle actif de la stabilité est

assuré par des réponses musculaires volontaires et réflexes (Granata et al., 2001 ; Reeves et

al., 2007). Le délai de réponse musculaire a souvent été étudié car il se trouve être un bon

indicateur prédictif des lombalgies présentes et à venir (Cholewicki et al., 2005).

Plusieurs facteurs prédictifs se trouvent être associés au développement des douleurs

lombaires. Parmi eux, des facteurs individuels ainsi que des facteurs environnementaux sont à

la fois trouvés. Ces deux catégories regroupent des facteurs qui sont modifiables (ex :

tabagisme, positions de travail, indice de masse corporelle) et des facteurs non modifiables

(ex : âge, taille, anomalies congénitales, pathologies héréditaires). Selon les études, ces

différents facteurs de risque sont associés de façon plus ou moins importante au

développement des douleurs lombaires (Descarreaux, 2004). En outre, les lombalgiques ont

des temps de réponse musculaires altérés suite à une perturbation. La réponse altérée à une

perturbation soudaine du tronc, en dehors d'être un facteur de lombalgies (Marras et al., 1987

; Lavender et al., 1989), a attiré l'attention sur sa pertinence dans la différenciation des sujets

sains et des sujets lombalgiques chroniques (Radebold et al., 2000 ; Stokes et al., 2006 ;

Reeves et al., 2008). Ce type de perturbation se rapproche de situations que l'on peut

retrouver dans la vie quotidienne. En effet, des études épidémiologiques ont mis en évidence

le lien entre les LBP et les mouvements brusques et inattendus tels que des « glissades ou· des

trébuchements» lors du port de charges (Manning et al., 1984; Omino et Hayashi, 1992).

2. Justification du dispositif de perturbation

La mesure de la réponse réflexe des muscles du tronc est un facteur essentiel à la mise

en évidence de pathologies. Un muscle ayant une réponse réflexe retardée est un facteur

prédictif significatif (facteur de risques) des blessures dorsales à venir ou installées

(Cholewicki et al., 2005). Mesurer ce délai réflexe représente donc une prévention efficace

ainsi qu'un bon moyen de détection des pathologies dorsales et permet alors de localiser de

façon plus pertinente la réhabilitation en cas de troubles musculaires. Afin de mesurer ce

délai, plusieurs dispositifs ont été utilisés dans la littérature.

Les derniers dispositifs utilisés sur sujets sains pour détecter des modifications du

délai réflexe des muscles dorsaux suite à un processus de fatigue, consistaient à venir percuter

le sujet au niveau de la zone thoracique avec une charge correspondant à 17kg (Herrmann et

al., 2006) ou 50% du poids du corps (Dupeyron et al., 2009). Ce dispositif présente l'avantage

112 -------------- CONFIDENTIEL --------------

d'obtenir, avant la perturbation, une activité musculaire qui pourrait être considérée comme

un état de repos car le sujet est censé être relâché. Ceci peut être cependant biaisé par

l'appréhension du sujet dans l'attente de la venue de la perturbation (inattendue). Le sujet peut

en effet se contracter musculairement et ce de façon non similaire d'un essai à 1' autre. Outre

cet aspect, la tâche peut être traumatisante si elle est envisagée sur des sujets lombalgiques.

Venir impacter le dos avec une charge et cela à 18 reprises sur un sujet souffrant de lombalgie

n'est pas envisageable car cela peut occasionner des douleurs chez ces sujets. Dans l'objectif

premier de comparer des sujets sains à des sujets lombalgiques, un type de dispositif moins

traumatisant semble plus adapté. C'est la tâche de« lâcher de charge». Le sujet maintien une

traction sur un câble correspondant à 30% de sa force maximale avec l'aide de son tronc. La

charge est donc adaptée à la force de chaque individu et il n'y a plus d'impacts de charges sur

le dos du sujet. De plus, cette tâche est utilisée depuis 2000 par différents auteurs afin de

dissocier les sujets sains et lombalgiques (Radebold et al., 2000 ; Cholewicki et al., 2005 ;

Vera-Garcia et al., 2006). Ces auteurs n'ont pas stipulés que les sujets LBP avaient des

difficultés ou manifestaient des sensations de douloureuses lors de la réalisation de cette

tâche.

3. Méthode

3.1. Population

Trois sujets lombalgiques et vingt sujets sains participent à l'étude. Avant de

commencer l'expérience, chaque sujet remplit un questionnaire basé sur des données

personnelles (taille, poids, âge, sport pratiqué voir Annexe 1 et 2). Pour ceux ayant des

antécédents de lombalgie, le nombre d'épisodes, ainsi que la date la date du dernier épisode

ont été détaillés. Le niveau de douleur est évalué avec une échelle visuelle analogique (Bijur,

2001) et le degré d'invalidité a été évalué par le questionnaire de Roland-Morris (Roland,

1983 ; Annexe 3).

Les critères d'inclusion étaient les suivants pour les sujets sains : Pas de lombalgies

sur une durée de 3 mois consécutifs depuis un an. Pour les sujets lombalgiques: avoir eu des

douleurs lombaires importantes durant au moins 3 mois et la douleur doit persister encore le

jour de l'expérimentation (Douleur comprise entre LI et le pli fessier). Les critères

d'exclusion pour les sujets étaient les suivants : pas de femmes enceintes, pas de passé

113 -------------- CONFIDENTIEL --------------

chirurgical au niveau du dos, pas de pathologies au niveau de l'oreille interne associées à des

problèmes d'équilibre, pas de compressions ou de fractures vertébrales, pas de vertiges ou

d'étourdissements.

3.2. Protocole expérimental

L'expérience est réalisée sous trois conditions : sans CL (condition contrôle), avec une

CL prototype et avec une CL C.I.V.S Gibortho. Le but étant de mettre en évidence l'effet de

la rigidité sur le délai réflexe musculaire.

L'expérimentation commence par la réalisation de contractions maximales en position

assise sur le dispositif. Réaliser les contractions maximales dans la même position que celle

utilisée dans la tâche "lâché de charge" est conseillé (Dupeyron et al., 2009) car cela permet

une interprétation physiologique des réponses EMG qui sont impliquées lors de la tâche

demandée. Le sujet doit produire sous encouragements trois contractions isométriques

maximales en tirant le câble le dos droit comme lors de la tâche de «lâché de charge». Le

sujet réalise une flexion antérieure du tronc (câble situé à l'arrière du sujet) ainsi qu'une

extension du tronc (câble situé à l'avant du sujet). Une période de 1 minute de repos est

respectée entre chaque essai. La meilleure de ces trois mesures est enregistrée comme la

valeur de la MVC.

Le sujet passe ensuite à la deuxième phase de l'expérimentation où le délai et

l'amplitude réflexe sont mesurés. Il est réalisé trois essais par conition (sans CL, avec CL

prototype et avec CL C.I.V.S Gibortho).

4. Résultats

Il est présenté ci-dessous les données anthropométriques des sujets sains et

lombalgiques (Tableau 3).

Age Stature (cm) Poids MoyenneS 27 175 70 Ecart typeS 6 8 9 MoyenneLBP 24 179 72 Ecart type LBP 2 2 3

Tableau 3 : Récapitulatif des données anthropométriques des sujets. S = sujets sains et LBP =sujets lombalgiques.

114 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Pour les sujets lombalgiques, il est présenté dans ce tableau le nombre d'épisodes de

lombalgie dans l'année écoulée avant le test, le résultat du questionnaire de Roland Morris

ainsi que la douleur ressentie (échelle EVA) le jour du test (Tableau 4).

Nombre d'épisodes de Roland Morris Echelle EVA LBP dans l'année (/24) (110)

MoyenneLBP 8 3 4 Ecart type LBP 4 2 4 Tableau 4: récapitulatif des questionnaires sur les sujets lombalgiques

Les données montrent que la population, d'un point de vue anthropométrique, est

homogène que ce soit au niveau des sujets sains ou des sujets lombalgiques. Le nombre

d'épisodes de lombalgie pour les sujets LBP varie entre 3 et 10. Le questionnaire de Roland

Morris varie entre 1 et 5. La douleur quant à elle varie de 1 à 8.

4.1. Délai de réponse réflexe

4.1.1. Pour les sujets sains

Le tableau 5 regroupe les résultats variables électromyographiques. Certains muscles

présentant des différences statistiques entre le côté gauche et le côté droit (T de Student pour

échantillons appariés), ils seront tous présentés séparément. Il n'existe pas de différence

significative entre les trois conditions pour le RA côté gauche (P = 0,61), pour les RA côté

droit (P = 0,11), pour les EO côté gauche (P = 0,18), ainsi que pour les EO côté droit (P =

0,7). Si l'on regarde les muscles dorsaux, il en est de même pour les TES du côté gauche (P =

0,51), les TES du côté droit (P = 0,26), les LES du côté gauche (P = 0,10) et les LES du côté

droit (P = 0,86).

115 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Délais réflexes Moyenne Ecart-type p des muscles du valeurs tronc (ms) RAG 0,61 Sans CL 57 15 CL protoype 58 16 C.I.V.S Gibortho 60 12 RAD 0,11 Sans CL 58 10 CLprotoype 54 16 C.I.V.S Gibortho 56 12 EOG 0,18 Sans CL 60 18 CLprotoype 63 16 C.I.V.S Gibortho 65 18 EOD 0,7 Sans CL 56 20 CLprotoype 57 16 C.I.V.S Gibortho 54 14 TESG 0,51 Sans CL 68 22 CLprotoype 66 24 C.I.V.S Gibortho 65 24 TESD 0,26 Sans CL 68 24 CL protoype 64 25 C.I.V.S Gibortho 65 21 LESG 0,10 Sans CL 71 19 CLprotoype 76 18 C.I.V.S Gibortho 69 22 LESD 0,86 Sans CL 69 17 CLprotoype 72 24 C.I.V.S Gibortho 71 23

Tableau 5: Récapitulatif des résultats pour les sujets sains

4.1.2. Pour les sujets lombalgiques

Le tableau 6 regroupe les données électromyographiques des délais réflexes des

muscles du tronc pour les sujets lombalgiques. Les muscles n'ont pas été moyennés de part et

d'autre du corps afin de respecter la même présentation que les sujets sains présentés. Le

116 -------------- CONFIDENTIEL --------------

nombre restreint de sujets ne nous permet pas de comparer les sujets lombalgiques aux sujets

sains sur les temps de délai réflexe.

Délais réflexes Moyenne Ecart-type des muscles du tronc (ms) RAG Sans CL 47 9 CLprotoype 44 15 C.I.V.S Gibortho 57 12 RAD Sans CL 62 9 CLprotoype 54 16 C.I.V.S Gibortho 56 12 EOG Sans CL 60 14 CLprotoype 60 15 C.I.V.S Gibortho 59 15 EOD Sans CL 53 16 CLprotoype 51 14 C.I.V.S Gibortho 57 18 TESG Sans CL 74 23 CLprotoype 56 26 C.I.V.S Gibortho 64 12 TESD Sans CL 66 16 CLprotoype 47 25 C.I.V.S Gibortho 60 26 LESG Sans CL 59 24 CL protoype 69 20 C.I.V.S Gibortho 74 33 LESD Sans CL 59 25 CLprotoype 69 14 C.I.V.S Gibortho 81 17

Tableau 6 : Récapitulatif des résultats pour les sujets lombalgiques

5. Discussion

Le but de cette étude était d'évaluer 1 'effet du port des CL et de leur rigidité sur les

muscles du tronc en réponse à une perturbation soudaine. Le contrôle actif de la stabilité est

117 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

assuré par les réponses musculaires volontaires et réflexes (Ogata, 2002 ; Granata et al., 2004

(b) ; Reeves et al., 2007). On sait que le délai de réponse musculaire réflexe est un bon

indicateur de lombalgies présentes et à venir (Cholewicki et al., 2005) car les sujets

lombalgiques présentent une altération des réponses réflexes suite à une perturbation

(Radebold et al., 2000 ; Cholewicki et al., 2002 ; Cholewicki et al., 2005). Si les personnes

lombalgiques se trouvent avoir un déficit au niveau de leur réponse réflexe, il nous paraissait

important de vérifier si les CL n'augmentaient ce délai de réponse. Dans le meilleur des cas,

on pouvait espérer que celles-ci permettent de diminuer ce temps de réponse, ce qui pourrait

être bénéfique aux personnes atteintes de LBP.

Dans la littérature, les dernières études portant sur les délais reflexes du tronc, comme

Hermann et al., (2005) ou encore Dupeyron et al, (2009) analysent la réponse réflexe par deux

variables qui sont le délai et l'amplitude sur la base des travaux de di Fabio (1987). Dans le

domaine scientifique se rapportant à l'étude de l'influence de la fatigue sur les délais réflexes,

une augmentation de l'amplitude est interprétée comme un moyen pour le muscle de

maintenir la stabilité du corps tout en compensant la perte de force musculaire (Allison et

Henry, 2001 ; Herrmann et al., 2006 ; Dupeyron et al, 2009). L'effet du port d'une CL sur

l'amplitude du délai réflexe n'est actuellement pas connu. L'hypothèse suggérée était que la

CL pourrait permettre de diminuer l'amplitude de la réponse réflexe afin de permettre au sujet

d'assurer une réponse face à la perturbation sans solliciter de façon excessive ses muscles.

Tout ceci dans le but de réduire la fatigue musculaire quotidienne. La CL serait un perçue par

le SNC comme « un support » musculaire. Cependant, les résultats obtenus ne nous

permettent pas de conclure sur les effets des CL sur l'amplitude réflexe. En effet, il se trouve

que l'amplitude réflexe normalisée par la CMV se trouve être supérieure à 100% (de 296%

pour la moyenne minimale à 414% pour la moyenne maximale pour les abdominaux; de 78%

pour la moyenne minimale à 122% pour la moyenne maximale pour les dorsaux). Les

moyennes sont données pour les deux mouvements étudiés (Réponse musculaire en flexion et

en extension du tronc). Les signaux bruts ont été observés afin d'écarter une erreur possible

de calcul. Là encore le signal lors de la tâche se trouvait être supérieur à celui enregistré lors

des max. Exprimer des hypothèses sur la base des résultats obtenus n'est pas concevable, c'est

pour cela que les amplitudes réflexes n'ont pas été présentées. Selon toute vraisemblance, la

prise des valeurs maximales de notre expérimentation ne reflète pas la valeur maximale

possiblement développée par le muscle. Ou bien encore, les signaux enregistrés sont parasités

par des signaux dont il reste encore à déterminer 1' origine.

118 -------------- CONFIDENTIEL --------------

En ce qui concerne les délais réflexes, sur les sujets sains, les résultats ne montrent

aucune diminution du temps de réponse réflexe avec le port d'une CL que celle-ci soit rigide

ou souple. Deuxièmement, pour les sujets lombalgiques, il semble qu'il en soit de même mais

le nombre insuffisant de sujets ne nous permet pas de statuer sur un quelconque effet des CL

sur le délai reflexe. Il n'y a donc pas d'effets bénéfiques du port d'une CL sur les délais

réflexes que celle-ci soit rigide ou souple. Il n'y a également pas d'effets néfastes ce qui aurait

pu, dans ce cas conduire à une augmentation du délai réflexe et nuire aux sujets lombalgiques.

Pour comprendre l'absence de modifications du délai réflexe lors du port d'une CL, on

peut alors s'interroger sur les récepteurs mis enjeu lors d'un délai réflexe.

Il est connu que le contrôle actif de la stabilité est assuré par les réponses musculaires

volontaires et réflexes (Ogata, 2002 ; Granata et al., 2004 (a) ; Reeves et al., 2007). Dans la

tâche de lâché de charges, la réponse musculaire est de type réflexe. Le réflexe mis en jeu est

dit polysynaptique car il fait intervenir plusieurs synapses. Celui-ci fait intervenir deux voies.

La première est la voie monosynaptique qui n'est autre que «réflexe myotatique ».

Cette réponse est dite excitatrice. La contraction réflexe du muscle est alors provoquée par

son propre étirement. Dans le cas où le sujet maintient le câble en tension par une flexion

antérieure du tronc isométrique ; lors de la perturbation, les muscles extenseurs du tronc se

trouvent étirés et se contractent par la voie monosynaptique, voir chapitre 1 figure 17, la

représentation de la réponse musculaire réflexe.

Il intervient également la voie polysynaptique qui provoque le relâchement du muscle

antagoniste au muscle étiré. La coordination des muscles antagonistes permet d'éviter une

contraction presque simultanée des muscles antagonistes, ce qui pourrait engendrer le blocage

du mouvement. Via une synapse excitatrice, le muscle extenseur étiré reçoit 1' ordre de se

contracter. Au même moment, via un inter-neurone, un message inhibiteur est transmis au

muscle antagoniste fléchisseur, qui reçoit alors l'ordre de se relâcher (étirement passif). Deux

réponses sont présentes dans ce message sensoriel: une stimulation du motoneurone du

muscle étiré (synapse excitatrice) ainsi qu'une inhibition du motoneurone du muscle

antagoniste via la synapse inhibitrice de l'inter-neurone. Le réflexe polysynaptique intègre

puis traite l'information sensorielle conduisant ainsi à deux réponses motrices différentes.

Lors d'un déchargement soudain d'une partie du corps, les muscles agonistes ont donc

une brève période d'inhibition pendant que les muscles antagonistes se contractent,

augmentant ainsi leur niveau d'activation. Ceci permet au tronc de minimiser la perturbation

subie en modifiant le moment articulaire. Les voies neuronales utilisées pour le contrôle des

agonistes et antagonistes du tronc lors de la tâche de déchargement n'est pas clairement

119 -------------- CONFIDENTIEL --------------

défini. Un certain nombre de récepteurs peuvent fournir un feedback pour permettre au tronc

de répondre à une « perturbation de déchargement » Reeves et al., (2005). Le faisceau neuro

musculaire est le principal récepteur dans cette réponse réflexe, mais il y a également les

corpuscules se rapportant à la sensibilité proprioceptive inconsciente. Cette sensibilité est liée

aux organes sensitifs de la tension des musculaire et tendineuse. On retrouve alors les

corpuscules neuro-tendineux de Golgi, que l'on retrouve au niveau de la jonction musculo

tendineuse. Ils permettent aux centres nerveux de juger de 1' état des tensions qui ont lieu au

niveau des tendons. Pour finir, les récepteurs articulaires ou dits récepteurs kinesthésiques qui

peuvent se retrouver impliqués dans cette sensibilité. Ils se trouvent logés au niveau des

capsules articulaires. Ils sont sensibles aux variations de vitesse angulaire comme cela est le

cas dans notre tâche de «lâché de charge». Ces récepteurs permettent de renseigner la

position et le mouvement des articulations.

6. Conclusion

Nous venons de voir tous les éléments impliqués dans la réponse réflexe suite à un

lâché de charge et les résultats montrent que pour les sujets sains, la CL n'a pas d'influence

sur ces derniers. On peut supposer que la CL ne peut engendrer un quelconque effet sur ces

récepteurs car ils ne se trouvent pas en superficie des couches de 1' épiderme.

Certains auteurs avancent l'hypothèse qu'un traumatisme de la colonne vertébrale

puisse endommager des récepteurs ou les fibres nerveuses qui les innervent. Cela engendrerait

des « dead zones » dans le feedback sensoriel ou altérerait du moins la sensibilité des

récepteurs. Cette hypothèse est soutenue par de nombreuses études qui ont documenté une

diminution de la proprioception du tronc (Parkhurst et Burnett 1994; Gill et Callaghan 1998 ;

Newcomer et al., 2000), une augmentation du «postural sway» et une diminution du contrôle

postural chez des personnes lombalgiques (Nies et Sinnott 1991 ; Luoto et al.,1996; Luoto et

al., 1998 ; Radebold et al., 2001). En termes de protocole de «lâcher de charge», les« dead

zones» peuvent être responsables des délais dans la réponse musculaire (Reeves et al., 2005).

Pour cela, observer l'effet des CL sur la proprioception semble pertinent. Celle-ci fait partie

de la sensibilité lemniscale qui utilise des récepteurs plus proches de l'épiderme. Cette partie

est abordée dans le chapitre suivant.

120 --------------- CONFIDENTIEL --------------

Chapitre 6 · Effet des ceintures lombaires et de leurs caractéristiques sur la proprioception du tronc

1. Introduction

La proprioception se définit, de manière générale, comme la « connaissance des

parties du corps, de leur position et de leur mouvement dans l'espace, sans que l'individu ait

besoin de les vérifier avec ses yeux » (Blouin et al., 1995). Plus particulièrement, elle désigne

«l'ensemble des récepteurs, voies et centres nerveux impliqués dans la perception, consciente

ou non, de la position relative des parties du corps» (Sherrington, 1906 ; Delmas, 1981).

Pour le rachis, la proprioception est généralement mesurée en utilisant des angles

« cibles » de flexion du tronc. Le sujet apprend par exemple un angle de flexion du tronc à

l'aide de l'expérimentateur puis on lui demande de se repositionner seul à cet angle appris. Il

est alors déterminé des erreurs de repositionnement (en degrés), absolues (AE), constantes

(CE) et variables (VE). L'erreur absolue est la différence entre cible (St) (angle appris) et

l'angle reproduit par le sujet (Sr). On ne tient pas compte du sens de l'erreur (angle dépassé

ou non atteint). Elle est utilisée pour chaque essai afin de visualiser l'amplitude de l'erreur.

L'erreur constante est l'angle avec lequel les sujets ont tendance à dépasser ou non l'angle

cible. L'erreur variable est l'écart-type de l'erreur constante. Elle indique si les sujets

reproduisent la même erreur entre les essais.

Etudier la proprioception est essentiel car avoir conscience de la position de son tronc

lors des activités professionnelles ou de loisirs pourrait permettre de diminuer le risque de

blessures au niveau du rachis (Nair et Heine, 1999). Si on regarde de façon globale, la

proprioception est généralement diminuée chez des personnes ayant eu une blessure au niveau

des articulations des chevilles (Glencross et Thomton, 1981), des genoux (Friden et al., 1997)

ou encore des épaules (Smith et Brunolli, 1989). La proprioception se trouve diminuée

également lors de maladies dégénératives comme 1' arthrose (Barre tt et al., 1991 ), la

polyarthrite rhumatoïde (Ferrell et Craske, 1992) et la maladie de Charcot (Apley, 1977).

Brumagne et al., (2000) ont comparé le repositionnement lombo-sacrée chez des

personnes lombalgiques et chez des sujets sains. Les sujets pathologiques révèlent un

repositionnement moins précis que les sujets sains, probablement en raison d'une altération du

121 -------------- CONFIDENTIEL --------------

fuseau neuromusculaire provenant d'un muscle para vertébral (selon les auteurs). En effet, il y

avait une différence de 2,7 degrés entre les deux populations pour l' AE. D'autres auteurs

mettent en évidence des résultats similaires dans des amplitudes équivalentes (Newcomer et

al., 2000 ; D'Sullivan et al., 2003).

Cependant d'autres auteurs présentent des résultats différents et n'obtiennent pas de

distinctions de la proprioception entre des personnes saines et lombalgiques. Prenons

l'exemple de Assel et al., (2006) qui ont mesuré la VE et la CE lors d'un mouvement de

flexion lombaire. Aucune différence significative n'était rapportée concernant ces erreurs de

repositionnement entre les sujets sains et les sujets lombalgiques. Ceci était également le cas

pour ses prédécesseurs Newcomer et al., (2000) ainsi que pour Koumantakis et al.,(2002). Les

résultats restent donc controversés sur ce sujet.

A notre connaissance, pour ce qui est de l'effet des CL souples sur la proprioception,

la première étude réalisée sur cette thématique fut celle de Mc Nair et al., en 1999. Le but de

celle-ci était d'examiner l'effet d'une CL en néoprène sur la proprioception chez une

population saine. La tâche utilisée pour cette étude était un mouvement de flexion du tronc

dans le plan sagittal. L'AB, la CE et laVE étaient évaluées avec et sans CL. La CL permettait

de diminuer significativement ces trois valeurs, cependant cette diminution se trouvait être

faible (<1 degrés pour les trois erreurs). Les auteurs concluaient que la CL en néoprène

permet d'améliorer l'information somatosensorielle perçu par le système nerveux central et de

ce fait de diminuer ainsi l'erreur de repositionnement du tronc.

A l'inverse, Newcomer et al., (2001) ont observé l'effet des CL élastiques sur une

population saine et n'ont pas mis en évidence de différences significatives. Pfeiker et al.,

(200 1) ont testé le repositionnement sous 4 directions (flexion, extension, inclinaison latérale

gauche et droite). Il était calculé l'AB sur trois angles cibles (30%,60% et 90% de l'angle

maximal). Chez les sujets sains, l'amélioration de la proprioception était observée uniquement

sur un mouvement d'inclinaison latérale gauche (P = 0,014). Deux heures après le port de la

CL, le test était renouvelé et l'erreur de positionnement (RE) était significativement

augmentée sur le mouvement de flexion et d'inclinaison latérale gauche (P = 0,018; 0,037,

respectivement). La proprioception avait donc été dégradée. Sur une population lombalgique,

la CL élastique améliorait de 1 à 2 degrés la proprioception du tronc en flexion, extension et

flexion latérale droite (P = 0,0026 ; 0,0013 ; 0,046 respectivement). Le fait de porter la CL

pendant 2h n'a pas eu d'influence sur la population lombalgique. Les auteurs déconseillaient

alors le port de LSO aux sujets sains pour deux raisons :

122 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Premièrement l'amélioration de la proprioception pour ces sujets avec le port d'une

CL n'a été observée que sur le mouvement de flexion latérale droite. Il existe peu d'activités

de la vie courante où 1' on retrouve uniquement ce mouvement. La théorie que les auteurs

avancent est la suivante: Les sujets sains o:nt physiologiquement de bonnes valeurs de RE et

la CL ne peut améliorer de façon significative la proprioception. La CL ne peut aider les

sujets sains.

Deuxièmement, l'erreur de positionnement s'est trouvée augmentée après le port

d'une CL sur une durée de 2h. Peut-être existe t-il une valeur précise de l'erreur de

positionnement en dessous de laquelle le corps ne peut descendre. De ce fait, l'apport

proprioceptif apporté par la CL entraînerait peut être une diminution temporaire de l'activité

des récepteurs proprioceptifs du corps voir une saturation de ces derniers.

En ce qui concerne les CL rigides, Cholewicki et al., (2006) ont montré sur une

population saine, qu'une CL rigide portée 3h, et ce trois fois par semaine pendant trois

semaines, n'améliorait pas la proprioception. Les auteurs concluaient également qu'aucun

bénéfice proprioceptif ne pouvait être établi chez les sujets sains portant une CL.

Cependant, si les lombalgiques ont, selon les études, une proprioception diminuée par

rapport aux sujets sains et si les CL permettent d'améliorer celle-ci en réduisant l'erreur de

repositionnement, alors les CL seront considérées comme bénéfiques d'un point de vue

proprioceptif pour les lombalgiques. Le but de notre dernière étude est donc d'observer l'effet

d'une CL et de sa rigidité sur la proprioception.

2. Résultats

2.1. Sujets sains

Les résultats sont présentés dans le tableau 7. La CL rigide « Gibortho ®» permet

d'améliorer de 1,6 degrés la CE (figure 53) en comparaison à la condition sans CL (P =

0,003). Quelque soit la condition, les sujets ont tendance à surestimer leur position vis à vis de

la position apprise. Nous notons également qu'avec la CL « Gibortho ®» les sujets se

trouvent être moins homogènes (figure 54) dans leur marge d'erreur en comparaison à la

condition avec CL« prototype» (P = 0,018).

123 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Variables en Moyenne Ecart-type p degrés valeurs

AE 0,54 Sans CL 2,78 2,90 CL prototype 2,13 1,82 CL Gibortho 2,52 2,43 CE 0,003* Sans CL -2,23 3,34 CL prototype -1,16 2,55 CL Gibortho -0,64 2,8 VE 0,018* Sans CL 1,64 1,03 CL prototype 1,13 0,72 CL Gibortho 2,64 2,70

Tableau 7: Résultats des différentes erreurs de repositionnement.

0

"' -o.s

·e bi) c:l

"'1::1 -1 c

c:l -c CJ E -1,5 CJ c c 0 = -2 "' 8. E CJ

-2,5 "'1::1 .. :::1

e .. Y.l -3

-3,5

* Figure 53: Erreur constante de repositionnement

124 -------------- CONFIDENTIEL --------------

* 4

"' ·e 3,5 b,Q Cl

"CC c 3 Cl .. c Cl 2,5 E Cl c c

.51 2

= "' 1,5 8. e Cl 1

"CC ... = 0,5 e ...

LU

0

Sans CL CL prototype CLGibortho

Figure 54: Erreur variable de repositionnement

2.2. Sujets lombalgiques

En ce qui concerne les sujets lombalgiques, les résultats obtenus uniquement sur trois

sujets sont présentés ci-dessous (tableau 8). En raison d'un nombre insuffisant de sujets, il n'a

pas été envisagé d'utiliser des tests statistiques pour analyser les résultats.

Variables en degrés Moyenne Ecart-type AE Sans CL 4,81 2,1 CL prototype 1,95 1,59 CL Gibortho 2,02 1,62 CE Sans CL -1,83 5,14 CL prototype -1,58 1.99 CL Gibortho -0,45 2,62 VE Sans CL 0,94 0,33 CL prototype 1,44 0,37 CL Gibortho 1,71 0,24

Tableau 8: Résultats des différentes erreurs de repositionnement.

125 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

3. Discussion

La présente étude nous a permis d'évaluer 1' amplitude de 1 'erreur de repositionnement

pour la proprioception par la réalisation de tâches de repositionnement. Le but étant d'étudier

l'effet du port d'une CL et de sa rigidité sur l'erreur de repositionnement. Les résultats

montrent que le port d'une CL rigide permet de diminuer 1' erreur constante de 71% chez des

sujets sains. Cependant, cela ne représente que 1,6 degrés ce qui reste faible mais en accord

avec l'étude de Mc Nair et al., (1999). Celle-ci annonçait une diminution de l'erreur de

repositionnement de 14 à 16% ce qui représentait une amélioration inférieure à 1 degré. On

peut cependant se poser la question de la pertinence de ces résultats sachant que 1' erreur de

mesure du système VI CON est de 1' ordre du degré. Les auteurs ayant montré une

amélioration de la proprioception du tronc avec une CL utilisaient un électrogoniomètre dont

il n'est pas précisé l'erreur de mesure (Mc Nair et al., 1999).

L'erreur de positionnement est une mesure indirecte de la proprioception lombaire.

Cette perception de la posture lombaire peut résulter de nombreux récepteurs sensoriels

incluant les fuseaux neuromusculaire des muscles du tronc, des éléments sensoriels dans les

tissus mous passifs comme les ligaments de la colonne vertébrale et d'autres structures

sensorielles comme le système vestibulaire (Latash, 1998 ; Brumagne et al., 1999 ;

Solomonow, 2004).

Les récepteurs cutanés, à la surface de la peau, sont sensibles à différentes entrées

sensorielles. Parmi eux, les mécanorécepteurs sont sensibles à la pression, à la vibration et au

touché. Ils sont donc très sollicités dans le contrôle des mouvements, notamment pour la

proprioception.

En ce qui concerne la peau, elle est constituée de trois couches : 1' épiderme qui est

superficielle, le derme puis l'hypoderme qui est la plus profonde des trois. On retrouve des

récepteurs tactiles dans les trois couches de la peau qui sont des mécanorécepteurs. Il existe, à

la base de l'épiderme, des formations particulières composées par les ramifications d'une fibre

myélinisée dont chaque terminaison se termine par un disque. Ces cellules de forme ronde

sont les disques de Merkel qui réagissent au toucher. Ces récepteurs répondent à des pressions

légères appliquées verticalement sur la surface de la peau. Ils se trouvent entre le derme et

l'épiderme. Ils ont un petit champ récepteur (surface totale de la zone qui capte le stimulus).

La précision de la localisation du stimulus sera inversement proportionnelle à la taille du

champ récepteur. La précision sera élevée si le champ récepteur est de petite taille, si le

champ se trouve être de taille importante, la localisation du stimulus se fera sans grande

126 -------------- CONFIDENTIEL --------------

précision. Au même niveau on retrouve les corpuscules de Meissner qui ont un petit champ

récepteur. Ils sont sensibles aux changements rapides de pression (même légers) sur une

surface restreinte de la peau (Marieb 1999 ; Latash 2002). Ils sont plus nombreux dans les

régions sensibles et glabres de la peau (bout des doigts, mamelons ... ). L'adaptation rapide de

ces récepteurs, qui leur permet de détecter la vitesse, explique par exemple, que nous ne

sentions plus nos vêtements quelques secondes après les avoir mis. Si on regarde plus

profondément au niveau du derme cette fois ci, on retrouve les corpuscules de Ruffini qui sont

activés sur une surface plus importante de la peau. Ils répondent à une déformation stable de

la peau, une pression continue (Marieb, 1999; Latash, 2002).

Les corpuscules de Golgi-Mazzoni et les corpuscules de Pacini se trouvent dans

1 'hypoderme. Les premiers sont sensibles aux pressions faibles et les seconds aux pressions

fortes ainsi qu'aux vibrations.

Les disques de Merkel (superficiels) et les corpuscules de Ruffini (profonds) sont des

récepteurs à adaptation lente. Ils utilisent la fréquence de leurs potentiels d'action pour coder

l'intensité de la stimulation. Ces récepteurs sont activés dès qu'une pression est exercée sur la

surface cutanée et ne cesse de l'être qu'à la fin de celle-ci. Ils codent donc l'intensité et la

durée de la pression. Ils restent activés même lorsque le stimules détecté ne varie plus. Le port

de la CL pourrait donc être capté par ces récepteurs qui seraient activés tout au long du port

de celle-ci et donc participer à une amélioration de la proprioception et donc du

repositionnement. Ceci pourrait être une explication de l'amélioration de la proprioception

avec une CL rigide (à l'erreur de mesure près). Des études plus approfondies seront

nécessaires pour affirmer ou infirmer cette hypothèse.

4. Conclusion

L'étude a mis en évidence qu'une CL rigide (Gibortho ®)permet de diminuer l'erreur

constante de 1 ,6 degrés, soit une amélioration de 71% de 1' erreur de repositionnement donc

indirectement de la proprioception du tronc. Il a été discuté la pertinence de ce résultat au vu

de l'erreur de mesure du système VICON qui est de l'ordre du degré.

L'amélioration de la proprioception du tronc pourrait être expliquée par l'information

sensorielle supplémentaire donnée par les disques de Merkel (superficiels) et les corpuscules

de Ruffini qui seraient activés tout au long du port de la CL. Des études plus approfondies

seront nécessaires pour affirmer ou infirmer cette hypothèse.

127 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Conclusion générale

Le but de cette thèse était, dans un premier temps, de pouvoir mettre en évidence les

effets physiologiques et biomécaniques des CL souples de manière objective afin de pouvoir

justifier leur utilisation et améliorer leur conception. Pour cela, leur influence a été étudiée sur

les activités musculaires lors de tâches posturales puis, plus précisément, sur les délais

réflexes musculaires lors de tâches de lâché de charge et pour finir sur la proprioception.

En ce qui concerne l'étude de la CL souple sur l'activité musculaire du tronc lors de

tâches posturales, les résultats ne mettent pas en évidence un quelconque effet bénéfique lors

de son port sur la stabilité et les activités musculaires du tronc sur une population saine. Ces

résultats semblent en contradiction avec ceux trouvés dans la littérature sur les CL rigides en

ce qui concerne l'activité musculaire qui se trouve généralement diminuée (Reeves et al.,

2006 ; Cholewicki et al., 2007). Nos résultats ont montré que la CL Dynamic permettait de

limiter l'amplitude du mouvement de flexion antérieure du tronc en raison de l'application

d'une contrainte extérieure appliquée sur le tronc. Ceci reste bénéfique aux sujets atteints de

lombalgie. En effet, ce mouvement est reconnu comme étant responsable en partie de la

plupart des lombalgies (Marras, 2000). On peut donc supposer que la rigidité apportée par des

baleines dorsales ou des plastrons rigides, joue un rôle important dans la diminution de

l'activité musculaire dans le but de soulager les muscles du tronc. Cependant, il est essentiel

de noter qu'il n'existe actuellement aucun lien entre une diminution de l'activité des muscles

du tronc et une diminution des douleurs associées aux LBP.

Dans tous les cas, la contribution de la rigidité de la CL (position de ses éléments

rigides) ainsi que leurs caractéristiques dans le maintien du tronc doivent être étudiées à

l'avenir. Il sera essentiel, dans la conception des futures CL, d'augmenter la rigidité de la

partie lombaire des CL. Différentes études faisant varier la rigidité des CL sur des tâches

d'assise instable devront être réalisées afin de déterminer le meilleur compromis entre la

souplesse actuelle et la rigidité totale (plastron) dans le but d'améliorer la stabilité et/ou

diminuer l'activité musculaire du tronc.

Cette étude sur la tâche d'assise instable nous a également permis de mettre en

évidence qu'il pouvait exister, chez des sujets sains, des comportements différents au niveau

de leur réponse musculaire et posturale. Sur la base des données issues de l'activité

musculaire, il a été identifié deux groupes distincts avec des patterns musculaires différents en

128 CONFIDENTIEL --------------

fonction de leur intensité pour tous les muscles du tronc étudiés. Le groupe 2 présentait une

plus grande amplitude de l'activité musculaire, ce qui lui permettait d'obtenir un plus grand

gainage du tronc et donc d'avoir une plus grande stabilité dans la tâche assise instable.

L'activité musculaire du groupe 2 se trouve être comprise entre 5 et 48% de la MVC.

Les différences trouvées entre nos deux groupes se trouvent être similaires à celles

trouvées entre une population saine et une population lombalgique. En effet, le groupe 1 a une

activité musculaire comprise entre 2 et 7% de la MVC, ce qui correspond aux résultats

trouvés sur les sujets lombalgiques où l'activité musculaire est comprise entre 4 à 10% de la

MVC (Reeves et al., en 2006; Cholewicki et al., 2007). Il a également été montré que le

contrôle postural se trouvait être diminué chez les sujets lombalgiques pour le maintien de

l'équilibre sur une tâche d'assise instable (Radebold et al., 2001). Ces différences entre les

deux groupes ont également été confirmées par les variables du contrôle postural.

On peut donc affirmer que, chez une population saine, deux groupes peuvent être

observés. Le groupe 1, dans notre étude, se révèle être moins stable que le groupe 2 en

présentant une réduction systématique de l'amplitude des activités EMG. Lors d'une assise

instable, les activités EMG comprises entre 5 à 15% de la MVC pour les muscles abdominaux

et 34 à 48% de la MVC pour les muscles dorsaux (groupe 2), permettraient d'avoir un

meilleur équilibre que des activités musculaires situées en dessous de 8% de la MVC (groupe

1 ). Le groupe 1 présentant des similitud~s avec les résultats obtenus sur une population de

sujets lombalgiques (Radebold et al., 2001 et Cholewicki et al., 2009), la tâche assise instable

peut se révéler être un test de détection des lombalgies à venir. On pourrait par exemple

étudier le niveau d'activité musculaire d'un sujet lambda sur la tâche assise instable. Si celui

ci se trouve être situé en dessous de 8% et que ses variables de stabilité se trouvent être

élevées (vitesse angulaire du tronc ainsi que les variables du CG) alors on peut penser que

celui-ci serait apte à développer une lombalgie dans les jours, mois ou années à venir.

La deuxième étude de cette thèse avait pour but d'évaluer l'effet du port des CL et de

leur rigidité sur les muscles du tronc en réponse à une perturbation soudaine. Il était important

de pouvoir isoler un mouvement et de regarder l'activité EMG de façon plus précise. De plus,

le délai de réponse musculaire réflexe est reconnu comme étant un bon indicateur des

lombalgies présentes et à venir (Cholewicki et al., 2005). En effet, nous rappelons que les

sujets lombalgiques présentent des réponses réflexes retardées suite à une perturbation

(Radebold et al., 2000, Cholewicki et al., 2002 ; Cholewicki et al., 2005). L'étude des délais

129 -------------- CONFIDENTIEL --------------

réflexes était donc une étape primordiale afin de mieux étudier l'effet des CL sur l'activité

musculaire du tronc. Les sujets lombalgiques présentant un déficit au niveau de la réponse

réflexe, il nous paraissait également important de s'assurer que les CL ne venaient pas

dégrader leur réponse musculaire. A l'inverse, il était est envisageable que celles-ci puisse

permettre de diminuer ce temps de réponse, ce qui pourrait être bénéfique aux personnes

atteintes de LBP. Les effets du port d'une CL (souple ou rigide) sur l'amplitude du délai

réflexe n'étant pas connu aucune étude ne permettait de valider nos mesures. Les résultats

issus de cette étude ne nous ont malheureusement pas permis de mettre en évidence un effet

positif ou négatif des CL sur les délais réflexes. Ces résultats concernent uniquement une

population saine. Par manque de temps, cette même étude sur une plus grande population de

sujets lombalgiques n'a pu être menée. Il semblerait que les résultats soient les mêmes que

ceux observés sur la population saine mais le nombre insuffisant de sujets ne nous permet pas

de statuer sur un quelconque effet des CL sur le délai réflexe. II n'existe donc pas, pour cette

étude, d'effets bénéfiques du port d'une CL sur les délais réflexes sur une population saine,

que celle-ci soit rigide ou souple. Le point positif est qu'il n'y a également pas d'effets

néfastes comme une augmentation des délais réflexes, ce qui aurait pu pénaliser les sujets

lombalgiques. La question posée était de savoir pourquoi les CL n'entraînaient pas de

modifications sur les délais réflexes. Pour tenter d'y répondre, les différents récepteurs mis en

jeu lors de la tâche de perturbation ont été étudiés dans le chapitre 5. Même si les résultats

actuels ne nous permettent pas de conclure, la CL ne semble pas engendrer un quelconque

effet sur ces récepteurs car ils ne se trouvent pas en superficie des couches de l'épiderme.

Cela nous a amené à étudier les effets des CL sur la proprioception, celle-ci s'appuyant sur

des récepteurs supplémentaires comme les récepteurs cutanés, plus proches du contact CL

sujet.

La troisième étude du chapitre 6 avait donc pour but d'évaluer l'amplitude de l'erreur

de repositionnement reflet de la proprioception à l'aide de tâches de repositionnement. Il était

étudié l'effet du port d'une CL et de sa rigidité sur l'erreur de repositionnement. Les résultats

mettent en évidence que le port d'une CL rigide C.I.V.S Gibortho ® permet de diminuer

1' erreur de repositionnement (constante) de 71%. Ce résultat montrent une diminution de

l'erreur de repositionnement de 1,6 degrés ce qui reste faible mais en accord avec l'étude

précédente de Mc Nair et al., (1999) qui obtenait une diminution de l'erreur de

repositionnement de 14 à 16% ce qui représentait une amélioration inférieure à 1 degré. Reste

à prendre en compte l'erreur de mesure du système VICON qui est de l'ordre du degré. Bien

que nous ayons observé uniquement l'erreur de repositionnement, nous avons tenté

130 -------------- CONFIDENTIEL --------------

d'expliquer les mécanismes physiologiques sous-jacents à cette amélioration de la

proprioception. Il semblerait que les disques de Merkel et les corpuscules de Ruffini, étant des

récepteurs à adaptation lente, seraient activés dès qu'une pression serait exercée sur la surface

cutanée et ils ne cessent de l'être jusqu'à la fin de celle-ci. Ces derniers restent donc activés

même lorsque le stimulus détecté ne varie plus. Il semble donc pertinent de dire que le port de

la CL pourrait être détecté par ces récepteurs. Ces derniers seraient activés tout au long du

port de celle-ci et permettraient d'apporter une amélioration de la proprioception et donc du

repositionnement. C'est l'explication que nous avons trouvée à l'amélioration de la

proprioception par le port d'une CL rigide. Ceci reste une hypothèse et des études ultérieures

seront nécessaires afin d'affirmer ou d'infirmer cette hypothèse.

Les CL souples n'ont donc pas d'influence sur l'activité musculaire globale du tronc,

sur la stabilité lors d'une tâche de contrôlé postural, sur les délais réflexes musculaires du

tronc ainsi que sur la proprioception. Il semblerait, au vu des études menées, que le manque

de rigidité de celles-ci en soit la cause. Il est donc important à l'avenir d'ajouter un

renforcement sur la partie postérieure des CL souples, sans tomber dans une rigidité extrême

come la CL C.I.V.S Gibortho ®. En effet, n'oublions pas que les CL souples sont destinées à

un public sportif et que les CL rigides comme la rigide C.I.V.S Gibortho ® ne sont pas

adaptées à l'usage sportif car leur trop grande rigidité ne leur permet pas d'accompagner le

corps humain lors de mouvements physiques. En effet, les CL rigides ne suivent pas la

courbure lombaire lors d'activités physique. Leur rigidité excessive ne leur permet pas de

rester en contact avec la peau lorsque le rachis lombaire est en mouvement. Un bon

compromis doit être trouvé lors de l'élaboration des futures CL souples.

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148 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Annexes

1. Annexe 1 : Questionnaire donné aux sujets pour le chapitre 5 et 6

SujetN°

Nom

Prénom

Age

Taille (70-85 cm)

Tour de taille

Poids

Sport pratiqué

Fréquence/ semaine

Niveau

Lombalgies

Nombre d'épisodes de lombalgie dans

1' année écoulée

Date et durée du dernier épisode de

lombalgie

Echelle visuelle analogique pour la douleur

Niveau de handicap (Roland questionnaire)

Critères d'inclusion Sujet Sains:

Sain Si vous n'avez ou n'avez pas eu de

douleurs lombaires pendant plus de 3 mois Lombalgique

successifs depuis un an.

149 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

Lombalgiques :

Si vous avez ou avez eu des douleurs

lombaires importantes pendant au moins 3

mois et que la douleur persiste encore.

(Douleur entre Ll et le pli fessier, venez me

voir si vous avez un doute sur la localisation

de la douleur)

Critères d'exclusion

Pas de femmes enceintes

Pas de passé chirurgical au niveau du dos

Pas de problèmes au niveau de l'oreille

interne associés à des problèmes d'équilibre

Pas de compression ou fracture vertébrale

Pas de déficit neurologique

Pas de symptômes au niveau des extrémités

Pas de vertiges ou étourdissements

150 -------------- CONFIDENTIEL --------------

2. Annexe 2 : Echelle visuelle analogique pour la douleur

VAS donnée aux sujets dans le chapitre 5 et 6

:i::lcL..lru..u:. Le._ p~.s ·,n.f;rne_ po~b(.$l..

,.oorsares

} '\ " Lombaires !

~ .[ .. i

t " '1 ,,

Coccyx ./

Cervicalgie

Dorsalgie

Wewers M.E. & Lowe N.K. (1990) A critical review ofvisual analogue scales in the

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151 ------------------------------ CONFIDENTIEL ------------------------------

3. Annexe 3 : Questionnaire Roland Morris

Version française de "The Roland Morris disability questionnaire produced by MAPI"

en 2005?

QUESTIONNAIRE SUR LE MAL DE DOS

Lorsque vous avez mal au dos, vous pouvez avoir du mal à réaliser certaines des

activités que vous faites d'habitude.

Vous trouverez ci-dessous une liste de phrases qui ont été utilisées par des personnes

souffrant de mal de dos pour décrire leur situation. A la lecture de ces phrases, certaines se

détacheront peut-être car elles décrivent votre situation aujourd'hui. En lisant cette liste,

pensez à votre situation aujourd'hui. Quand vous lirez une phrase qui décrit votre situadon

aujourd'hui, entourez le numéro qui se trouve à côté de cette phrase. Si la phrase ne vous

correspond pas, laissez un blanc et passez à la phrase suivante. Faites bien attention à

n'entourer que les phrases qui décrivent votre situation aujourd'hui.

1. A cause de mon mal de dos, je reste pratiquement toute la j oumée à la maison.

2. Je change souvent de position pour essayer de soulager mon mal de dos.

3. A cause de mon mal de dos, je marche plus lentement que d'habitude.

4. A cause de mon mal de dos, je ne fais aucune des tâches que je fais d'habitud à la

matson.

5. A cause de mon mal de dos, je m'aide de la rampe pour monter les escaliers.

6. A cause de mon mal de dos, je m'allonge plus souvent que d'habitude pour me

reposer.

7. A cause de mon mal de dos, j'ai besoin de m'agripper à quelque chose pour me lever

d'un fauteuil.

8. A cause de mon mal de dos, je demande aux autres de faire certaines choses à ma

place.

9. A cause de mon mal de dos, je m'habille plus lentement que d'habitude.

10. A cause de mon mal de dos, je ne peux rester debout que de courts instants.

11. A cause de mon mal de dos, j'évite de me pencher ou de m'agenouiller.

152 --------------- CONFIDENTIEL ---------------

12. A cause de mon mal de dos, j'ai du mal à me lever d'une chaise.

13. J'ai pratiquement tout le temps mal au dos.

14. A cause de mon mal de dos, j'ai du mal à me retourner dans mon lit.

15. A cause de mon mal de dos, je n'ai pas beaucoup d'appétit.

16. A cause de mon mal de dos, j'ai du mal à enfiler mes chaussettes (ou mes bas, ou mes

collants).

17. A cause de mon mal de dos, je ne peux marcher que sur de courtes distances.

18. A cause de mon mal de dos, je dors moins que d'habitude.

19. A cause de mon mal de dos, j'ai besoin de l'aide de quelqu'un pour m'habiller.

20. A cause de mon mal de dos, je reste assis(e) pratiquement toute la journée.

21. A cause de mon mal de dos, j'évite les tâches pénibles à la maison.

22. A cause de mon mal de dos, je suis plus irritable et de plus mauvaise humeur avec les

autres

d'habitude.

23. A cause de mon mal de dos, je monte les escaliers plus lentement que d'habitude.

24. A cause de mon mal de dos, je reste pratiquement toute la journée au lit.

que

153 -------------- CONFIDENTIEL --------------

Résumé

Le but de cette thèse était, dans un premier temps, de pouvoir mettre en évidence les effets

physiologiques et biomécaniques des ceintures lombaires (CL) souples de manière objective afm

de pouvoir justifier leur utilisation et améliorer leur conception. Pour cela, leur influence a été

étudiée sur les activités musculaires lors de tâches posturales puis, plus précisément, sur les délais

réflexes musculaires lors de tâches de lâché de charge et pour finir sur la proprioception.

Les études entreprises montrent que les CL souples n'ont pas d'influence sur l ' activité

musculaire globale du tronc, sur la stabilité lors d'une tâche de contrôle postural, sur les délais

réflexes musculaires du tronc ainsi que sur la proprioception. Il semblerait, au vu des études

menées, que le manque de rigidité de celles-ci en soit la cause. Il est donc important à 1' avenir

d'ajouter un renforcement sur la partie postérieure des CL souples sans tomber dans une rigidité

extrême. En effet, n'oublions pas que les CL souples sont généralement destinées à un public

sportif et que les CL rigides ne sont pas adaptées à l'usage sportif car leur trop grande ngidité ne

leur permet pas d'accompagner le corps humain lors de mouvements physiques. En effet, les CL

rigides ne suivent pas la courbure lombaire lors d ' activités physique. Leur rigidité excessive ne

leur permet pas de rester en contact avec la peau lorsque le rachis lombaire est en mouvement.

Un bon compromis doit être trouvé lors de l'élaboration des futures CL souples.

Abstract

The purpose of this work was to identify the physiological and biomechanical effects of

soft lumbosacral orthosis (LSO) in order to justify their prescription and design. The influence of

such orthosis bas been studied on trunk's muscles activity for postural tasks. More specifically, it

has been investigated first the muscle response's delay on a sudden trunk unloading and second,

the trunk proprioception.

The soft LSO seems to have no influence on global muscle activity, as on trunk stability

for unstable sitting episode. Also, the influence was not clear on the muscle response's delay as

well as trunk proprioception. It seems that, in view of the studies results, the lack of rigidity for

soft LSO is the explanation. It's then significant, in the future, to strengthen the back of soft LSO

without falling in extreme rigidity as for orthopaedic one. Soft LSO are used for athletes and rigid

LSO could not be suitable for sport practices because such rigidity doesn't allow athletes to

produce correct body movements. Indeed, the rigid LSO doesn 't stay in contact with the low back

when the spine is moving. A good compromise between rigidity and softness is proposed for

development of future flexible LSO.

00900851

DOCTORAT Spécialité

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