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
20 CONFIDENTIEL --------------
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).
28 CONFIDENTIEL --------------
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
30 CONFIDENTIEL --------------
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).
,.
" ·-.
-·-·•·· --··iii:i!iojti. _,;: ... !!!!!!·_ •. 1!12$$!!11!!!. -~-1!!--lii-·-'-·. ··---~··--~~.-,.~:·:· ._ . ·~·rr ·'-~ ~
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.
81 CONFIDENTIEL --------------
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).
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l-
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Groupe 1
r-
b
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~-
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
measurement of clinical phenomena. Research in Nursing and Health 13, 227-236
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
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